JP2009136324A

JP2009136324A - 成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置制御方法

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Publication number: JP2009136324A
Application number: JP2007312392A
Authority: JP
Inventors: Kazunori Naganuma; 和則長沼; Yuichi Okabe; 勇一岡部; Junichi Shimada; 純一嶋田; Tsuneyuki Haga; 恒之芳賀
Original assignee: Nippon Telegraph and Telephone Corp
Current assignee: Nippon Telegraph and Telephone Corp
Priority date: 2007-12-03
Filing date: 2007-12-03
Publication date: 2009-06-25
Anticipated expiration: 2027-12-03
Also published as: JP4902508B2

Abstract

【課題】本発明は、被測定物の表面での反射によって生じる定在波の影響を制御して、検出に係る被測定物の深さを選択することを目的とする。
【解決手段】上記目的を達成するため、本発明に係る成分濃度測定装置は、測定用合成光を生体表面１６２に入射して、光音響信号を検出する光音響法を用いた成分濃度測定装置において、音波の発生源の深さｄが音波の定在波の圧力の腹になるような変調周波数で光強度変調することを特徴とする。音波の発生源となる深さｄに定在波の腹を設定することで，好ましい深さからの光音響信号を選択的に検出することができる。
【選択図】図２１

Description

本発明は、非侵襲な成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置制御方法、特に、非侵襲に血液成分としてグルコースを測定対象として、その濃度、即ち血糖値の非侵襲な測定装置および測定方法に関する。

非侵襲な成分濃度の測定方法として、現在までに、経皮的な電磁波の照射、または、輻射の観測に基づく様々の方法が試行されてきている。これらは何れも、対象とする血液成分、例えば、血糖値の場合はグルコース分子が有する特定の波長の電磁波との相互作用、すなわち吸収、または散乱を利用している。

しかし、グルコースと電磁波との相互作用は小さく、また生体に安全に照射し得る電磁波の強度には制限があり、さらに生体が電磁波に対して散乱体であるために、生体の血糖値測定においては、十分な効果を挙げるに至っていない。

上記のグルコースと電磁波との相互作用を利用する従来の技術の中で、電磁波を生体へ照射して生体内に発生する音波を観測する、光音響法が注目されている。

光音響法とは生体にある量の電磁波を照射した場合、電磁波は生体に含有される分子に吸収され、電磁波を照射した部分を局所的に加熱して熱膨張を起こし音波を発生させるが、この音波の圧力は電磁波を吸収する分子の量に依存するので、音波の圧力を測定することにより、生体内の分子の量を測定する方法である。また、光音響法の中でも、光を照射した局部的な領域において熱が発生し、その熱が拡散することなく熱膨張を惹起し、それにより発生し伝搬する音波を利用する方法を直接光音響法と呼ぶ。

音波は生体内を伝搬する圧力波であり、電磁波に比べ散乱しにくいという特質があり、上記の光音響法は生体の血液成分測定において注目すべき手法である（例えば、非特許文献１参照。）。図２６は、従来例として、光音響法による従来の成分濃度測定装置の構成例を示す図である。光パルスを電磁波として用いている。また、本例では血液成分として血糖、すなわちグルコースを測定対象としている。駆動電源６０４はパルス状の励起電流をパルス光源６１６に供給し、パルス光源６１６はサブマイクロ秒の持続時間を有する光パルスを発生し、前記光パルスは生体被検部６１０に照射される。前記光パルスは生体被検部６１０内にパルス状の光音響信号と呼ばれる音波を発生させ、光音響信号は超音波検出器６１３により検出され、光音響信号は音圧に比例した電気信号に変換される。

前記電気信号の波形は波形観測器６２０により観測される。この波形観測器６２０は上記励起電流に同期した信号によりトリガされ、前記音圧に比例した電気信号は波形観測器６２０の画面上の一定位置に表示され、信号を積算・平均して測定することができる。

このようにして得られた前記音圧に比例した電気信号の振幅を解析して、生体被検部６１０内の血糖値、すなわちグルコースの量が測定される。図２６に示す例の場合はサブマイクロ秒のパルス幅の光パルスを最大１ｋＨｚの繰り返しで発生させ、１０２４発の光パルスを平均して、前記音圧に比例した電気信号としているが十分な精度が得られていない。

そこで、より精度を高める目的で、連続的に強度変調した光源を用いる第２の従来例が開示されている。図２７に第２の従来例の装置の構成を示す（例えば、特許文献１及び２参照。）。本例も血糖を主な測定対象として、異なる波長の複数の光源を用いて、高精度化を試みている。

説明の煩雑さを避けるために、図２７により光源の数が２つの場合の動作を説明する。図２７において、異なる波長の光源、即ち、第１の光源６０１および第２の光源６０５は、それぞれ駆動電源６０４および駆動電源６０８により駆動され、連続光を出力する。

第１の光源６０１および第２の光源６０５が出力する光は、モータ６１８により駆動され一定回転数で回転するチョッパ板６１７により断続される。ここでチョッパ板６１７は不透明な材質により形成され、モータ６１８の軸を中心とする円周に第１の光源６０１および第２の光源６０５の光が通過する円周上に、互いに素な個数の開口部が形成されている。

上記の構成により、第１の光源６０１および第２の光源６０５の各々が出力する光は互いに素な変調周波数ｆ_１、および変調周波数ｆ_２で強度変調された後、合波器６０９により合波され、１つの光束として生体被検部６１０に照射される。

生体被検部６１０内には第１の光源６０１の光により周波数ｆ_１の光音響信号が発生し、第２の光源６０５の光により周波数ｆ_２の光音響信号が発生し、これらの光音響信号は、音響センサ６１９により検出され、音圧に比例した電気信号に変換され、その周波数スペクトルが、周波数解析器６２１により観測される。

本例においては、複数の光源の波長は全てグルコースの吸収波長に設定されており、各波長に対応する光音響信号の強度は、血液中に含まれるグルコースの量に対応した電気信号として測定される。

ここで、予め光音響信号の測定値の強度と別途採血した血液によりグルコースの含有量を測定した値との関係を記憶しておいて、前記光音響信号の測定値からグルコースの量を測定している。
特開平１０−１８９号公報ＷＯ２００５／１０７５９２Ａ１オウル大学（ＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙｏｆＯｕｌｕ、Ｆｉｎｌａｎｄ）学位論文「Ｐｕｌｓｅｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓａｎｄｇｌｕｃｏｓｅｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎｉｎｈｕｍａｎｂｌｏｏｄａｎｄｔｉｓｓｕｅ」（ＩＢＳ９５１−４２−６６９０−０、ｈｔｔｐ：／／ｈｅｒｋｕｌｅｓ．ｏｕｌｕ．ｆｉ／ｉｓｂｎ９５１４２６６９００／、２００２年）

光音響法において、音波を発生する測定対象は、被測定物の表面には存在しない。例えば、生体の表面は表皮で覆われているが、血管が多く分布しているのは表皮と真皮の境界である。光音響法を用いてグルコースの濃度を測定した場合、表皮と真皮の境界で発生する音波を選択的に検出すれば、現行の観血的方法に一致する結果を得ることができ、最も好ましい。

また、被測定物内で発生した音波は、被測定物の表面で反射し、定在波を発生させる。この場合に、音波検出手段は定在波の振幅強度を検出することとなり、光音響信号を正確に測定できない場合があった。

そこで、本発明は、被測定物の表面での反射によって生じる定在波の影響を制御して、検出に係る被測定物の深さを選択することを目的とする。

上記目的を達成するため、本発明に係る成分濃度測定装置は、音波の発生源の好ましい深さが音波の定在波の圧力の腹になるような変調周波数で光強度変調することを特徴とする。音波の発生源に定在波の腹を設定することで、好ましい深さからの光音響信号を選択的に検出することができる。

本発明に係る成分濃度測定装置は、
液体に対象成分が混合されてなる溶液における前記液体の呈する吸収が相等しい異なる波長の光を発生して出力する２つの測定用光発生手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光を予め定められた一定周波数で強度変調して出力し、かつ、前記測定用光発生手段の一方からの光と前記測定用光発生手段の他方からの光を前記一定周波数で互いに逆相に強度変調して出力する光変調手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光、及び、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光と前記測定用光発生手段の他方からの光の強度変調光とを合成した測定用合成光を、前記溶液の存在する被測定物に向けて出射する光出射手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光によって前記溶液から発生する規格化用音波、及び、前記光出射手段の出射する測定用合成光によって前記溶液から発生する測定用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で検出する音波検出手段と、
を備え、
前記光出射手段と前記被測定物の間の媒介物の音響インピーダンスが前記被測定物の表面よりも低く、
前記一定周波数が、下記の数式で表される波長の前記測定用音波を発生させる周波数であることを特徴とする。

ここで、ｄは前記被測定物と前記媒介物との境界から前記溶液までの間隔、λは前記測定用音波の前記被測定物の表面における波長、ｍは整数である。

本発明により、被測定物の最も望ましい深さｄからの音波の寄与を最大にすることができる。このとき、定在波が、被測定物の表面で節となるので、被測定物の表面からの検出音波への寄与を減少させることができる。

本発明に係る成分濃度測定装置では、ｍが０であることが好ましい。
間隔ｄの間に定在波の他の腹が現れない。これによって、他の深さからの音波の寄与を抑え、最も望ましい深さｄからの音波を正確に測定することができる。

