JP2008035918A - 血糖値測定装置および血糖値測定方法 - Google Patents

Abstract

【課題】血糖値（グルコース濃度）を測定する方法として、光学式な測定方法が知られている。しかし、測定精度の向上や装置の小型化が進まない問題があった。
【解決手段】３種類の単一波長のレーザ光（３波長のレーザ光）を被測定部位に照射し、それぞれの波長に対する吸収率を測定する。離散的な３つの吸収率から２次微分値を求め、２次微分値と血糖値の変換関数より血糖値を算出する。高精度、小型化、非侵襲の血糖値測定装置および血糖値測定方法を提供できる。
【選択図】 図３

Description

本発明は、血糖値測定装置および血糖値測定方法に係り、特に小型化、高精度化を実現した非侵襲の血糖値測定装置および血糖値測定方法に関する。

血糖値の測定方法としては、採血法（侵襲法）と無採血法（非侵襲法）がある。採血法は、採血した血液を通常はグルコース酸化酵素法により、簡便法としては試薬と反応させ、その反応色から比色を用いて血糖値を求める方法が行われている。無採血法は、さまざまな手法が報告されているが、例えば以下のように光学的に測定する方法が知られている。

グルコース濃度（血糖値）を測定する方法として、近赤外光（８００ｎｍ〜２５００ｎｍ）を照射し、透過光から特定波長における吸光率を求めて血糖値を算出する方法がある（例えば特許文献１参照。）。また、分光分析による方法や、フーリエ変換によるスペクトル分析（Fourier Transform infrared Spectrometer：ＦＴＩＲ）を行い、そのスペクトルの変化及び、統計的手法から求める方法が提案されている。ＦＴＩＲ分析装置の光学系は、例えばマイケルソン型の干渉計を構成するものである（例えば特許文献２参照。）。
特許公開２００２−２０２２５８ 特許公表２００６−５１２９７９

しかし、採血法による血糖値の測定の場合、採血のための苦痛など非常に大きいものになっている。また穿刺針は消耗品であるため、例えば糖尿病患者の金銭的負担が大きい等の問題がある。

また、例えば特許文献１の如く近赤外光を照射し、特定波長における吸光率から血糖値を求める方法においては、被測定部位として血管が利用されており、精度よく測定することが非常に難しい問題がある。すなわち、透過光は血中成分としてグルコース以外の成分（具体的にはヘモグロビン）の影響を強く受ける上、グルコースの吸光率は非常に小さいため、高精度化を図るための大きな課題となっている。

一方スペクトル分析を使用する方法は、ある程度の測定精度が確保できるとされている。しかし、スペクトル分析に使用する分光器はある程度の光路長を確保する必要があり、測定装置の小型化には限界がある。また、特許文献２の如くＦＴＩＲ分析装置による方法も、光路及び、ミラーなどの可動部の存在から小型化は不可能といえる。

またスペクトル分析手法は元来、血糖値を測定するための方法ではなく、材料に物性分析を行うための手法である。そのため、その分析スペクトル範囲は非常に広いものである。しかし、血糖値の測定だけを考えた場合、グルコースの吸光特性は既知とされていることから、その部分だけのスペクトルに対する吸光特性のみが測定できればよい。

すなわち分光分析法やＦＴＩＲ分析法などのスペクトル分析法では、余分な領域を測定している時間が長く、また、可動部を実際に駆動するため、測定にはある程度の（無駄な）時間を必要とする。

更に、血糖値測定の使用環境を考えた場合、測定装置の小型化による携帯性の向上は市場要求であり、光路および可動部が存在する測定装置では携帯性の点においても大きな問題がある。

本発明は上述した諸々の事情に鑑み成されたもので、第１に、発光部と受光部と制御部を有し、生体の被測定部位における血糖値を測定する光学測定部と、前記血糖値を表示する表示部とを有する血糖値測定装置であって、前記発光部は、前記被測定部位に対して出射波長がそれぞれ第１波長、第２波長および第３波長の近赤外レーザ光を個別に出力し、前記受光部は、前記被測定部位で反射した前記レーザ光の反射光をそれぞれ検出し、前記制御部は演算処理部を備え、該演算処理部は前記反射光を前記第１波長、第２波長、第３波長の前記レーザ光が前記被測定部位のグルコースにそれぞれ吸光された割合である第１吸光率、第２吸光率、第３吸光率に換算し、該第１吸光率、第２吸光率、第３吸光率の２次微分値を演算し、前記２次微分値および、前記第１、第２、第３吸光率に基づく値により前記被測定部位における血糖値データを算出し、前記表示部に前記血糖値データを出力することにより解決するものである。

第２に、発光部と受光部と制御部を有し、生体の被測定部位における血糖値を測定する光学測定部と、前記血糖値を表示する表示部とを有する血糖値測定装置であって、前記発光部は、前記被測定部位に対して出射波長がそれぞれ第１波長、第２波長および第３波長の近赤外レーザ光を個別に出力し、前記受光部は、前記被測定部位で反射した前記レーザ光の反射光をそれぞれ検出し、前記制御部は演算処理部を備え、該演算処理部は前記反射光を前記第１波長、第２波長、第３波長の前記レーザ光が前記被測定部位のグルコースにそれぞれ吸光された割合である第１吸光率、第２吸光率、第３吸光率に換算し、該第１吸光率、第２吸光率、第３吸光率の２次微分値を演算し、前記第１、第２吸光率を前記第３吸光率および所定の基準値により補正した第１補正吸光率、第２補正吸光率を算出し、前記２次微分値および、前記第１、第２補正吸光率、および前記第３吸光率に基づき前記被測定部位における血糖値データを算出し、前記表示部に前記血糖値データを出力することにより解決するものである。

また、前記第１波長、第２波長、第３波長はそれぞれ近傍の波長であり、この順で波長が長くなり、前記第３波長は純水による吸光率が非常に大きくほぼ純水による吸光のみが測定できる波長であり、前記第２波長はグルコースによる吸光率が大きい波長であり、前記第１波長は、グルコースによる吸光率が小さい波長であることを特徴とするものである。

また、前記演算処理部は前記第１、第２、第３吸光率のそれぞれに対する第１、第２、第３基準吸光率を保持し、前記第３吸光率と前記第３基準吸光率により基準シフト量を算出し、該基準シフト量により、前記第１、第２吸光率をそれぞれ補正して第１基準補正吸光率、第２基準補正吸光率を算出し、前記第１および第２基準補正吸光率をそれぞれ前記第１、第２基準吸光率により補正して前記第１補正吸光率および第２補正吸光率を算出することを特徴とするものである。