本発明に係る成分濃度測定装置は、
液体に対象成分が混合されてなる溶液における前記液体の呈する吸収が相等しい異なる波長の光を発生して出力する２つの測定用光発生手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光を予め定められた一定周波数で強度変調して出力し、かつ、前記測定用光発生手段の一方からの光と前記測定用光発生手段の他方からの光を前記一定周波数で逆位相の信号により電気的に強度変調して出力する光変調手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光、及び、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光と前記測定用光発生手段の他方からの光の強度変調光とを合成した測定用合成光を、前記溶液の存在する被測定物に向けて出射する光出射手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光によって前記溶液から発生する規格化用音波、及び、前記光出射手段の出射する測定用合成光によって前記溶液から発生する測定用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で検出する音波検出手段と、
を備え、
前記光出射手段と前記被測定物の間の媒介物の音響インピーダンスが前記被測定物の表面よりも高く、
前記一定周波数が、以下の数式で表される波長の前記測定用音波を発生させる周波数であることを特徴とする。

本発明により、被測定物の最も望ましい深さｄからの音波の寄与を最大にすることができる。

本発明に係る成分濃度測定装置は、
液体に対象成分が混合されてなる溶液における前記液体の呈する吸収が相等しい異なる波長の光を発生して出力する２つの測定用光発生手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光を予め定められた一定周波数で強度変調して出力し、かつ、前記測定用光発生手段の一方からの光と前記測定用光発生手段の他方からの光を前記一定周波数で逆位相の信号により電気的に強度変調して出力する光変調手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光、及び、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光と前記測定用光発生手段の他方からの光の強度変調光とを合成した測定用合成光を、前記溶液の存在する被測定物に向けて出射する光出射手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光によって前記溶液から発生する規格化用音波、及び、前記光出射手段の出射する測定用合成光によって前記溶液から発生する測定用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で反射する音波反射手段と、
前記音波反射手段の反射する前記規格化用音波及び前記測定用音波を検出する音波検出手段と、
を備え、
前記音波反射手段の音響インピーダンスが前記被測定物よりも低く、
前記一定周波数が、以下の数式で表される波長の前記測定用音波を発生させる周波数であることを特徴とする。

ここで、Ｌは、前記被測定物と前記媒介物との境界から前記音波反射手段までの間隔、ｄは前記被測定物と前記媒介物との境界から前記溶液までの間隔、λは前記測定用音波の前記被測定物における波長、ｍは整数である。

本発明に係る成分濃度測定装置では、ｎを整数として、間隔ｄが（１／４）λであり、間隔Ｌが（ｎ／２）λであることが好ましい。
このとき、定在波が被測定物の表面で節となるので、被測定物の表面からの検出音波への寄与を減少させることができる。また、間隔ｄの間に他の腹が現れない。これによって、他の深さからの音波の寄与を抑え、最も望ましい深さｄからの音波を正確に測定することができる。

本発明に係る成分濃度測定装置は、
液体に対象成分が混合されてなる溶液における前記液体の呈する吸収が相等しい異なる波長の光を発生して出力する２つの測定用光発生手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光を予め定められた一定周波数で強度変調して出力し、かつ、前記測定用光発生手段の一方からの光と前記測定用光発生手段の他方からの光を前記一定周波数で逆位相の信号により電気的に強度変調して出力する光変調手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光、及び、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光と前記測定用光発生手段の他方からの光の強度変調光とを合成した測定用合成光を、前記溶液の存在する被測定物に向けて出射する光出射手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光によって前記溶液から発生する規格化用音波、及び、前記光出射手段の出射する測定用合成光によって前記溶液から発生する測定用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で反射する音波反射手段と、
前記音波反射手段の反射する前記規格化用音波及び前記測定用音波を検出する音波検出手段と、
を備え、
前記音波反射手段の音響インピーダンスが前記被測定物よりも高く、
前記一定周波数が、以下の数式で表される波長の前記測定用音波を発生させる周波数であることを特徴とする。

ここで、Ｌは、前記被測定物と前記媒介物との境界から前記音波反射手段までの間隔、ｄは前記被測定物と前記媒介物との境界から前記溶液までの間隔、λは前記測定用音波の前記被測定物における波長、ｍは整数である。
ことを特徴とする。

本発明に係る成分濃度測定装置では、ｎを整数として、間隔ｄが（１／４）λであり、間隔Ｌが｛（２ｎ＋１）／４｝λであることが好ましい。
このとき、定在波が被測定物の表面で節となるので、被測定物の表面からの検出音波への寄与を減少させることができる。また、間隔ｄの間に他の腹が現れない。これによって、他の深さからの音波の寄与を抑え、最も望ましい深さｄからの音波を正確に測定することができる。

本発明に係る成分濃度測定装置では、
前記液体が水であり、
前記対象成分がグルコース又はコレステロールであり、
前記溶液が血液である
ことが好ましい。
血液中に含まれる対象成分の濃度を測定すれば、非侵襲でリアルタイムでの体内環境を監視することができる。

本発明に係る成分濃度測定装置制御方法は、
液体に対象成分が混合されてなる溶液における前記液体の呈する吸収が相等しい異なる波長の光を発生して出力する２つの測定用光発生手段と、光変調手段と、光出射手段と、音波検出手段と、を制御する制御回路を備える成分濃度測定装置の制御方法であって、
前記制御回路が、前記測定用光発生手段の一方に光を出力させ、前記光変調手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光を予め定められた一定周波数で強度変調して出力させ、前記光出射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光を、前記溶液の存在する被測定物に向けて出射させ、前記音波検出手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光によって前記溶液から発生する規格化用音波を、前記光出射手段からの強度変調光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で検出させる規格化用音波検出手順と、
前記規格化用音波検出手順の前、後又は同時に、前記制御回路が、前記２つの測定用光発生手段に光を出力させ、前記光変調手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光と前記測定用光発生手段の他方からの光を前記一定周波数で互いに逆相に強度変調して出力させ、前記光出射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光と前記測定用光発生手段の他方からの光の強度変調光とを合成した測定用合成光を前記被測定物に向けて出射させ、前記音波検出手段に、前記光出射手段の出射する測定用合成光によって前記溶液から発生する測定用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で検出させる測定用音波検出手順と、
を有し、
前記光出射手段と前記被測定物の間の媒介物の音響インピーダンスが前記被測定物の表面よりも低く、
前記一定周波数が、下記の数式で表される波長の前記測定用音波を発生させる周波数であることを特徴とする。

本発明に係る成分濃度測定装置制御方法では、ｍが０であることが好ましい。
間隔ｄの間に定在波の他の腹が現れない。これによって、定在波を安定させ、測定用音波を正確に測定することができる。

本発明に係る成分濃度測定装置制御方法は、
液体に対象成分が混合されてなる溶液における前記液体の呈する吸収が相等しい異なる波長の光を発生して出力する２つの測定用光発生手段と、光変調手段と、光出射手段と、音波検出手段と、を制御する制御回路を備える成分濃度測定装置の制御方法であって、
前記制御回路が、前記測定用光発生手段の一方に光を出力させ、前記光変調手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光を予め定められた一定周波数で強度変調して出力させ、前記光出射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光を、前記溶液の存在する被測定物に向けて出射させ、前記音波検出手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光によって前記溶液から発生する規格化用音波を、前記光出射手段からの強度変調光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で検出させる規格化用音波検出手順と、
前記規格化用音波検出手順の前、後又は同時に、前記制御回路が、前記２つの測定用光発生手段に光を出力させ、前記光変調手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光と前記測定用光発生手段の他方からの光を前記一定周波数で互いに逆相に強度変調して出力させ、前記光出射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光と前記測定用光発生手段の他方からの光の強度変調光とを合成した測定用合成光を前記被測定物に向けて出射させ、前記音波検出手段に、前記光出射手段の出射する測定用合成光によって前記溶液から発生する測定用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で検出させる測定用音波検出手順と、
を有し、
前記光出射手段と前記被測定物の間の媒介物の音響インピーダンスが前記被測定物の表面よりも高く、
前記一定周波数が、下記の数式で表される波長の前記測定用音波を発生させる周波数であることを特徴とする。

本発明に係る成分濃度測定装置制御方法は、
液体に対象成分が混合されてなる溶液における前記液体の呈する吸収が相等しい異なる波長の光を発生して出力する２つの測定用光発生手段と、光変調手段と、光出射手段と、音波反射手段と、音波検出手段と、を制御する制御回路を備える成分濃度測定装置の制御方法であって、
前記制御回路が、前記測定用光発生手段の一方に光を出力させ、前記光変調手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光を予め定められた一定周波数で強度変調して出力させ、前記光出射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光を、前記溶液の存在する被測定物に向けて出射させ、前記音波反射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光によって前記溶液から発生する規格化用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で反射させ、前記音波検出手段に、前記音波反射手段の反射した前記規格化用音波を検出させる規格化用音波検出手順と、
前記規格化用音波検出手順の前、後又は同時に、前記制御回路が、前記２つの測定用光発生手段に光を出力させ、前記光変調手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光と前記測定用光発生手段の他方からの光を前記一定周波数で互いに逆相に強度変調して出力させ、前記光出射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光と前記測定用光発生手段の他方からの光の強度変調光とを合成した測定用合成光を前記被測定物に向けて出射させ、前記音波反射手段に、前記光出射手段の出射する測定用合成光によって前記溶液から発生する測定用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で反射させ、前記音波検出手段に、前記音波反射手段の反射した前記測定用音波を検出させる測定用音波検出手順と、
を有し、
前記音波反射手段の音響インピーダンスが前記被測定物よりも低く、
前記一定周波数が、下記の数式で表される波長の前記測定用音波を発生させる周波数であることを特徴とする成分濃度測定装置制御方法。

本発明に係る成分濃度測定装置制御方法では、ｎを整数として、間隔ｄが（１／４）λであり、間隔Ｌが（ｎ／２）λであることが好ましい。
このとき、定在波が被測定物の表面で節となるので、被測定物の表面からの検出音波への寄与を減少させることができる。また、間隔ｄの間に他の腹が現れない。これによって、他の深さからの音波の寄与を抑え、最も望ましい深さｄからの音波を正確に測定することができる。

本発明に係る成分濃度測定装置制御方法は、
液体に対象成分が混合されてなる溶液における前記液体の呈する吸収が相等しい異なる波長の光を発生して出力する２つの測定用光発生手段と、光変調手段と、光出射手段と、音波反射手段と、音波検出手段と、を制御する制御回路を備える成分濃度測定装置の制御方法であって、
前記制御回路が、前記測定用光発生手段の一方に光を出力させ、前記光変調手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光を予め定められた一定周波数で強度変調して出力させ、前記光出射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光を、前記溶液の存在する被測定物に向けて出射させ、前記音波反射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光によって前記溶液から発生する規格化用音波を、前記光出射手段からの強度変調光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で反射させ、前記音波検出手段に、前記音波反射手段の反射した前記規格化用音波を検出させる規格化用音波検出手順と、
前記規格化用音波検出手順の前、後又は同時に、前記制御回路が、前記２つの測定用光発生手段に光を出力させ、前記光変調手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光と前記測定用光発生手段の他方からの光を前記一定周波数で互いに逆相に強度変調して出力させ、前記光出射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光と前記測定用光発生手段の他方からの光の強度変調光とを合成した測定用合成光を前記被測定物に向けて出射させ、前記音波反射手段に、前記光出射手段の出射する測定用合成光によって前記溶液から発生する測定用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で反射させ、前記音波検出手段に、前記音波反射手段の反射した前記測定用音波を検出させる測定用音波検出手順と、
を有し、
前記音波反射手段の音響インピーダンスが前記被測定物よりも高く、
前記一定周波数が、下記の数式で表される波長の前記測定用音波を発生させる周波数であることを特徴とする。

本発明に係る成分濃度測定装置制御方法では、
ｎを整数として、間隔ｄが（１／４）λであり、間隔Ｌが｛（２ｎ＋１）／４｝λであることが好ましい。
このとき、定在波が被測定物の表面で節となるので、被測定物の表面からの検出音波への寄与を減少させることができる。また、間隔ｄの間に他の腹が現れない。これによって、他の深さからの音波の寄与を抑え、最も望ましい深さｄからの音波を正確に測定することができる。

本発明に係る成分濃度測定装置制御方法では、
前記液体が水であり、前記対象成分がグルコース又はコレステロールであり、前記溶液が血液であることが好ましい。
血液中に含まれる対象成分の濃度を測定すれば、非侵襲でリアルタイムでの体内環境を監視することができる。

本発明によれば、被測定物のゼロでない深さに定在波の腹を位置させることができる。よって、被測定物の最も望ましい深さからの光音響信号を選択的に検出することができる。

添付の図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。以下に説明する実施の形態は本発明の構成の例であり、本発明は、以下の実施の形態に制限されるものではない。

以下の実施の形態では、成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置制御方法を、血液成分濃度測定装置又は血液成分濃度測定装置制御方法として説明する。本実施形態において説明する生体被検部を被測定物に、血液を溶液に、水を液体に、グルコース又はコレステロールを対象成分に、それぞれ置き換えれば、成分濃度測定装置又は成分濃度測定装置制御方法として実施することができる。例えば、溶液には、血液に限らず、リンパ液や涙等の生体を構成する溶液が含まれる。そして、対象成分には、グルコース又はコレステロールに限らず、例えば「リンパ液成分」や「涙成分」等の生体を構成する溶液中の成分も含まれる。このように測定対象に応じて種々の成分を測定できる。

また、以下の実施形態や実施例の構成において、生体被検部に代えて果物をおけば、果実糖度計として機能する。これは、果実の甘さ成分である蔗糖や果糖は、血糖成分であるグルコースと類似の波長に吸収を有するからである、このように本実施形態の精神を逸脱しない範囲で、本実施形態に係る測定装置及び測定装置制御方法を様々の対象に適用できることは言うまで無い。

（第１実施形態）
本実施形態に係る血液成分濃度測定装置は、異なる波長の２波の光を発生する光発生手段と、該異なる波長の２波の光の各々を同一周波数で逆位相の信号により電気的に強度変調する光変調手段と、強度変調された該異なる波長の２波の光を１つの光束に合波し生体に向けて出射する光出射手段と、出射された光により生体内に発生する音波を検出する音波検出手段と、検出された音波の圧力から生体内の血液成分濃度を算定する血液成分濃度算定手段と、を備えた血液成分濃度測定装置である。なお、本実施形態に係る血液成分濃度算定手段は、本実施形態において適用する他、後に説明する実施形態においても適用することができる。

さらに、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置においては、前記光発生手段は、１波の光の波長を血液成分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し、他の１波の光の波長を水が前記１波の光の波長におけるのと相等しい吸収を呈する波長に設定することもできる。

図１を参照して、本実施形態に係る構成について説明する。図１は、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置の基本構成を示している。図１において、光発生手段の一部としての第１の光源１０１は、光変調手段の一部としての駆動回路１０４により、光変調手段の一部としての発振器１０３に同期して強度変調されている。

一方、光発生手段の一部としての第２の光源１０５は、光変調手段の一部としての駆動回路１０８により、同じく上記発振器１０３に同期して強度変調されている。但し、駆動回路１０８には、発振器１０３の出力が、光変調手段の一部としての１８０°移相回路１０７を経て給電され、その結果、第２の光源１０５は、上記第１の光源１０１に対して、１８０°位相が変化した信号により強度変調されるように構成されている。

ここで、図１に示す第１の光源１０１および第２の光源１０５の各々の波長は、１波の光の波長を血液成分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し、他の１波の光の波長を水が前記１波の光の波長におけるのと相等しい吸収を呈する波長に設定する。

第１の光源１０１および第２の光源１０５は各々異なる波長の光を出力し、各々の出力する光は、光出射手段としての合波器１０９により合波され、１つの光束として、被検体としての生体被検部１１０に照射される。照射された第１の光源１０１および第２の光源１０５の各々が出力する光により生体被検部１１０内に発生される音波、すなわち光音響信号は、音波検出手段の一部としての超音波検出器１１３により検出され、光音響信号の音圧に比例した電気信号に変換される。前記電気信号は、上記発振器１０３に同期した音波検出手段の一部としての位相検波増幅器１１４により同期検波され、音圧に比例する電気信号が出力端子１１５に出力される。

ここで、出力端子１１５に出力される信号の強度は第１の光源１０１および第２の光源１０５の各々が出力する光が生体被検部１１０内の成分により吸収された量に比例するので、前記信号の強度は生体被検部１１０内の成分の量に比例する。従って、出力端子１１５に出力される前記信号の強度の測定値から、血液成分濃度算定手段（図示せず）が生体被検部１１０内の血液中の測定対象の成分の量を算定する。

本実施形態に係る血液成分濃度測定装置は第１の光源１０１および第２の光源１０５の出力する異なる波長の２波の光を同一周期、すなわち同一周波数の信号で強度変調しているので、超音波検出器１１３の周波数特性の不均一の影響を受けない特徴があり、この点が既存技術より優れている点である。

以上説明したように本実施形態に係る血液成分濃度測定装置は高精度に血液成分を測定することができる。

本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法は、光発生手段が、異なる波長の２波の光を発生する光発生手順と、光変調手段が、前記光発生手順において発生させた異なる波長の２波の光の各々を同一周波数で逆位相の信号により電気的に強度変調する光変調手順と、光出射手段が、前記光変調手順において強度変調された異なる波長の２波の光を１つの光束に合波し生体に向けて出射する光出射手順と、音波検出手段が、前記光出射手順において照射された光により生体内に発生する音波を検出する音波検出手順と、検出された音波の圧力から生体内の血液成分濃度を算定する血液成分濃度算定手順と、を順に含む血液成分濃度測定装置制御方法である。

さらに、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法においては、前記光発生手順は、１波の光の波長を血液成分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し、他の１波の光の波長を水が前記１波の光の波長におけるのと相等しい吸収を呈する波長に設定して異なる波長の２波の光を発生する血液成分濃度測定装置制御方法とすることもできる。

ここで、異なる波長の２波の光の各々を電気的に強度変調する方法としては、異なる波長の２波の光を発生し、その後に異なる波長の２波の光のそれぞれを同一周波数で位相が１８０°異なる信号により変調器を用いて電気的に強度変調する方法でもよく、図１に示す例の場合のように駆動回路１０４および駆動回路１０８がそれぞれ第１の光源１０１および第２の光源１０５を発光させると同時に強度変調する直接変調法でもよい。

次に、上記の手順により強度変調された前記波長の異なる波長の２波の光の各々を、例えば図１に示す合波器１０９により１つの光束に合波し生体に照射し、照射された前記波長の異なる波長の２波の光の各々により生体内に発生する音波、すなわち光音響信号を例えば図１に示す超音波検出器１１３により検出し電気信号に変換し、前記電気信号をさらに例えば図１に示す位相検波増幅器１１４により同期検波し、光音響信号に比例する電気信号を出力端子１１５に出力する。次に、血液成分濃度算定手順において、音波検出手順で検出された音波の圧力から生体内の血液成分濃度を算定する。

本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法は、第１の光源１０１および第２の光源１０５の出力する異なる波長の２波の光を同一周期、すなわち同一周波数の信号で強度変調しているので、音波を検出する測定系の周波数特性の不均一の影響を受けない特徴があり、この点が既存技術より優れている点である。

以上説明したように本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法は高精度に血液成分を測定することができる。

本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置において、前記光変調手段は生体内に発生する音波の検出に関わる共鳴周波数と同一の周波数で変調する手段とすることもできる。異なる波長の２波の光の各々を生体内に発生する音波の検出に関わる共鳴周波数と同一の周波数で変調することにより、生体内に発生する音波を高感度に検出できる。

本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置制御方法において、前記光変調手順は生体内に発生する音波の検出に関わる共鳴周波数と同一の周波数で変調する手順とすることもできる。異なる波長の２波の光の各々を生体内に発生する音波の検出に関わる共鳴周波数と同一の周波数で変調することにより、生体内に発生する音波を高感度に検出できる。