また、前記第１、第２、第３基準吸光率は予め測定された純水による前記第１、第２、第３波長の前記レーザ光の吸光率であることを特徴とするものである。

また、前記光学測定部は温度検知部を有し、該温度検知部により前記第１波長、第２波長および第３波長の温度補正を行うことを特徴とするものである。

また、前記光学測定部は、前記温度検知部により前記被測定部位の体温を測定し、グルコースの吸光特性の温度依存特性に基づき、前記レーザ光の温度または駆動電流を変化させ、該レーザ光の出射波長を制御することを特徴とするものである。

また、前記発光部は、前記被測定部位の表皮から入射した前記レーザ光が真皮層にて拡散反射する照射角度で前記レーザ光を出力することを特徴とするものである。

また、前記発光部および前記受光部は、遮光板を介して隣接して配置されることを特徴とするものである。

第３に、生体の被測定部位における血糖値を光学的に測定する血糖値測定方法であって、前記被測定部位に対して出射波長がそれぞれ第１波長、第２波長および第３波長の近赤外レーザ光を個別に照射する工程と、前記被測定部位で反射した前記レーザ光の反射光をそれぞれ検出する工程と、前記反射光から前記第１波長、第２波長、第３波長の前記各レーザ光が前記被測定部位のグルコースにそれぞれ吸光された割合である第１吸光率、第２吸光率、第３吸光率を算出する工程と、前記第１吸光率、第２吸光率、第３吸光率の２次微分値を演算する工程と、前記第１吸光率、第２吸光率を前記第３吸光率と所定の基準値に基づき補正し、第１補正吸光率、第２補正吸光率を算出する工程と、前記第１、第２補正吸光率と、前記第３吸光率、および前記２次微分値を用いて血糖値を演算する工程と、を具備することにより解決するものである。

また、前記第１波長、第２波長、第３波長はそれぞれ近傍の波長であり、この順で波長が長くなり、前記第３波長は純水に対する吸光率が非常に大きくほぼ純水による吸光のみが測定できる波長であり、前記第２波長はグルコースによる吸光率が大きい波長であり、前記第１波長は、グルコースによる吸光率が小さい波長であることを特徴とするものである。

また、前記第１、第２、第３吸光率のそれぞれに対する第１、第２、第３基準吸光率を予め測定し、前記第３吸光率と前記第３基準吸光率により基準シフト量を算出し、該基準シフト量により、前記第１、第２吸光率をそれぞれ補正して第１基準補正吸光率、第２基準補正吸光率を算出し、前記第１および第２基準補正吸光率をそれぞれ前記第１、第２基準吸光率により補正して前記第１補正吸光率および第２補正吸光率を算出することを特徴とするものである。

また、前記第１、第２、第３基準吸光率は予め測定された純水による前記第１、第２、第３波長の前記レーザ光の吸光率であることを特徴とするものである。

また、前記被測定部位の温度を検知し、前記第１波長、第２波長および第３波長の温度補正を行うことを特徴とするものである。

また、前記レーザ光の出射波長は、前記被測定部位の体温と、グルコースの温度依存特性に基づき前記レーザ光の温度または駆動電流を変化させて制御することを特徴とするものである。

また、前記レーザ光は、前記被測定部位の表皮から入射し、真皮層にて拡散反射する照射角度で出力されることを特徴とするものである。

本実施形態によれば、血糖値の測定精度が高く、小型化で非侵襲の血糖値測定装置および血糖値測定方法を提供できる。

すなわち第１に、レーザ光を測定部位に照射しその反射光を測定して吸光率を求めることにより、透過光を用いる場合と比較して高精度で利便性を向上させることができる。被測定部位である血管に近赤外光を照射して透過光を測定する方法では、血中成分（ヘモグロビン）の影響を強く受け、透過光が変化する上、グルコースの特性として吸光率が非常に小さいため、正確な測定が困難である。

本実施形態は、被測定部位として真皮層を利用し、真皮層での反射光から真皮層中のグルコース濃度を測定するものであり、これによりグルコース以外の血中成分の影響を殆ど受けない測定が可能となる。

また、血糖値を測定する行為は血圧を測定するような場合とは異なり、食事の後などで測定する場所は一定でない可能性が高い。そのため、血糖値計は小型であり、携帯性が要求される。同様な理由から測定する場所も直ぐに測定できるような部位でなくてはならず、通常の生活をあまり制限しないことが望ましい。つまり、本実施形態では、このような血糖値の測定装置の使用状態を考慮すると透過光を使用する場合と比較して、携帯性が向上できる。

また、照射するレーザ光として３つの単一波長を利用する。これにより、スペクトル分析手法と比較して装置の小型化、測定時間の短縮が図れる。スペクトル分析に使用する分光器はある程度の光路長を確保する必要があり、またＦＴＩＲ分析装置も光路およびミラーなどの可動部の存在から小型化は不可能である。

しかし、本実施形態によれば、分光器ほどの光路長は不要であり、また可動部も不要であるため、装置の小型化が実現する。具体的には例えば片手での取扱いおよび携帯が可能な程度まで小型化できる。

更に、３つの波長のレーザ光について吸光率を求め、これらの２次微分値を算出するため中心波長を頂点としてその前後の２点からの変化率（変化量）として測定値を求めることができる。既述の如くグルコースの吸光率は非常に小さいため、実際に血糖値が高い場合と測定誤差の場合の区別がつきにくいが、本実施形態によれば、受光（反射光または透過光）の実測値を採用する場合と比較して演算が容易であり、また誤差を少なくすることができる。

また、２次微分値により変化量として演算を行うため、基準量（通常測定される値に対するずれ量）の大きさは無関係となり、揺らぎ（Fluctuation）等の変動を吸収することができ、測定誤差を小さくできる。

第２に、第１波長はグルコースによる吸光率が小さく、第２波長はグルコースによる吸光率が大きく、第３波長は純水による吸光率が非常に大きくほぼ純水による吸光のみが測定できる波長を選択し、基準値となる純水による各波長の吸光率を予め測定しデータとして保持することにより、物理的な補正用の参照体を用いることなく定量的な数値を求めることができる。

第３に、近赤外光としてレーザ光を用いるため、レーザ出力条件を温度補正することができる。すなわち、体温や気温の変動に伴い、被測定部位のグルコース吸光特性が変化した場合であっても、温度検知部によりレーザの波長を制御できるので、正確な血糖値測定が可能となる。

第４に、レーザ光を真皮層にて拡散反射する照射角度で出力するため、被測定部位として真皮層を利用でき、レーザ光の反射光から吸光率を測定できる。真皮層は、近赤外光で血糖値を測定する場合に最も阻害要因となる血中ヘモグロビンの影響が非常に少ない。また、第１、第２基準吸光率が純水による第１、第２波長の吸光率であるため、これらと第１、第２吸光率を比較することでグルコースによる吸光率を定量的に得ることができる。