本実施形態に係る血液成分濃度測定装置において、前記血液成分濃度算定手段は、前記異なる波長の２波の光を生体に照射して発生する音波の圧力を、前記２波の光のうち１波の光を零としたときに発生する音波の圧力で除算する手段とすることもできる。このような除算により、高精度に血液成分濃度を測定することができる。

本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法において、前記検血液成分濃度算定手順は、前記２波の光を生体に照射して発生する音波の圧力を、前記２波の光のうち１波の光を零としたときに発生する音波の圧力により除算する手順とすることもできる。このような除算により、高精度に血液成分濃度を測定することができる。

本実施形態に係る血液成分濃度測定装置において、前記光発生手段は、強度変調された前記異なる波長の２波の光を１つの光束に合波し水に照射して発生する音波の圧力が零になるように前記異なる波長の２波の光の各々の相対的な強度を調整する手段とすることもできる。

本実施形態に係る血液成分濃度測定装置において、例えば、図１において、生体被検部１１０に代えて校正用の水に、前述の血液成分濃度の測定と同様に、第１の光源１０１および第２の光源１０５の出力する光を１つの光束に合波した光を照射し、超音波検出器１１３が検出する光音響信号が零になるように、第１の光源１０１および第２の光源１０５の出力する光の相対的な強度を調節する場合である。

上記のように第１の光源１０１および第２の光源１０５の光の強度を調節する場合、第１の光源１０１および第２の光源１０５の光の相対的な強度を容易に等しく調整することができるので、容易に、高精度に血液成分濃度を測定することができる。

本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法において、前記光変調手順と前記光出射手順との間に、前記強度変調された異なる波長の２波の光を１つの光束に合波し水に向けて出射して発生する音波の圧力が零になるように前記２波の光の各々の相対的な強度を調整する強度調整手順を、さらに含む血液成分濃度測定装置制御方法とすることもできる。

本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法は、例えば、強度変調された異なる波長の２波の光を１つの光束に合波する手順の後に、前記異なる波長の２波の光を１つの光束に合波し水に向けて出射して発生する音波の圧力が零になるように前記２波の光の相対的な強度を調整することにより、前述の第１の光源１０１および第２の光源１０５の出力する光の相対的な強度を容易に等しく調整することができるので、容易に、高精度に血液成分を測定できる。

本実施形態に係る血液成分濃度測定装置において、前記音波検出手段は、前記変調周波数に同期して同期検波により検出する手段とすることもできる。本実施形態に係る血液成分濃度測定装置は、例えば、第１の光源１０１および第２の光源１０５の出力する光の各々に対応する光音響信号が超音波検出器１１３により検出され電気信号に変換された信号を、位相検波増幅器１１４において第１の光源１０１および第２の光源１０５の出力する光の各々を強度変調する信号に同期して、同期検波により検出する例である。位相検波増幅器１１４において第１の光源１０１および第２の光源１０５の出力する光の各々に対応する光音響信号の検出精度が向上し、いっそう高精度に光音響信号を測定することができる。

本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法において、前記音波検出手順は、前記変調周波数に同期して、同期検波により検出する手順とすることもできる。本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法において、例えば、前記異なる波長の２波の光の各々に対応する光音響信号を、前記異なる波長の２波の光の各々を強度変調する信号に同期して、同期検波により検出する場合である。第１の光源１０１および第２の光源１０５の出力する光の各々に対応する光音響信号の検出精度が向上し、一層高精度に光音響信号を測定することができる。

本実施形態に係る血液成分濃度測定装置において、前記光発生手段及び前記光変調手段は、２つの半導体レーザ光源の各々を同一周波数で互いに逆位相の矩形波信号により直接変調する手段とすることができる。２つの半導体レーザ光源の各々を同一周波数で互いに逆位相の矩形波信号により直接変調する装置構成とすることにより、装置構成が簡略化できる。

本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法において、前記光発生手順及び前記光変調手順は、２つの半導体レーザ光源の各々を同一周波数で互いに逆位相の矩形波信号により直接変調する手順とすることができる。２つの半導体レーザ光源の各々を同一周波数で互いに逆位相の矩形波信号により直接変調する手順とすることにより、手順が簡略化できる。

次に本実施形態に係る血液成分濃度測定装置及び血液成分濃度測定装置制御方法の基本となる技術の詳細を説明する。

図１を参照して本実施形態に係る血液成分濃度測定装置構成を説明する。図１に示す本実施形態に係る血液成分濃度測定装置は、第１の光源１０１、第２の光源１０５、駆動回路１０４、駆動回路１０８、１８０°移相回路１０７、合波器１０９、超音波検出器１１３、位相検波増幅器１１４、出力端子１１５、発振器１０３により構成される。

発振器１０３は、信号線により駆動回路１０４、１８０°移相回路１０７、位相検波増幅器１１４とそれぞれ接続され、駆動回路１０４、１８０°移相回路１０７、位相検波増幅器１１４のそれぞれに信号を送信する。

駆動回路１０４は、発振器１０３から送信された信号を受信し、信号線により接続されている第１の光源１０１へ駆動電力を供給し、第１の光源１０１を発光させる。

１８０°移相回路１０７は、発振器１０３から送信された信号を受信して、前記受信した信号に１８０°の位相変化を与えた信号を、信号線により接続されている駆動回路１０８へ送信する。

駆動回路１０８は、１８０°移相回路１０７から送信された信号を受信し、信号線により接続されている第２の光源１０５へ駆動電力を供給し、第２の光源１０５を発光させる。

第１の光源１０１および第２の光源１０５の各々は、互いに異なる波長の光を出力し、各々が出力した光を光波伝送手段により合波器１０９へ導く。

第１の光源１０１の出力した光と第２の光源１０５の出力した光は、合波器１０９に入力され、合波されて、１つの光束として生体被検部１１０の所定の位置へ照射され、生体被検部１１０内に音波、すなわち光音響信号を発生させる。

超音波検出器１１３は、生体被検部１１０の光音響信号を検出し、電気信号に変換して、信号線により接続されている位相検波増幅器１１４へ送信する。

位相検波増幅器１１４は、発振器１０３から送信される同期検波に必要な同期信号を受信するとともに、超音波検出器１１３から送信されてくる光音響信号に比例する電気信号を受信し、同期検波ならびに増幅、濾波を行って、出力端子１１５へ光音響信号に比例する電気信号を出力する。

第１の光源１０１は、発振器１０３の発振周波数に同期して強度変調された光を出力する。一方、第２の光源１０５は、発振器１０３の発振周波数で、かつ１８０°移相回路１０７により１８０°の位相変化を受けた信号に同期して強度変調された光を出力する。

上記のように、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置においては第１の光源１０１の出力した光と第２の光源１０５の出力した光は、同一の周波数の信号により強度変調されているので、従来技術において、複数の周波数の信号により強度変調している場合に問題となる測定系の周波数特性の不均一性の影響は存在しない。

一方、従来技術において問題となる光音響信号の測定値に存在する非線形的な吸収係数依存性は、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置においては等しい吸収係数を与える複数の波長の光を用いて測定することにより解決できることを、以下に説明する。

波長λ_１および波長λ_２の各々光に対して、背景の吸収係数α_１ ^（ｂ）、α_２ ^（ｂ）及び測定対象とする血液成分のモル吸収α_１ ^（０）、α_２ ^（０）が既知の場合、各波長における光音響信号の測定値ｓ_１およびｓ_２を含む連立方程式は、次の数式（９）のように表される。

数式（９）を解いて未知の血液成分濃度Ｍを求める。ここで、Ｃは、変化し制御或は予想困難な係数、即ち、音響的な結合状態、超音波検出器の感度、前記照射部と前記検出部の間の距離（以下ｒと定義する）、比熱、熱膨張係数、音速、変調周波数、更に、吸収係数にも依存する未知乗数である。

数式（９）の１行目と２行目のＣに差異が生ずるならば、それは、照射光に関係する量、即ち、吸収係数による差異以外にはあり得ない。ここで、数式（９）の各行の括弧の中、即ち吸収係数が互いに等しくなるように、波長λ_１および波長λ_２の組合せを選べば、吸収係数が等しくなり、１行目と２行目のＣは等しい。しかしこれを厳密に行うと、波長λ_１および波長λ_２の組合せが、未知の血液成分濃度Ｍに依存することになるため、不便である。

ここで、数式（９）の吸収係数（各行括弧中）に占める比率は、背景（α_ｉ ^（ｂ）、ｉ＝１、２）の方が、血液成分濃度Ｍを含む項（Ｍα_ｉ ^（０））よりも著しく大きい。そこで、各行の吸収係数を正確に等しくする代わりに、背景、α_ｉ ^（ｂ）の吸収係数を等しくすれば十分である。即ち、異なる波長λ_１および波長λ_２の２波の光は、各々における背景の吸収係数、α_１ ^（ｂ）、α_２ ^（ｂ）が互いに等しくなるように選べば良い。このように１行目と２行目のＣを等値できれば、それを未知定数として消去し、測定対象の血液成分濃度Ｍは数式（１０）で表される。

数式（１０）の後段の変形にはｓ_１≒ｓ_２という性質を用いている。

ここで、数式（１０）を見ると、分母に波長λ_１および波長λ_２における測定対象の血液成分の吸収係数の差が現れている。この差が大きい方が、光音響信号の差信号ｓ_１−ｓ_２が大きく、その測定が容易となる。この差を最大とするには、測定対象の成分の吸収係数α_１ ^（０）が極大となる波長を波長λ_１に選び、かつ、α_２ ^（０）＝０、即ち、測定対象の成分が吸収特性を示さない波長に波長λ_２を選ぶのが良い。ここで、前の条件から、この第２の波長λ_２は、α_２ ^（ｂ）＝α_１ ^（ｂ）、即ち、背景の吸収係数が第１の波長λ_１の吸収係数に等しくなければならない。

さらに、数式（１０）において、光音響信号ｓ_１は、光音響信号ｓ_２との差ｓ_１−ｓ_２の形でのみ登場している。今、測定対象の成分としてグルコースを例にとると、上述したように、２つの光音響信号ｓ_１および光音響信号ｓ_２の強度には、０．１％以下の差異しかない。

しかし、数式（１０）の分母の光音響信号ｓ_２には５％程度の精度があれば十分である。従って、２つの光音響信号ｓ_１および光音響信号ｓ_２を逐次個別に測定するよりも、それらの差ｓ_１−ｓ_２を測定しこの測定値を、個別に測定した光音響信号ｓ_２で除する方が、格段に容易に精度が保てる。従って、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置においては、２つの波長λ_１および波長λ_２の光を、互いに逆相に強度変調して照射することにより、生体内で光音響信号ｓ_１および光音響信号ｓ_２が相互に重畳されて生じる光音響信号の差信号ｓ_１−ｓ_２を測定する。

以上説明したように、血液成分濃度を測定する場合、異なる特定の波長の２波の光を用いて、前記異なる特定の波長の２波の光が生体内に発生する光音響信号を各々個別に測定するよりも、前記光音響信号の差信号を測定し、さらに、所定の一方の光音響信号を零として、他方の光音響信号を測定して、これらを数式（１０）により演算して、容易に血液成分濃度を測定できることが分かる。

次に、光照射によって発生する音圧について、図２を参照して説明する。図２は本実施形態に係る基礎となる直接光音響法の説明図であり、図２には直接光音響法における観測点の配置が、音源分布のモデルと伴に、示されている。図２において照射光２０１は、生体に垂直に入射し、その結果、上述したように、光が照射される部分の表面近傍に音源２０２が生成される。

音源２０２から出て生体内（簡単のために音波について一様とする）を伝搬する音波について、照射光の延長線上にあり、音源から距離ｒだけ離れた観測点２０３で、その音圧ｐ（ｒ）を観測する。

本実施形態に係る血液成分濃度測定装置において使用する波長１μｍ以長の光に対しては、生体は、背景（水）による強い吸収を受けるために、音源２０２は光の照射される部分の表面に局在し、その結果、発生する音波は球面波と見なせる。

図２に示す音波伝搬を記述する波動方程式は、流体力学の方程式から求められる。即ち、連続の式とＮａｖｉｅｒＳｔｏｋｅｓ方程式を、密度変化、圧力変化、及び流速変化が微小な場合として、各々を線形とし、これらと流体（水）における圧力と密度の関係を記述する状態方程式を連立して解くことにより求められる。ここで、前記状態方程式は、温度をパラメータとして含み、熱源Ｑが存在する時の温度変化は、前記状態方程式を介して取り込まれる。

熱伝導を無視する時、微小な圧力変化ｐは、次の非斉次のＨｅｌｍｈｏｌｔｚ方程式により記述される。

ここで、ｃは音速、βは熱膨張係数、Ｃ_ｐは定圧比熱である。

本実施形態に係る血液成分濃度測定装置の場合、一定周期Ｔで強度変調された光を照射し、該一定周期Ｔに同期した音圧変化を検出するので、変調周波数をｆ＝１／Ｔ、また変調角周波数をω＝２πｆとおく時、全ての量について、時間依存性ｅｘｐ（−ｉωｔ）を持つ量のみに注目すればよい。その結果、時間微分は−ｉωとの積になる。

また熱源Ｑは、照射光吸収に続く非発光緩和に起因するため、吸収係数αに比例し、またその分布は、媒質中での照射光（散乱光が生ずればそれも含めた）の空間分布に等しくなる。即ち、各点での光強度をＩと書くと、Ｑ＝αＩである。以上により、定常的な直接光音響法に関わる基本方程式は次の数式（１２）のように表される。

ここで、音波の波数ｋ＝ω／ｃ＝２πλ（λは音波の波長）を導入した。

数式（１２）のｐ（ｒ→∞）→０の境界条件の下での解は、十分遠方（ｒ）α^−１）において、次の数式（１３）のように表される。

今、若干の光分布について数式（１３）により、観測される音圧を計算する。先ず、光分布のモデルＡ２０４としては、強度が動径ｒ´に対して、ｅ^−αｒ´で減衰する半球状の分布を考える。これは、著しく散乱が大きく、照射光が入射するや否や、全方位に散乱される場合に対応する。

これに対して、散乱が零である場合が、図２におけるモデルＢ２０５、およびモデルＣ２０６であり、各々半径ｗ_０のガウス型のビームと一様円形ビームを入射した場合に相当している。これら各モデルの光強度分布は、図２中に示されている。

今、既に用いた条件ｒ≫α^−１に加えて、ｒ≫ｗ_０、および、Ｎ≡ｗ_０ ^２／（ｒλ）≪１（モデルＡ２０４についてのＮは、ｗ_０に代えてα^−１を用いて定義する）が成り立つ時、数式（１３）による計算結果は、以下のようにまとめられる。

ここで、Ｐ_０は照射光の全パワーであり、またＦ（ξ）は、

と計算される。音源の分布の情報は、この形状関数Ｆ（ｋα^―１）に集約される。前記形状関数のグラフを、図３に示した。

以上の結果によると、ξ＝ｋα^―１が小さい時、即ち、音波の波長が吸収長に比べて非常に長い場合（λ）α^−１）には、光音響信号は、吸収係数の情報を何ら含まない。その理由は、ξ≪１で、Ｆ（ξ）≒ξであって、αＦ（ξ）≒ｋに帰してしまうからである。従って、音波の波長が吸収長に比べて非常に長い場合、すなわち変調周波数が低すぎる場合は光音響法によって血液成分濃度の測定はできないことが分かる。

従って、生体に対して行う直接光音響法においては、ξ≒１、すなわちｆ≒αｃ／（２π）以上に変調周波数を設定すべきであり、照射光の波長が１．６μｍ近傍の場合は変調周波数ｆを１５０ｋＨｚ以上、あるいは照射光の波長が２．１μｍ近傍の場合は変調周波数ｆを０．６ＭＨｚ以上とする必要がある。

次に、モデルＢ２０５、およびモデルＣ２０６の結果に差異がないことから、光軸に垂直方向の光強度分布が、信号に影響しないことが分かる。但し、この簡単化が許されるのは、上記Ｎ＝ｗ_０ ^２／（ｒλ）≪１が成り立つ場合に限られる。このＮはフレネル数と呼ばれる量であり、観測点から音源を見込む際、視線に垂直方向の音源の拡がりに因って、音源の各点からの音波の寄与に生じる位相の変化幅を表している。フレネル数Ｎが、１に比べて十分小さければ、視線に垂直方向に音源が拡がりを持たないのと等価となる。

その結果、照射光２０１のビーム径ｗ_０が、光音響信号に影響を与えないという、極めて都合の良い性質が生ずるのである。その理由は以下の２つである。

その１は、生体における散乱の影響の抑制である。上記モデルＡ２０４は、散乱が大きい極限の場合を想定しているが、生体における散乱は実際、これ程は甚だしくはない。一般に散乱現象は散乱係数μ_ｓと異方性ｇによって特徴付けられる。ここで、後者は、散乱角θの余弦の平均値＜ｃｏｓθ＞であり、生体、特に皮膚における値として、概略０．９が報告されている（例えば、ＡｐｐｌｉｅｄＯｐｔｉｃｓ誌、３２巻、１９９３年、４３５−４４７頁、参照）。即ち、実際の生体における散乱は、小角散乱＜θ＞≒２６°が主である。

今、単位長さの伝搬中に入射光束から散乱によって光が減少してゆく割合は、還元散乱係数μ´_ｓ＝μ_ｓ（１−ｇ）で与えられ、この値は光の波長１μｍ以長に対して、概略１ｍｍ^−１と実測されている。（非特許文献３参照）。この値は、単位長さの伝搬中に、入射光束から吸収によって光が減少してゆく割合である吸収係数αの値（光の波長１．６μｍ前後で０．６ｍｍ^−１、２．１μｍ前後で２．４ｍｍ^−１）と同程度の大きさである。

即ち、今、生体において照射光２０１は、吸収長α^―１の間に高々２回の散乱を受けるのみであり、しかも散乱角は小さい。この結果、生体内部の光分布（入射光束と散乱光の和）は、深さとともに序々にビーム径が拡って行き、あたかもピンの頭のような形となる。このような光分布の実測例も報告されている（ＡｐｐｌｉｅｄＯｐｔｉｃｓ誌、４０巻、２００１年、５７７０−５７７７頁、参照）。この時、深さｚの面内における光分布の総量は、依然、ｅｘｐ（−αｚ）に従って減衰することが期待される。これは、少回の散乱が、小散乱角で起こる故である。

従って、光音響信号が照射光２０１のビーム径に依らない場合、各深さでの光分布のビーム径自体は問題にならず、各深さ面内でのその総量のみが形状関数Ｆ（ξ）に影響し得る。これが、ｅｘｐ（−αｚ）であれば、結果的に、散乱のないモデルＢ２０５、およびモデルＣ２０６の場合に異ならず、よって形状関数への散乱の影響が無いことが予想されるのである。

２つの波長λ_１、および波長λ_２の光照射において、該形状関数を等値することは、本実施形態における方法の骨子である。従って、２つの波長λ_１、および波長λ_２における散乱に相違があるのは、非常に望ましくない。現実には、光の波長１．３μｍ以長に対して、皮膚における散乱の波長依存性の実測報告は未だ無いが、血液については、一定の還元散乱係数μ´_ｓが報告されている（ＪｏｕｒｎａｌｏｆＢｉｏｍｅｄｉｃａｌＯｐｔｉｃｓ誌、４巻、１９９９年、３６−４６頁、参照）。