第５に、光学測定部の発光部および受光部は、隣接して配置するため、測定すべき拡散反射光のみを正確に受光することができる。また遮光板を介して配置されるため、被測定部位の表面での直接反射光が受光部に到達することを防ぐことができる。

更には非侵襲（無採血法）であるので、無痛であり、また穿刺針等の消耗品が不要であるため、被測定者の身体的、金銭的苦痛を伴うことはない。

以下、本発明の実施形態の一例を、図１から図１０を参照して詳細に説明する。

本実施形態の血糖値測定装置１００は、発光部と受光部と制御部からなる光学測定部１と、表示部２を有する。

図１は、本実施形態の血糖値測定装置の一例を示す図であり、図１（Ａ）が外観図、図１（Ｂ）が図１（Ａ）のａ−ａ線断面図、図１（Ｃ）（Ｄ）が内部の平面図である。

図１（Ａ）（Ｂ）の如く血糖値測定装置１００の外部筐体８の一主面には、例えば電源スイッチ４、測定開始・停止ボタン５、表示部２等が設けられる。外部筐体８の上部には被測定部位との接触部となるアタッチメント３が設けられる。アタッチメント３は光学測定部１と連続して設けられる。本実施形態では一例としてアタッチメント３は、光学測定部１内の発光部から出力される光、および受光部で受光する光が外部に漏れないような形状（例えば筒状）および材質であり、光学測定部１の外部筐体の一部を構成する。

図１（Ｃ）の如く光学測定部１は発光部と受光部（ここでは不図示）および制御部６を有し、生体の被測定部位における血糖値を測定する。制御部６は例えばプリント基板上に集積化された半導体集積回路により構成され、演算処理部を有する。

また図１（Ｄ）の如く内部構造において表示部２は、制御部６の一部である表示ドライバに接続する。表示部２は、例えばＬＣＤ（Liquid Crystal Display）パネル、有機ＥＬ（Electronic Luminescent）表示パネル等であり、血糖値やその他測定情報（例えば測定エラーの通知、日時等）が測定者に認識可能に表示されるものであればよい。また制御部６に接続する電源部７が設けられる。電源はＡＣアダプターによる充電や電池、あるいはこれらの併用等である。

図２は、血糖値の被測定部位を示す概要図である。図２（Ａ）は血糖値測定装置１００と被測定部位を示す図であり、図２（Ｂ）は、被測定部位の断面概要図である。

血糖値測定装置１００は、図２（Ａ）の如く、腕あるいは手首内側にアタッチメント３を密着させて測定する。

図２（Ｂ）の如く血糖値測定装置１００は、被測定部位２５として生体の真皮層２５２を利用する。生体の表皮２５１の下層（内部）には真皮層２５２があり、その下層に皮下組織２５３が存在する。

本実施形態では、光学測定部１から出射したレーザ光２０を真皮層２５２にて拡散反射させる。すなわち表皮２５１から入射したレーザ光２０が真皮層２５２で拡散反射する照射角度θで、レーザ光２０が発光部から出力される。

血糖値を測定するには、血中グルコース濃度を検出するのが効率的である。また、血糖値を非侵襲（無採血）で測定する場合、人体に対して透過性を有する波長帯の光を使用することになるが、グルコースの場合、近赤外帯光のいくつかのスペクトルに対して吸光特性を有することが知られている。そこで、従来の光学的な血糖値測定装置では血管に近赤外線を透過して、グルコースによる吸収率を検出することで血糖値を測定している。

しかし、血中にはグルコース以外にも様々な物質が存在する上、グルコースの吸光率は非常に小さいものである。特に透過光の場合、血中成分であるヘモグロビンの影響を強く受けてその光量が変化し、結果的に血糖値を正確に測定できない問題がある。

そこで、本実施形態では、血中成分（ヘモグロビン）の影響を受けないよう、真皮層２５２のグルコースを測定することとした。真皮層２５２は生体外部（表皮２５１）から非常に浅い位置にあるため、レーザ光２０のビームの絞り角（レンズ開口径ＮＡ）や照射角度を適宜選択することにより、血糖値の算出に十分な反射光を得ることができる。また、反射光による測定は、皮下組織２５３を透過しないため、グルコース以外の成分による測定誤差も回避できることから、透過光を利用する場合よりも有利である。

図３は、光学測定部１を示す図であり図３（Ａ）が上面図、図３（Ｂ）が図３（Ａ）のｂ−ｂ線断面図である。

光学測定部１は、発光部１１と受光部１２を有する。発光部１１は、被測定部位に対して出射波長がそれぞれ第１波長λ１、第２波長λ２および第３波長λ３の近赤外レーザ光を個別に出力する半導体レーザである。レーザ光２０はレンズ開口径ＮＡの集光レンズ１１ａで集光され、小さいスポットで被測定部位に照射される（図２（Ａ））。尚、図２（Ｂ）では集光レンズ１１aを２枚設けているが、この数に限らない。

ここで、第１波長λ１、第２波長λ２、第３波長λ３はそれぞれ近傍の波長の近赤外光であり、この順で波長が長くなる（λ１＜λ２＜λ３）。また第３波長λ３は純水による吸光率が非常に大きくほぼ純水による吸光のみが測定できる波長であり、第２波長λ２はグルコースによる吸光率が大きい波長であり、第１波長λ１は、グルコースによる吸光率が小さい波長である。これらの波長を選択する理由は後述する。

受光部（Photo Detector）１２は、被測定部位で反射したレーザ光の反射光２１をそれぞれ検出する、例えばフォトダイオードである。

反射光２１もレンズ開口径ＮＡ’の集光レンズ１２aにより集光され、受光部１２で検知される。尚、受光部１２では反射光２１をできる限り多く集光することが望ましいので、そのスポット径は発光部１１に比べて大きく設定される（図２（Ａ））。

発光部１１および受光部１２は、遮光板１７を介して隣接して配置される。例えば図２（Ｂ）の如く、発光部１１と受光部１２は同一筐体（本実施形態ではアタッチメント３の一部）内に配置され、中央に遮光板１７を配置する。遮光板１７は、少なくともアタッチメント３の外周と同一の高さに設けられる。被測定部位２５にアタッチメント３を当接し、被測定部位２５にレーザ光２０を照射した場合、レーザ光２０の一部は表皮２５１で反射する。このような直接反射光が受光部１２に到達することを防止するため、遮光板１７を設ける。遮光板１７により、発光部１１および受光部１２がそれぞれ分離された空間に配置される。