従って、例えば、形状関数への若干の散乱の影響があったとしても、その波長依存性は小さく、実害に及ばない可能性はある。さらに、ここで示したように、フレネル数を小さく設定すれば、形状関数への散乱の影響自体を抑止できる。それ故、散乱の波長依存性如何に関わらず、形状関数の等値は正当化され、本実施形態における方法が高い信頼性を持つことが分かる。

その２は、変調周波数の最適化が可能になる事である。人体に対する光の照射には、照射部位と波長、照射時間などに依存する光強度の許容限度がある。フレネル数Ｎが小さい範囲で、ビーム径ｗ_０を拡大すれば、光強度の限度を越えずに、照射光の全パワーＰ_０を高め、光音響信号を増大できる。

ここで、照射強度の限度をＩ_ｍａｘと書くと、Ｐ_０＝πｗ_０ ^２Ｉ_ｍａｘであり、フレネル数Ｎは、全パワーＰ_０によって、Ｎ＝ｆ／（πｃｒ）（Ｐ_０／Ｉ_ｍａｘ）と表される。距離ｒは、生体被検部１１０の厚みによって決まる量（例えば、指頭では１０ｍｍ、手首では４０ｍｍ程度）であることを考慮すると、Ｎを一定に留めて、ｋ、即ち、変調周波数ｆ（∝ｋ）を高める場合、全パワーＰ_０を減らさざるを得ない。ところが、形状関数の大きさ｜Ｆ（ｋα^−１）｜は、ｋに比例して増えないので、検出される音波は減少する。従って、高過ぎる変調周波数も、また望ましくないことが分かる。

数式（１６）の与える音圧振幅ｐ_ａを、ＮとＩ_ｍａｘを用いて、書き直すと次のようになる。

ここで、音圧上界ｐ_ｓｕｐは以下の数式（１７）となる。

数式（１６）で、｜Ｆ（ξ）｜／ξは、ξについて単調に減少する関数であり、信号振幅のみの観点では、低い変調周波数が有利となる。

今の場合、数式（１６）のαに関わる変化率、∂ｐ_ａ／∂α＝−（ｐ_ｓｕｐＮ／α）ξｄ（｜Ｆ（ξ）｜／ξ）／ｄξを最大とするξ＝ｋα^―１が、最適の変調周波数を与える。このようなξは、モデルＡ２０４で２．４９、モデルＢ２０５、およびモデルＣ２０６では２^１／２であり、その様なξにおける｜Ｆ（ξ）｜／ξの値は、各々、０．６２０、１／３^１／２と算出される。即ち、信号の強度と吸収係数αへの感度の相反する要求の妥協点として、最適の変調周波数が存する。

上述したように、現実の生体における光分布はモデルＢ２０５、およびモデルＣ２０６に近いと考えられるので、最適な変調周波数は、２πｆ＝１．４１ｃαであり、その時、ｆ→０における最大値ｐ_ｓｕｐＮに対し、５７．７％の信号振幅が期待される。

次に、図４を参照して、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置の原理を説明する。図１に示す第１の光源１０１は発振器１０３に同期して強度変調され、第１の光源１０１の出力する光は図４の上段に、第１の光源（λ_１）の光２１１として示す波形となる。

一方、図１に示す第２の光源１０５は、同じく発振器１０３に同期して強度変調される。ここで、発振器１０３の送信する信号は１８０°移相回路１０７により１８０°の位相推移を与えられるので、第２の光源１０５の出力する光は第１の光源１０１の出力する光に対して逆位相な信号により強度変調され、図４の下段に、第２の光源（λ_２）の光２１２として示す波形となる。

ここで図４においては、第１の光源１０１および第２の光源１０５を強度変調する信号は周期が１μ秒、即ち、変調周波数ｆが１ＭＨｚであり、かつ、占有率５０％の信号の場合について示している。

ここで、数式（１２）では、照射光２０１に正弦波的変化を仮定し、図４においては、矩形波の光を照射する場合を示しているが、このことは次の理由により矛盾しない。

すなわち、数式（１１）は線形であり、異なる周波数の成分は互いに独立のものとして扱える。また音波の振幅が大きくなると、ＮａｖｉｅｒＳｔｏｋｅｓ方程式自体の持つ非線形性の影響を受けるが、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置における光音響信号の場合は、発生する音波は微弱であり線形の数式（１１）が適用できる。また、矩形波は奇数次の高調波成分を含むが、そのうちの基本周期の正弦波成分の振幅を、数式（１２）のＩに読みかえれば良い。光源は、正弦波形状よりも矩形波形状に強度変調する方が容易であり、かつ、矩形波は同振幅の正弦波に比べて、４／π＝１．２７倍の基本周期正弦波成分を含み、効率は若干良い。

第１の光源１０１および第２の光源１０５の各々が出力する異なる波長の２波の光は、合波器１０９により合波され、生体被検部１１０に照射される。ここで、前記異なる波長の２波の光の各々は、独立に数式（１４）で表される音圧を発生するものと考えることができる。

ここで、音波が線形に重畳されることは、数式（１１）の線形性より既に明らかである。さらに、前記異なる波長の２波の光の各々は吸収が飽和する程には強くないので、前記異なる波長の２波の光の各々による発熱Ｑも線形に重畳される。ここで、吸収が飽和した場合であっても、吸収が不均一な拡がりを持ち、前記異なる波長の２波の光の波長の間隔が均一幅よりも広ければ、依然、発熱の線形な重畳は成立する。ここで、前記異なる波長の２波の光に対して共通に吸収が生じる水に対して、こうした条件もよく満されている。

以上のように、前記異なる波長の２波の光により、各々互いに独立に数式（１４）で表される音圧の光音響信号が発生され、これらを重畳した音圧が、超音波検出器１１３により検出される。従って、上記のように重畳された音圧は次の数式により表される。

ここで、α_ｉＦ（ｋα_ｉ ^―１）（ｉ＝１、２）が差の形で重畳されているのは、前記異なる波長の２波の光の各々の入射光が互いに逆相で強度変調された結果である。これを、超音波検出器１１３により検出し変換して得られる電気信号の中の基本周期の正弦波成分の波形を図６に実線で示す。図６に実線で示す信号の振幅（ｒｍｓ値）が、発振器１０３に同期した位相検波増幅器１１４によって測定され、図６にＶ_ｄとして示す信号として、出力端子１１５に出力される。

数式（１８）と数式（９）により、上記未知定数Ｃは次の数式により表される。

次に、数式（１０）により、測定対象とする血液成分濃度の算出の原理を説明する。既に、第１の光源１０１および第２の光源１０５の各々が出力する光に対応する光音響信号の差信号ｓ_１−ｓ_２が得られているので、次に光音響信号ｓ_２を測定すれば、数式（１０）から、測定対象の血液成分濃度Ｍを算出できる。

そこで、図５に示す第２の光源（λ_２）の光２１２のみを照射した状態で、光音響信号を測定する。即ち、図５に示すように、第２の光源１０５の出力する光の波形を保ったまま、第１の光源１０１の出力を零とする。これは、図１に示す第１の光源１０１の出力する光を、機械的なシャッターで遮る、または駆動回路１０４の出力を第１の光源１０１の発振閾値以下に下げる等の手段により実現できる。

上記の状態で測定される光音響信号の値を、超音波検出器１１３により検出し、電気信号に変換すると、基本周期正弦波成分として図６に破線により示す波形が得られる。また、図６に破線により示す波形のｒｍｓ振幅値は、前述の方法と同様に位相検波増幅器１１４によって測定され、図６にＶ_ｒとして示す信号として、出力端子１１５に出力される。

ここで光音響信号ｓ_２は、光音響信号の差信号ｓ_１−ｓ_２に対して、逆相となる。また、光音響信号ｓ_２は、前記光音響信号の差信号ｓ_１−ｓ_２に比べて、桁違いに大きい。例えば、健常者の血糖値測定の場合、１０００倍以上である。従って、光音響信号ｓ_２と光音響信号の差信号ｓ_１−ｓ_２の２つの測定の間に、位相検波増幅器１１４の感度及び時定数の切替えを行う。

上記の測定により、２つの測定値Ｖ_ｄ、Ｖ_ｒを得れば、それらの各々を、数式（１０）中のｓ_１−ｓ_２、ｓ_２のそれぞれに代入して、測定対象とする血液成分濃度Ｍを算出する。

ここで、測定値の比Ｖ_ｄ／Ｖ_ｒから、血液成分濃度Ｍへの変換には、比吸光度α_１ ^（０）／α_１ ^（ｂ）（α_２ ^（０）が非零の場合、更にα_２ ^（０）／α_１ ^（ｂ））を必要とする。

図７に、上記の比吸光度の値および、前述のように背景の吸収係数を等しくする２つの測定する波長λ_１および波長λ_２の選定方法を示す。

図７は、血糖値の測定の場合について、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置における第１の光源１０１と第２の光源１０５のそれぞれの波長の選択法を示す図である。

図７は、光波長１．２μｍから２．５μｍにわたって、水及びグルコース水溶液（濃度１．０Ｍ）の吸光度（ＯＤ）を示している。吸光度ＯＤは吸収係数αとの間に、α＝ＯＤｌｎ１０の関係がある。図７の右側の縦軸に吸収係数αの目盛を示す。

図７において、グルコース分子による吸収は、僅かに１．６μｍ近傍と２．１μｍ近傍に認められるが、グルコース分子による吸収は水に比べて、非常に小さい。

水とグルコースの吸光度の差を図８の上側に示し、これを更に、水の吸光度で除した比吸光度を図８の下側に示す。

図８に示す比吸光度によると、グルコース分子による吸収の明瞭な極大は、１６０８ｎｍと２１２６ｎｍに認められる。ここで、一例として、グルコース分子による吸収波長として、第１の光源１０１の波長λ_１を１６０８ｎｍ（比吸光度は、０．１１４Ｍ^−１）に設定する。これを、図８中に〇付きの縦実線で示した。

ここで、波長１６０８ｎｍにおける背景（水）の吸収係数α_１ ^（ｂ）は、図７から、０．６０８ｍｍ^−１と読み取れる。そこで、α_２ ^（ｂ）＝α_１ ^（ｂ）となる波長λ_２は、同じく図７の水の吸収スペクトルから波長１３８１ｎｍ、あるいは波長１７４３ｎｍである。これらの第２の光源１０５の波長λ_２の候補の各々について、図８の比吸光度のスペクトルによって、α_２ ^（０）の値を点検する。その結果、波長１３８１ｎｍにおいては比吸光度が零であるが、一方、波長１７４３ｎｍはグルコース分子の吸収帯にあり、比吸光度が０．０６０１Ｍ^−１である。吸光度差α_１ ^（０）−α_２ ^（０）は、出来るだけ大きい方が測定が容易であるので、上記の場合、第２の光源１０５の波長λ_２として、１３８１ｎｍを選定する。

長波長側の吸収帯において、２１２６ｎｍを第１の光源１０１の波長λ_１（比吸光度は０．０８９０Ｍ^−１）に設定する場合、前述と同様の方法により、水分子が波長２１２６ｎｍにおける吸収係数α_１ ^（ｂ）＝２．３６１ｍｍ^−１と等しい吸収係数を示す波長として、１８３７ｎｍ、あるいは２２９４ｎｍがあり、これらの何れもがグルコースの吸収を外れている（図８中に縦点線で示した）ので、第２の光源１０５の波長λ_２としては１８３７ｎｍ、あるいは２２９４ｎｍのいずれを選定しても良い。
（実施例）

ここで、第１実施形態における具体的な実施例について説明する。

（第１実施例（その１））
図１に示す実施形態に係る血液成分濃度測定装置において、第１の光源１０１および第２の光源１０５として、レーザ光源を用いることも有効である。レーザ光源の選定に当たっては、先ず必要な出力パワーレベルの見積りが必要である。

人体に対する光の照射には、光強度の許容限度があり、一般に、５０％の個体に障害が発生する強度の１／１０が、最大許容量としてＪＩＳＣ６８０２に制定されており、ＪＩＳＣ６８０２によると、皮膚に対する非可視赤外光（波長０．８μｍ以上）の連続照射においては、１ｍｍ^２当り１ｍＷが最大許容量である。

第１実施例においては、測定対象の血液成分を血糖とし、照射する光の波長を１．６μｍ帯として、前述した原理により変調周波数ｆを１５０ｋＨｚ以上とする。ここで、生体被検部１１０内に発生する光音響信号の波長λ＝ｃ／ｆは１０ｍｍ以下となる。生体被検部１１０を指頭とすれば、光が照射される照射部と、超音波検出器１１３が生体被検部１１０に接触する検出部までの距離ｒは１０ｍｍとなり、フレネル数Ｎ＝ｗ_０ ^２／（ｒλ）を０．１とするビーム径ｗ_０は、ｗ_０ ^２≦１０ｍｍ^２と計算される。これに、πを乗じて照射する光のビーム面積を計算し、さらに上記最大許容量を積算して、照射できる最大の光パワーを計算すると、３１ｍＷとなる。

ここで、照射する光を２．１μｍ帯とする場合は、同様に計算して最大パワーは８ｍＷとなり、この光出力は半導体レーザによって十分供給可能である。

半導体レーザは小型で長寿命であり、また注入電流を変調することにより、強度変調が容易に行えるという利点も有するので、本実施例において、第１の光源１０１および第２の光源１０５としては、半導体レーザを用いる。

図９に第１実施例に係る血液成分濃度測定装置の構成例を示す。図９に示す本実施例に係る血液成分濃度測定装置の第１実施例の構成は、照射光方向に伝搬した音波を検出する前方伝搬型であり、図１に示す血液成分濃度測定装置の基本構成と類似の構成であり、図１に示す第１の光源１０１、第２の光源１０５、駆動回路１０４、駆動回路１０８、１８０°移相回路１０７、合波器１０９、超音波検出器１１３、位相検波増幅器１１４、出力端子１１５、発振器１０３のそれぞれは、図９に示す第１の半導体レーザ光源５０１およびレンズ５０２、第２の半導体レーザ光源５０５およびレンズ５０６、駆動電流源５０４、駆動電流源５０８、１８０°移相回路５０７、合波器５０９、超音波検出器５１３および音響結合器５１２、位相検波増幅器５１４、出力端子５１５、発振器５０３のそれぞれに対応し、それぞれ同様の機能を有している。

ただし、図９に示す第１の半導体レーザ光源５０１および第２の半導体レーザ光源５０５の出力する光は各々、レンズ５０２およびレンズ５０６により、並行光束に収束され、各々の平行光束は合波器５０９により合波されて、１つの光束として生体被検部５１０に照射される。また、図９に示す音響結合器５１２は超音波検出器５１３と生体被検部５１０との間に備えられ、超音波検出器５１３と生体被検部５１０との間の光音響信号の伝達効率を高める機能を有している。

また、図９には校正用検体５１１も示されているが、校正用検体５１１の機能は後述する。

第１の半導体レーザ光源５０１は駆動電流源５０４により発振器５０３に同期して強度変調され、その出力光はレンズ５０２により平行光束に集光され、合波器５０９へ入力され、また第２の半導体レーザ光源５０５は駆動電流源５０８により発振器５０３に同期して強度変調され、その出力光はレンズ５０６により平行光束に集光され、合波器５０９へ入力される。ここで、駆動電流源５０８には、発振器５０３の出力が１８０°移相回路５０７を経由して送信されるので第２の半導体レーザ光源５０５の出力する光は、第１の半導体レーザ光源５０１の出力する光に対して、逆位相の信号により強度変調されている。

合波器５０９に入力される第１の半導体レーザ光源５０１および第２の半導体レーザ光源５０５の各々が出力する光は合波され、１つの光束として生体被検部５１０に照射される。

生体被検部５１０に照射された光は生体被検部５１０内に光音響信号を発生し、発生した光音響信号は音響結合器５１２を経て、超音波検出器５１３により検出され、光音響信号の音圧に比例した電気信号に変換される。

超音波検出器５１３により検出され、光音響信号の音圧に比例した電気信号に変換された信号は、発振器５０３に同期した位相検波増幅器５１４によって、同期検波ならびに増幅、濾波され、出力端子５１５に出力される。

ここで、前述のように、第１の半導体レーザ光源５０１の波長は１６０８ｎｍに設定し、第２の半導体レーザ光源５０５の波長は１３８１ｎｍに設定されている。また、発振器５０３の発振周波数、即ち、変調周波数ｆは、ξ=ｋα_１ ^（ｂ）＝２^１／２となるように、２０７ｋＨｚに設定されている。

また、第１の半導体レーザ光源５０１の光出力は５．０ｍＷであり、第２の半導体レーザ光源５０５の出力光も５．０ｍＷである。

生体被検部５１０に照射される光のビーム径は、前記照射部から前記検出部までの距離ｒを１０ｍｍとして、フレネル数Ｎが０．１となるようにｗ_０＝２．７ｍｍと設定されている。

上記の状態において、第１の半導体レーザ光源５０１と第２の半導体レーザ光源５０５の出力が合波された光の生体被検部５１０の皮膚への照射強度は０．４４ｍＷ／ｍｍ^２であり、最大許容値を２倍以上下回る安全なレベルである。しかし、これは目に対しては危険なレベルであるので、測定中、または生体被検部５１０が置かれていない際に音響結合器５１２から反射または散乱した光が、直接目に入らないように、合波器５０９および生体被検部５１０に遮光フード（図９には示していない）を設置することが不可欠である。

超音波検出器５１３はＦＥＴ（電界効果トランジスタ）増幅器を内蔵する周波数平坦型電歪素子（ＰＺＴ）であり、また、音響結合器５１２は音響整合用ジェルである。

上記の構成において、先ず、第１の半導体レーザ光源５０１の光出力を零として、図９に示すように第２の半導体レーザ光源５０５の出力する光のみを照射した場合、時定数を０．１秒に設定した位相検波増幅器５１４の出力端子５１５には、光音響信号ｓ_２に対応する電気信号として、Ｖ_ｒ＝２０μＶの電圧が得られた。

ここで、位相検波増幅器５１４における発振器５０３から送信される同期信号と、光音響信号が超音波検出器５１３により検出され電気信号に変換された信号との位相差θは、生体被検部５１０の光が照射される前記照射部と音響結合器５１２と接触する前記接触部の間の距離ｒと、変調周波数ｆによって変化するため、測定の度に最適の位相差の探索が必要であるが、位相差の探索は信号振幅が大きい光音響信号ｓ_２の測定により実施するのが有効である。

ここで、２位相型の位相検波増幅器５１４の場合は、常に自動的に位相差θを求める能力があり、手動で位相差の探索を行う必要はない。すなわち、未知の位相と振幅を測定できるＲ−θモードにより光音響信号ｓ_２を測定し位相と振幅を求め、この位相の測定値を用いて、位相が既知の場合にノイズ抑圧比が３ｄＢ改善した状態で振幅を測定できるＸ測定モードにより、前述の光音響信号の差信号ｓ_１−ｓ_２の測定を行う。