遮光板１７は、例えば、表面が黒色状であり、近赤外を透過、反射しないで吸収する素材である。

より詳細に説明すると、例えば、表面に塗装が施された金属板、具体的には、表面に黒色系の起毛状の塗装物が施された金属板などが挙げられる。また、遮光板１７として、例えば、アクリル、ポリカーボネート樹脂からなる群から選ばれる少なくとも一種以上の樹脂を含有する樹脂材が用いられて形成された樹脂板などが挙げられる。その場合、遮光性を向上させるために、樹脂材内に、カーボン繊維、グラファイトからなる群から選ばれる少なくとも一種以上の黒色系充填材などが含有された樹脂板を用いるとよい。また、遮光板１７として、例えば、黒色系偏光板が用いられてもよい。その場合、偏光板として、例えばガラスを基材とした基板が用いられることが好ましい。また、遮光板１７として、例えば、石材などが用いられてもよい。

また、レーザ光２０は、戻り光の影響を受けるが、遮光板１７によりその影響を低減できる。従って、レーザ光２０を安定して発振させることができ、測定ノイズの低減が図れる。

さらに、受光部１２も遮光板１７によって区切られた空間で使用することで、電気的ノイズの影響を受けにくくすることができる。

加えて、本実施形態の遮光板１７は、接触検知センサとしても機能する。すなわち、遮光板１７は、垂直方向に可動式であり非測定時には周囲のアタッチメント３より突出する。一方、測定時にアタッチメント３を被測定部位２５に当接させた場合は、遮光板１７は有る程度のテンションで被測定部位２５に接触すると共に光学測定部１内部に押下され、遮光板１７下方のスイッチ１８を作用させる。つまりこのスイッチ１８によって、制御部６はアタッチメント３が正常に被測定部位に接触したことを検出し、正常な状態で（外光を遮蔽した状態で）測定処理を開始させることができる。

また、遮光板１７を接触検知センサとして機能させ、正常な接触を検知したのち測定装置を動作させる場合には、遮光板１７はアタッチメント３より低い位置に設けられても良い。例えば、アタッチメント３側を可動式とし、遮光板１７の上端に被接触部位との接触センサを設け、遮光板１７内の配線を介してスイッチ１８と接続する。所定のテンションで被測定部位２５に接触させることにより、アタッチメント３が押下され、遮光板１７とアタッチメント３の高さが同等となる。この状態で遮光板１７上部の接触センサが接触を検知し、測定装置を動作させるスイッチ１８が導通すれば、外光を遮蔽した状態で測定装置を動作させることができる。

さらに、遮光板１７の上端に接触センサを設ける場合は、遮光板１７およびアタッチメント３の高さを同一とし、いずれも固定式としてもよい。

外光の侵入を避けるため、アタッチメント３も遮光性を有する材質が選択される。さらに、発光部１１からのレーザスポットは非常に微小であり、また受光部１２も大きいとはいえ、拡散反射光の広がりで例えば１ｍｍ程度（フォトダイオード面で例えば０．１ｍｍ〜０．５ｍｍ程度）である。測定精度を向上させるためには外光の侵入を避けることが望ましく、レーザ光２０および反射光２１が通過するのに十分な開口部を確保すればアタッチメント３の上面は側面から隙間無く連続し、可能な限り内部を覆う形状とする。

発光部１１のレーザ光２０は適切なレンズ開口径ＮＡによってビームが絞られ、被測定部位２５（真皮層２５２）に対して角度θで照射される。この角度θは、遮光板１７の垂直方向（紙面上下）の中心線とレーザ光２０の光軸で成す角であり、真皮層２５２のグルコース濃度の測定に最も適切な角度に設定され、照射されたビームのフォーカス点Ｄ、Ｗは真皮層２５２のグルコースからの反射光（拡散反射光）を最も効率良く得られる点に設定される。ここでフォーカス点Ｄは表皮２５１からの深さでありグルコース測定に適した真皮層２５２内の一点である。また、フォーカスＷは、遮光板１７からの距離であり、フォーカス点Ｄの深さにおいて、遮光板１７の中心または端部からどれくらい離間しているかを示す一点である。

レーザ光２０のビームを所定の角度θで入射させる他の理由として、レーザの発振点になるべく反射光２１が戻らないようにすることがあげられる。

これに対し、受光部１２側は、反射光２１を効率よく選択するための角度θ’、フォーカス点Ｄ’、Ｗ’に設定される。角度θ’は遮光板１７の垂直方向の中心線と反射光２１の光軸で成す角であり、フォーカス点Ｄ’、Ｗ’はそれぞれ、表皮２５１からの深さ、遮光板１７の中心又は端部からの距離である。

拡散反射されたビームは基本的にあらゆる層からの反射光があるため、角度θ’、フォーカス点Ｄ’、Ｗ’およびレンズ開口径ＮＡ’によって、真皮層２５２からの反射光を選択的に集光するように設定される。

尚、この光学測定部１は一例である。図示は省略するが、発光部１１および受光部１２の構成として、それぞれミラーを設け、ミラーにて集光するものであってもよい。上記の如く集光レンズ１１ａ、１２ａで集光する場合は、レンズの透過率によって光量が減衰する。ミラーで集光することで、光量の減衰は抑えられ、また焦点距離によってはミラーで反射させた方が設計が容易になる場合がある。

本実施形態の光学測定部１は、分光分析装置やＦＴＩＲ分析装置などで要求される光路長や、ミラーなどの可動部が不要である。また上述のようにミラーを採用した場合でも、稼働させる必要はなく小型化を維持できる。また単一波長のレーザの反射光を受光するので、回折格子などにより分光する必要が無く、受光部１２はレンズとPhoto Detectorのみで構成できる。従って、血糖値測定装置１００の小型化、軽量化が実現し、携帯性を大幅に向上させることができる。そのサイズは例えば手のひらに収まり、片手での携帯および操作が十分可能な程度である。

次に、図４を参照して本実施形態の血糖値測定装置の原理について説明する。

図４は、横軸がレーザ光の出射波長λ、縦軸が吸光率Ｉである。また、破線は予め基準となる条件で実測されている（あるいは理論値の）スペクトル分光曲線である。

本実施形態では、レーザ光を使用する。レーザ光のスペクトルは非常に狭く、ほぼ単一波長光である。そして、少なくとも３つの異なる波長（λ１、λ２、λ３）のレーザ光を個別に照射して各波長に対する吸光率Ｉを測定し、３波長に対応した３つの吸光率からこれらの２次微分値を求める。

吸光率Ｉは、発光部から照射されたレーザ光の照射量と、真皮層で反射された反射光の受光量で求めることができる。すなわち、被測定部位に入射する波長λの光の強度をＬ０（λ）とし、受光した波長λの反射光の強度をＬ（λ）とすると、被測定部位２５の吸光率Ｉ（λ）はｌｎ（Ｌ（λ）／Ｌ０（λ））で求められる（尚、入射光が一定の場合には、受光強度そのものが吸光率と等価である。）。

しかし既述の如くグルコースによる吸光率は非常に小さく、また血糖値は１００ｍｇ／ｄｌ程度のグルコース濃度であるため、実際の血糖値が変動したのか、測定誤差であるのかの違いが分からない場合がある。

そこで、２次微分値を利用する。本実施形態の２次微分値とは、グルコースによる光吸収が光の波長により変動することを利用し、この波長による変動ができるだけ大きく現れる波長域を含む近接した３つの波長を選択して、吸光率Ｉと波長λの２次導関数の微分係数に相当する値として定義されるものである。

３点のデータの次微分値を求めることは、波長λ１、λ２、λ３の３点のデータから、中心点（２番目のデータ：λ２）に至るデータの変化量を求めることになる。つまり、中心波長λの吸光率Ｉを頂点として周りの２点（λ１、λ３）の吸光率Ｉからの変化量として求めることになるため、照射光量対受光量の実測値で算出するより、演算の感度を向上させることができる。

また、２次微分値は変化量として求められるため、基準（実測値）の大きさは無関係となり、揺らぎ(fluctuation)のような変動を吸収することが可能となる。従って、スペクトル分析法で血糖値測定を行った場合（破線）と同様な結果が得られる。

更に、本実施形態ではグルコースの吸光スペクトルのみ測定し、不要なスペクトルの測定をしないため、測定時間を短縮することが可能となる。

図５および図６を参照して、より具体的に説明する。図５、図６はいずれも、横軸がレーザ出射波長λであり、縦軸が吸光率Ｉである。

まず、第１波長λ１にてレーザを駆動、被測定部位に照射して反射光から第１吸光率Ｉ１を測定する（図５（Ａ））。次に、第２波長λ２にてレーザを駆動、被測定部位に照射して反射光から第２吸光率Ｉ２を測定し（図５（Ｂ））、第３波長λ３についても同様に第３吸光率Ｉ３を測定する（図５（Ｃ））。ここでレーザの発光出力が一定であれば、第１吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２、第３吸光率Ｉ３からこれらの２次微分値は離散的な微分処理として計算できる。

既述の如く、グルコースの場合は近赤外帯光に対して、幾つかのスペクトルに対して吸光特性を有する。また純水の場合、２０００ｎｍ付近の波長に対して非常に強い吸収があることがわかっている。

図６は、これらの特性を示す図であり、横軸が波長λ、縦軸が吸光率Ｉである。また実線が、予め測定された純水のスペクトル分光曲線であり、破線が予め測定された、純水とグルコースの混合液のスペクトル分光曲線である。これらの分光曲線により、実線より破線の吸光率Ｉが大きい波長は、グルコースの吸光率が高い波長であると言える。

波長λが２０００ｎｍ付近では、純水による吸収が非常に大きく、また、実線と破線が重畳しているため、この波長帯では純水以外に吸光を示す分子、物質が殆どなく、純水による吸光のみが測定できる。また、この波長帯での吸光率が非常に高いことから、他の分子、物質の吸光があったとしても、相対的に非常に小さくなり、無視することが可能となる。

本実施形態では、純水による吸光率が最も高くなる２０００ｎｍに最も近い波長で、グルコースによる吸光率が高くなる波長をレーザの発振波長を中心、すなわち第２波長λ２とする。一例として第２波長λ２は、１８７０ｎｍである。そしてその前後（λ１、λ３）の波長、すなわち図６に示す第１波長λ１、第３波長λは以下の通り選択する。

第３波長λ３はこの純水による吸光が高い領域で、且つグルコースの吸光がなく、第２波長λ２から離れた波長とする。また、第１波長λ１は第２波長λ２よりも下方の波長であり、ほぼグルコースによる吸光がない波長を選択する。

ここで、第１波長λ１、第２波長λ２、第３波長λ３にて実測された吸光率を、それぞれ吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２、第３吸光率Ｉ３とすると、その系列Ｓは、以下の通りである。

Ｓ＝｛Ｉ１，Ｉ２，Ｉ３｝
そして、これらの離散的な微分処理による２次微分値ｉは以下の式で表わされる。

ｉ＝Δ^２Ｓ／（Δ^２Λ）＝２×Ｉ２−（Ｉ１＋Ｉ３）
２次微分値ｉの値は変化量に相当するものである。そのためどこからの変化量かを特定する基準値が必要となり、この基準値により定量的な数値を求めることになる。

そこで、第３波長λ３のレーザ光の純水による吸光率を、全体の基準値（第３基準吸光率Ｉｂ３）として使用する。また、第１波長λ１および第２波長λ２の各レーザ光の純水による吸光率も、それぞれの波長で実測（血糖値測定）した吸光率を補正する際の基準値（第１基準吸光率Ｉｂ１、第２基準吸光率Ｉｂ２）として使用する。

第３波長λ３は、純水による吸光率（第３基準吸光率Ｉｂ３）が非常に高く、ほぼ純水のみによる吸光率となる波長を選択している。すなわち、実測された第３吸光率Ｉ３の、第３基準吸光率Ｉｂ３に対する変位を測定すれば、その値は全体的な変位量（基準シフト量Ｓｆ）である。従って、第１波長λ１および第２波長λ２で測定された吸光率（第１吸光率λ１、第２吸光率λ２）も基準シフト量Ｓｆによって定量的に補正ができ、第１基準補正吸光率Ｉｂｒ１、第２基準補正吸光率Ｉｂｒ２が得られる。

さらに、第１吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２は、グルコースの吸光特性による変動量が含まれる（図６の破線）ため、第１基準補正吸光率Ｉｂｒ１、第２基準補正吸光率Ｉｂｒ２を、純水に対する吸光率である第１基準吸光率Ｉｂ１、第２基準吸光率Ｉｂ２と比較することでグルコースによる吸光率の変位量が特定可能であり、最終的に定量的な第１補正吸光率Ｉｒ１および第２補正吸光率Ｉｒ２が算出できる。

そして、第１補正吸光率Ｉｒ１、第２補正吸光率Ｉｒ２、第３吸光率Ｉ３を２次微分値ｉを定量値とするための基準値としてこれらをパラメータとする血糖値変換関数によって、血糖値を求める。

つまり、純水における各波長の吸光率を予め測定して、基準値（データ）として保持することで、血糖値の測定が可能である。従って例えば被測定部位に見立てた物理的な参照体等は不要である。

また、純水による吸収率からの基準シフト量Ｓｆは、第３波長λ３の実測値である第３吸光率Ｉ３と、第３基準吸光率Ｉｂ３により求められるが、第３吸光率Ｉ３は、２次微分値を求める際のデータとしても使用しており、演算処理で取り扱うデータ量の簡素化に寄与している。

図７は、本実施形態の血糖値測定装置１００の光学測定部１の概略を示す回路ブロック図の一例である。

発光部（半導体レーザ）１１は、制御部６のレーザドライバ６３により駆動され、記述の如く第１波長λ１、第２波長λ２、第３波長λ３の３つのレーザ光２０を順次出力する。レーザ光２０の一部はミラー１５およびＦＭＤ（Front Monitor Diode）を介してＡＰＣ（Auto Power Control）１３に入力される。ＡＰＣ１５は、各波長毎にレーザ光２０のパワーを一定に維持したり、３波長全体としてレーザ光２０のパワーを均一に保つ等の制御を行う。レーザ光２０は、被測定部位２５に所定の照射角度およびビームの絞り角（レンズ開口径ＮＡ）で照射される。

受光部（Photo Detector）１２は例えばInGaAsフォトダイオードなどであり、被測定部位２５の真皮層２５２からの反射光２１を受光し、電気信号に変換する。電気信号は、受光した光の強度に比例し、増幅器１４により増幅され、制御部６のＡ／Ｄ変換器（ここでは不図示）に出力される。

また、光学測定部１は、温度検出部（例えば温度センサ）１６を有する。温度センサ１６は測定部位２５の温度（またはそれに加えて外気温）を測定するものである。グルコースの吸光特性は温度によって変化する。そこで温度センサ１６によって血糖値の測定前に温度を測定し、その測定結果からレーザ光２０の波長を微小な範囲で補正する。具体的には、レーザ光２０は、電流あるいは温度により発振波長が変化する特性を有するので、予め測定したグルコースの吸光特性の温度依存性に基づきレーザ光２０の温度、あるいは駆動電流を制御する。例えばレーザ光２０の駆動電流で制御する場合にはレーザ駆動量を算出して、レーザドライバ６３にフィードバックする。これにより、第１波長λ１〜第３波長λ３は、被測定部位２５の温度に応じてそれぞれ本実施形態の波長の条件を満たす範囲で最も効率の良い波長が選択され、例えば数ｎｍ程度シフトされる。これにより正確な血糖値が測定可能となる。

図８は、本実施形態の血糖値測定装置１００の制御部６の概略を示す回路ブロック図の一例である。

制御部６は、ＤＳＰ（Digital signal processor）６１と、Ａ／Ｄ変換回路６２、レーザドライバ６３、演算処理部６５を有する。また、測定結果等のデータを表示部に出力するための表示ドライバ６４や、他の制御に必要な所望の回路（不図示）等も有する。

光学測定部１で増幅された受光量に基づく信号（受信信号）は、Ａ／Ｄ変換回路６２によりディジタル信号に変換され、ＤＳＰ６１内の演算処理部６５に入力される。

演算処理部６５は、第１波長λ１、第２波長λ２、第３波長λ３における受信信号を、当該波長のレーザ光が被測定部位のグルコースにそれぞれ吸光された割合である第１吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２、第３吸光率Ｉ３に換算する。さらに第１吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２、第３吸光率Ｉ３の２次微分値を演算する。

また、実測値である第１吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２を、第３吸光率Ｉ３と所定の基準値により補正した第１補正吸光率Ｉｒ１、第２補正吸光率Ｉｒ２を算出する。

すなわち演算処理部６５は、予め測定された第１波長λ１、第２波長λ２、第３波長λ３における純水による吸光率を、第１基準吸光率Ｉｂ１、第２基準吸光率Ｉｂ２、第３基準吸光率Ｉｂ３として保持しており、実測値である第３吸光率Ｉ３と基準値となる第３基準吸光率Ｉｂ３により基準シフト量Ｓｆを算出する。第３波長λ３は、純水における吸光率が最も高くなる波長の近傍の波長であり、他の成分がほとんど吸光されないことから、この基準シフト量Ｓｆが全体的な基準値の変動量となる。

従って、この基準シフト量Ｓｆにより第１吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２を補正し、それぞれ第１基準補正吸光率Ｉｂｒ１、第２基準補正吸光率Ｉｂｒ２を算出する。

また第１吸光率λ１、第２吸光率λ２には、グルコースによる変動量が含まれるため、第１基準補正吸光率Ｉｂｒ１、第２基準補正吸光率Ｉｂｒ２を、それぞれ第１基準吸光率Ｉｂ１、第２基準吸光率Ｉｂ２により補正して第１補正吸光率Ｉｒ１および第２補正吸光率Ｉｒ２を算出する。これにより、実測した各波長の吸光率に対して定量的に補正が行える。

そして、演算処理部６５は、２次微分値と第１補正吸光率Ｉｒ１、第２補正吸光率Ｉｒ２、第３吸光率Ｉ３をパラメータとする血糖値変換関数により、血糖値データを演算する。

制御部６は、表示ドライバ６４によって血糖値データを測定結果として表示部２に表示する。さらに、制御部６は、接触検出センサである光学測定部１の遮光板１７によって、光学測定部１内のスイッチ１８（図２参照）が押下される等、正常な接触を検知した場合に、測定処理（例えば温度測定、レーザ駆動等）を開始する等、接触状態の検出に関する処理を行う。また、この他にも測定部６は測定開始・停止のボタンの押下や、測定状態の監視等に対応した、既知の各種制御を行う。

次に、図９および図１０を参照して、本発明の血糖値測定方法について説明する。

本実施形態の血糖値測定方法は、生体の被測定部位における血糖値を光学的に測定する血糖値測定方法であって、被測定部位に対して出射波長がそれぞれ第１波長、第２波長および第３波長の近赤外レーザ光を個別に照射する工程と、被測定部位で反射したレーザ光の反射光をそれぞれ検出する工程と、反射光から第１波長、第２波長、第３波長の各レーザ光が被測定部位のグルコースにそれぞれ吸光された割合である第１吸光率、第２吸光率、第３吸光率を算出する工程と、第１吸光率、第２吸光率、第３吸光率の２次微分値を演算する工程と、第１吸光率、第２吸光率を第３吸光率と所定の基準値に基づき補正し、第１補正吸光率、第２補正吸光率を算出する工程と、第１、第２補正吸光率と第３吸光率、および２次微分値を用いて血糖値を演算する工程と、から構成される。

図９は、本実施形態の血糖値測定方法の一例を示すフロー図であり、図１０は、受光信号のサンプリングを示す図である。以下これらを参照して説明する。

第１工程（ステップＳ１）：被測定部位に対して出射波長がそれぞれ第１波長、第２波長および第３波長の近赤外レーザ光を個別に照射する工程。

まず被測定部位の体温（および外気温）を測定する（ステップＳ１１）。測定温度とグルコースの温度依存特性に基づき、規定の（本実施形態の）レーザ波長の条件を満たす、あるいは条件に最も近い波長を出射するレーザ駆動量を算出する(ステップＳ１２)。

本実施形態では第１波長λ１、第２波長λ２、第３波長λ３の３つの単一波長を使用する。そして規定のレーザ波長とは以下の条件を満たす波長である。すなわち、第１波長λ１、第２波長λ２、第３波長λ３がそれぞれ近傍の波長であり、この順で波長が長くなり（λ１＜λ２＜λ３）、第３波長λ３は純水に対する吸光率が非常に大きくほぼ純水による吸光のみが測定できる波長である。また第２波長λ２はグルコースによる吸光率が大きい波長であり、第１波長λ１は、グルコースによる吸光率が小さい波長である。

算出されたレーザ駆動量に応じて、まず第１波長λ１の半導体レーザをパルス駆動し、温度補正された第１波長λ１を被測定部位に照射する（ステップＳ１３および図１０（Ａ））。

第２工程（ステップＳ２）：被測定部位で反射したレーザ光の反射光をそれぞれ検出する工程。

被測定部位に照射された第１波長λ１のレーザ光は、真皮層により拡散反射する。つまりレーザ光は真皮層で拡散反射する照射角度で発光部から出力される。その反射光を受光部にて検出する。受光部は検出した受光量をアナログ受光信号に変換し、増幅器に出力する（ステップＳ２１および図１０（Ｂ））。増幅器では受光信号をレーザのオン、オフによるＡＣ信号として増幅する（ステップＳ２２および図１０（Ｃ））。その後、アナログ受光信号はＡ／Ｄ変換器によりディジタルフィルター処理が施され、ディジタル受光信号に変換される。このディジタル受光信号について各パルスの期間毎に所定の回数（例えば数千回）のサンプリングデータＳを取得、蓄積する（ステップＳ２３および図１０（Ｄ））。

第３工程：（ステップＳ３）：反射光から第１波長、第２波長、第３波長の各レーザ光が被測定部位のグルコースにそれぞれ吸光された割合である第１吸光率、第２吸光率、第３吸光率を算出する工程。

第１波長λ１についてのサンプリングデータＳを平均化し、１つのディジタル受光信号を求める（ステップＳ３１）。照射されたレーザ光量が一定とし、ディジタル受光信号から第１波長λ１がグルコースに吸光された割合である第１吸光率Ｉ１を算出する（ステップＳ３２）。

第２波長λ２および第３波長λ３についても、同様に第１工程から第３工程を行い、それぞれグルコースに吸光された割合である第２吸光率Ｉ２、第３吸光率Ｉ３を算出する。

第４工程（ステップＳ４）：第１吸光率、第２吸光率、第３吸光率の２次微分値を演算する工程。

第１吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２、第３吸光率Ｉ３を離散した３点のデータとして、２次微分値iを算出する。これにより、中心波長である第２波長λ２の吸光率（第２吸光率Ｉ２）を頂点として周りの２点からの吸光率の変化量を得ることができる。

第５工程（ステップＳ５）：第１吸光率、第２吸光率を第３吸光率および所定の基準値に基づき補正し、第１補正吸光率、第２補正吸光率を算出する工程。

第１、第２、第３吸光率λ１〜λ３のそれぞれに対する第１、第２、第３基準吸光率Ｉｂ１〜Ｉｂ３は予め測定されている。第１、第２、第３基準吸光率Ｉｂ１〜Ｉｂ３は、第１波長λ１〜第３波長λ３のそれぞれにおける、純水による吸光率である。第３波長λ３は、純水による吸光率が最も高い波長の近傍が選択されており、その波長における実測の吸光率（第３吸光率Ｉ３）はほぼ純水のみの吸光率（第３基準吸光率Ｉｂ３）に近い値となる。

そこで、第３吸光率Ｉ３と第３基準吸光率Ｉｂ３により基準シフト量Ｓｆを算出し（ステップＳ５１）、該基準シフト量Ｓｆにより、第１、第２吸光率をそれぞれ補正して第１基準補正吸光率Ｉｂｒ１、第２基準補正吸光率Ｉｂｒ２を算出する（ステップＳ５２）。

第１吸光率Ｉ１および第２吸光率Ｉ２には、グルコースによる変動量が含まれているため、これらの純水の特性と比較することで定量的な値が得られる。すなわち、第１および第２基準補正吸光率Ｉｂ１、Ｉｂ２をそれぞれ第１、第２基準吸光率Ｉｂ１、Ｉｂ２により補正して定量的な値である第１補正吸光率Ｉｒ１、および第２補正吸光率Ｉｒ２を算出する（ステップＳ５３）。

第６工程（ステップＳ６）：第１、第２補正吸光率と、第３吸光率、および２次微分値を用いて血糖値を演算する工程。

第１補正吸光率Ｉｒ１、第２補正吸光率Ｉｒ２、第３吸光率Ｉ３を２次微分値ｉを定量化するためのパラメータとし、更にこれらをパラメータとする血糖値変換関数によって、血糖値を求める。

本発明を説明するための（Ａ）外観図、（Ｂ）断面図、（Ｃ）平面図、（Ｄ）平面図である。 本発明を説明するための（Ａ）概要図、（Ｂ）断面図である。 本発明を説明するための（Ａ）上面図、（Ｂ）断面図である。 本発明を説明するための特性図である。 本発明を説明するための特性図である。 本発明を説明するための特性図である。 本発明を説明するための回路ブロック図である。 本発明を説明するための回路ブロック図である。 本発明を説明するためのフロー図である。 本発明を説明するための信号波形図である。

符号の説明

１ 光学測定部
２ 表示部
３ アタッチメント
４ 電源スイッチ
５ 測定開始・停止ボタン
６ 制御部
７ 電源部
８ 外部筐体
１１ 発光部
１１ａ 集光レンズ
１２ 受光部
１２ａ 集光レンズ
１３ ＡＰＣ
１４ 増幅器
１６ 温度センサ
１７ 遮光板
１８ スイッチ
２０ レーザ光
２１ 反射光
２５ 被測定部位
６１ ＤＳＰ
６２ Ａ／Ｄ変換回路
６３ レーザドライバ
６４ 表示ドライバ
６５ 演算処理部
１００ 血糖値測定装置
２５１ 表皮
２５２ 真皮層
２５３ 皮下組織
λ１ 第１波長
λ２ 第２波長
λ３ 第３波長
Ｉ１ 第１吸光率
Ｉ２ 第２吸光率
Ｉ３ 第３吸光率
Ｉｂ１ 第１基準吸光率
Ｉｂ２ 第２基準吸光率
Ｉｂ３ 第３基準吸光率
Ｉｂｒ１ 第１基準補正吸光率
Ｉｂｒ２ 第２基準補正吸光率
Ｉｒ１ 第１補正吸光率
Ｉｒ２ 第２補正吸光率
ｉ ２次微分値

Claims (16)

1. 発光部と受光部と制御部を有し、生体の被測定部位における血糖値を測定する光学測定部と、
   前記血糖値を表示する表示部とを有する血糖値測定装置であって、
   前記発光部は、前記被測定部位に対して出射波長がそれぞれ第１波長、第２波長および第３波長の近赤外レーザ光を個別に出力し、
   前記受光部は、前記被測定部位で反射した前記レーザ光の反射光をそれぞれ検出し、
   前記制御部は演算処理部を備え、該演算処理部は前記反射光を前記第１波長、第２波長、第３波長の前記レーザ光が前記被測定部位のグルコースにそれぞれ吸光された割合である第１吸光率、第２吸光率、第３吸光率に換算し、該第１吸光率、第２吸光率、第３吸光率の２次微分値を演算し、前記２次微分値および、前記第１、第２、第３吸光率に基づく値により前記被測定部位における血糖値データを算出し、前記表示部に前記血糖値データを出力することを特徴とする血糖値測定装置。
2. 発光部と受光部と制御部を有し、生体の被測定部位における血糖値を測定する光学測定部と、
   前記血糖値を表示する表示部とを有する血糖値測定装置であって、
   前記発光部は、前記被測定部位に対して出射波長がそれぞれ第１波長、第２波長および第３波長の近赤外レーザ光を個別に出力し、
   前記受光部は、前記被測定部位で反射した前記レーザ光の反射光をそれぞれ検出し、
   前記制御部は演算処理部を備え、該演算処理部は前記反射光を前記第１波長、第２波長、第３波長の前記レーザ光が前記被測定部位のグルコースにそれぞれ吸光された割合である第１吸光率、第２吸光率、第３吸光率に換算し、該第１吸光率、第２吸光率、第３吸光率の２次微分値を演算し、前記第１、第２吸光率を前記第３吸光率および所定の基準値により補正した第１補正吸光率、第２補正吸光率を算出し、前記２次微分値および、前記第１、第２補正吸光率、および前記第３吸光率に基づき前記被測定部位における血糖値データを算出し、前記表示部に前記血糖値データを出力することを特徴とする血糖値測定装置。
3. 前記第１波長、第２波長、第３波長はそれぞれ近傍の波長であり、この順で波長が長くなり、前記第３波長は純水による吸光率が非常に大きくほぼ純水による吸光のみが測定できる波長であり、前記第２波長はグルコースによる吸光率が大きい波長であり、前記第１波長は、グルコースによる吸光率が小さい波長であることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の血糖値測定装置。
4. 前記演算処理部は前記第１、第２、第３吸光率のそれぞれに対する第１、第２、第３基準吸光率を保持し、前記第３吸光率と前記第３基準吸光率により基準シフト量を算出し、該基準シフト量により、前記第１、第２吸光率をそれぞれ補正して第１基準補正吸光率、第２基準補正吸光率を算出し、前記第１および第２基準補正吸光率をそれぞれ前記第１、第２基準吸光率により補正して前記第１補正吸光率および第２補正吸光率を算出することを特徴とする請求項２に記載の血糖値測定装置。
5. 前記第１、第２、第３基準吸光率は予め測定された純水による前記第１、第２、第３波長の前記レーザ光の吸光率であることを特徴とする請求項４に記載の血糖値測定装置。
6. 前記光学測定部は温度検知部を有し、該温度検知部により前記第１波長、第２波長および第３波長の温度補正を行うことを特徴とする請求項１または請求項２に記載の血糖値測定装置。
7. 前記光学測定部は、前記温度検知部により前記被測定部位の体温を測定し、グルコースの吸光特性の温度依存特性に基づき、前記レーザ光の温度または駆動電流を変化させ、該レーザ光の出射波長を制御することを特徴とする請求項６に記載の血糖値測定装置。
8. 前記発光部は、前記被測定部位の表皮から入射した前記レーザ光が真皮層にて拡散反射する照射角度で前記レーザ光を出力することを特徴とする請求項１または請求項２に記載の血糖値測定装置。
9. 前記発光部および前記受光部は、遮光板を介して隣接して配置されることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の血糖値測定装置。
10. 生体の被測定部位における血糖値を光学的に測定する血糖値測定方法であって、
    前記被測定部位に対して出射波長がそれぞれ第１波長、第２波長および第３波長の近赤外レーザ光を個別に照射する工程と、
    前記被測定部位で反射した前記レーザ光の反射光をそれぞれ検出する工程と、
    前記反射光から前記第１波長、第２波長、第３波長の前記各レーザ光が前記被測定部位のグルコースにそれぞれ吸光された割合である第１吸光率、第２吸光率、第３吸光率を算出する工程と、
    前記第１吸光率、第２吸光率、第３吸光率の２次微分値を演算する工程と、
    前記第１吸光率、第２吸光率を前記第３吸光率と所定の基準値に基づき補正し、第１補正吸光率、第２補正吸光率を算出する工程と、
    前記第１、第２補正吸光率と、前記第３吸光率、および前記２次微分値を用いて血糖値を演算する工程と、
    を具備することを特徴とする血糖値測定方法。
11. 前記第１波長、第２波長、第３波長はそれぞれ近傍の波長であり、この順で波長が長くなり、前記第３波長は純水に対する吸光率が非常に大きくほぼ純水による吸光のみが測定できる波長であり、前記第２波長はグルコースによる吸光率が大きい波長であり、前記第１波長は、グルコースによる吸光率が小さい波長であることを特徴とする請求項１０に記載の血糖値測定方法。
12. 前記第１、第２、第３吸光率のそれぞれに対する第１、第２、第３基準吸光率を予め測定し、前記第３吸光率と前記第３基準吸光率により基準シフト量を算出し、該基準シフト量により、前記第１、第２吸光率をそれぞれ補正して第１基準補正吸光率、第２基準補正吸光率を算出し、前記第１および第２基準補正吸光率をそれぞれ前記第１、第２基準吸光率により補正して前記第１補正吸光率および第２補正吸光率を算出することを特徴とする請求項１０に記載の血糖値測定方法。
13. 前記第１、第２、第３基準吸光率は予め測定された純水による前記第１、第２、第３波長の前記レーザ光の吸光率であることを特徴とする請求項１２に記載の血糖値測定方法。
14. 前記被測定部位の温度を検知し、前記第１波長、第２波長および第３波長の温度補正を行うことを特徴とする請求項１０に記載の血糖値測定方法。
15. 前記レーザ光の出射波長は、前記被測定部位の体温と、グルコースの温度依存特性に基づき前記レーザ光の温度または駆動電流を変化させて制御することを特徴とする請求項１４に記載の血糖値測定方法。
16. 前記レーザ光は、前記被測定部位の表皮から入射し、真皮層にて拡散反射する照射角度で出力されることを特徴とする請求項１０に記載の血糖値測定方法。

Images