次に、第１の半導体レーザ光源５０１を発光させると出力端子５１５に光音響信号の差信号ｓ_１−ｓ_２に対応する電気信号として、Ｖ_ｄ＝７．７ｎＶ（位相が反転するので、直接の測定値は−７．７ｎＶとなる）を得た。続いて、再度、第１の半導体レーザ光源５０１の光出力を零として、位相検波増幅器５１４の感度と時定数を元に戻して、光音響信号ｓ_２の測定を行い、Ｖ_ｒ＝２２μＶが得られた。これら前後２回のＶ_ｒの平均により、Ｖ_ｒの値は２１μＶとなった。

上記のように、光音響信号の差信号ｓ_１−ｓ_２の測定の前後に、光音響信号ｓ_２に対応する信号すなわちＶ_ｒの測定を２回行うのが望ましい。

上記の手順によって、差信号ｓ_１−ｓ_２の測定中に、被験者の指先の押圧力の変化による前記距離ｒの変化、および、光照射による局所的な温度変化等に由来する前記未知乗数Ｃのドリフトを補正することができる。

上記の測定値と、波長１６０８ｎｍにおける比吸光度値０．１１４Ｍ^−１と数式（１０）により、グルコース濃度Ｍは３．２ｍＭ（５８ｍｇ／ｄｌ）と求まった。

水についての値、Ｃ_ｐ＝１（ｃａｌ／ｇ・ｄｅｇ）＝４．１８×１０^３（Ｊ／ｋｇ・Ｋ）、β＝３００ｐｐｍ／ｄｅｇ、ｃ＝１．５１×１０^３（ｍ／ｓ）を用いると、Ｉ_ｍａｘ＝１ｍＷ／ｍｍ^２に対して、音圧上界ｐ_ｓｕｐとして０．１７Ｐａが得られる。これに、フレネル数Ｎ＝０．１と、ξ＝２^１／２に伴う減衰１／３^１／２、および、実照射パワー比０．２２を乗じ、予想される音圧振幅は、２．１ｍＰａである。

これに対し、超音波検出器５１３の公称感度は、６６ｍＶ／Ｐａであって、出力端子５１５の出力電圧は１４０μＶとなることが予測されたが、実測した光音響信号ｓ_２の値がその１／７に留まったと理由は、音響結合器５１２の不完全性と考えられる。

（第１実施例（その２））
本実施例においては、音響的な結合状態の改良を目的として、音響結合器５１２を共鳴型とするために厚さ６．６ｍｍのアクリル板を、超音波検出器５１３と同じ径１０ｍｍφに成形した。音響結合器５１２の一方の面は真空グリースを介して超音波検出器５１３に装着し、他の面は音響整合用ジェルを介して生体被検部５１０と接触している。

上記の構成により前述と同様の手順で２回測定した結果、光音響信号ｓ_２信号の測定値は１５０μＶ、及び１５３μＶであり、また、光音響信号の差信号ｓ_１−ｓ_２の測定値は５９ｎＶであった。上記の測定で位相検波増幅器５１４の時定数は３秒である。これらの測定値から、グルコース濃度Ｍが３．４ｍＭ（６１ｍｇ／ｄｌ）と求まった。

（第１実施例（その３））
上記の第１実施例（その２）においては、音響結合器５１２の共鳴周波数と変調周波数ｆが完全には一致していない。そこで本実施例においては、前段の光音響信号ｓ_２の測定時に、先ず、発振器５０３の周波数を、数％の範囲で掃引し、２位相型の位相検波増幅器５１４を、前記Ｒ−θモードで動作させ、信号出力端子５１５の出力が最大となる様に、変調周波数ｆを設定することにより、音響結合器５１２の共鳴周波数と変調周波数ｆを完全に一致させる。

上記以外は前記の実施例と同様の手順により、２回の測定による光音響信号ｓ_２として、６００μＶ及び、６０４μＶを得た。また光音響信号の差信号ｓ_１−ｓ_２の測定値は、０．２５μＶであった。この場合、位相検波増幅器５１４の時定数は１秒である。
以上の測定値から、グルコース濃度Ｍが３．６ｍＭ（６５ｍｇ／ｄｌ）と求まった。

上記の、第１実施例（その１）、第１実施例（その２）、第１実施例（その３）においては超音波検出器５１３として周波数平坦型の電歪素子（ＰＺＴ）を使用しているが、通常型の電歪素子（ＰＺＴ）の場合でも、出力端子５１５に得られる信号の振幅が最大となる変調周波数ｆを探索することにより、共鳴特性を利用した増感測定を実施可能であり、小型化、低価格化に有効である。

（第１実施例（その４））
本実施例は、第１の半導体レーザ光源５０１と第２の半導体レーザ光源５０５の出力する光のパワーを等しく調整する手段として、校正用検体５１１を導入する場合である。

校正用検体５１１の構成としては、水を封入したガラス容器あるいは生体内における散乱を模擬する例えば、ラテックス粒子などの散乱体を分散させた水を封入する。

ここで、校正用検体５１１の光を照射する面（図９中上面）のガラスの波長λ_１および波長λ_２に対する透過率の均等性を確保するためには、校正用検体５１１上面に、照射ビームが通る径のパイプ状の縁を設け、面に直接触れるのを防止するか、又は校正用検体５１１の使用の前に、所定の用品および手順によるクリーニングを行うことが有効である。

上記のような校正用検体５１１を、生体被検部５１０の代わりに装着して行う校正手順は、以下の通りである。

先ず、第１の半導体レーザ光源５０１の光出力を零にして、図９に示すように、第２の半導体レーザ光源５０５の出力する光のみを照射する。ここで、２位相型の位相検波増幅器５１４を、前記Ｒ−θモードにて動作させ、この時の位相θを求めて固定する。共鳴型の超音波検出による場合は、この段階で前述と同様に音響結合器５１２の共鳴周波数と変調周波数ｆを一致させるために最適な変調周波数ｆの探索を行う。

さらに、第１の半導体レーザ光源５０１の出力する光を増加させつつ、位相検波増幅器５１４の出力端子５１５に出力される信号が減少するのを観察し、出力端子５１５に出力される信号が減少するのにあわせて、位相検波増幅器５１４の感度と時定数を切替え、出力端子５１５に得られる出力が零になった時点で、第１の半導体レーザ光源５０１の光出力を固定する。

上記の手順により校正用検体５１１を使用して、第１の半導体レーザ光源５０１の出力する光と第２の半導体レーザ光源５０５の出力する光の相対的な強度が互いに等しく、かつ逆位相の信号により強度変調されている状態に校正することができる。

校正用検体５１１を、生体被検部５１０の代わりに装着した状態で、本実施例に係る血液成分測定器の電源を入れる使用法を制定し、以上のシーケンスを、電源投入時のＰＯＳＴ（ＰｏｗｅｒＯｎＳｅｌｆＴｅｓｔ）として実行することもできる。

（第２実施例（その１））
第２実施例は照射光２０１に向かって逆行する方向に伝搬する音波を検出する後方伝搬型である。第２実施例の構成は図１０に示すように、図９に示す血液成分濃度測定装置の第１実施例の構成において、音響結合器５１２が合波器５０９と生体被検部５１０の間に設置され、音響結合器５１２の一方の面は生体被検部５１０に接し、音響結合器５１２の他方の面から合波器５０９により合波された光が入射され、この入射光は音響結合器５１２を通過して、生体被検部５１０に照射されるように変更したものである。ここで、超音波検出器５１３は、音響結合器５１２へ前記合波光が入射される側に設置される。

また、第２実施例に係る血液成分濃度測定装置の動作が前記第１の実施例と異なるのは、図１０に示すように、合波器５０９から出力される光が音響結合器５１２を通過して、生体被検部５１０に照射され、生体被検部５１０内で発生した光音響信号は、再び音響結合器５１２を伝搬し、超音波検出器５１３により検出される点である。

上記の構成において、音響結合器５１２は、照射光が通過するので、光吸収が小さく、かつ、音響インピーダンスは、生体（水）に近いことが望ましい。

本実施例においては光吸収の少ない石英ガラスにより音響結合器５１２が形成されている。石英ガラスの音響インピーダンスは、水の８倍であり、発生した音圧の約１／５のみが、石英ガラス中の伝搬波となり、超音波検出器５１３により観測される。従って、感度の点で不利となるので、音響結合器５１２自体に共鳴特性を持たせて、増感を図ることが必須である。即ち、石英ガラスの厚さ（図でガラス中の光束の伝搬長に当たる）は２００ｋＨｚの変調周波数ｆに対する音波の波長λ＝２７．８５ｍｍの概略半波長の値となる１４ｍｍに設定されている。

石英ガラス中の音波は、生体被検部５１０から遠方では球面波と見なせるので、ここでは、超音波検出器５１３は入射光束と、１５０°の角をなす方角に設置されている。（入射光束の通過する穴のある超音波検出器を用いれば、完全に後方の１８０°方向に置くことも可能である。）

本実施例の構成においては、生体被検部５１０において光が照射される照射部と、音響結合器５１２において光音響信号が超音波検出器５１３により検出される検出部の間の距離ｒは、音響結合器５１２の大きさで決定される一定値（今の場合ｒ＝１４ｍｍ）に固定される。

ここで、第１の半導体レーザ光源５０１、第２の半導体レーザ光源５０５、及び超音波検出器５１３は、上記第１実施例と同様である。さらに、安全対策のために、音響結合器５１２上に何も載っていない時には、光の照射が行われないように、検体感知スイッチ（図１０では省略）を配備する。

上記第１実施例と同様に、前段の光音響信号ｓ_２の測定時に発振器５０３の周波数を掃引し、音響結合器５１２の共鳴周波数に一致する変調周波数ｆを探索する。さらに、上記第１実施例と同様の手順により、２回の測定により光音響信号ｓ_２として、２００μＶ及び、２０６μＶを得た。また、光音響信号の差信号ｓ_１−ｓ_２としては、位相検波増幅器５１４の時定数を１秒として、７９ｎＶが測定された。これらの測定値から、グルコース濃度Ｍが３．４ｍＭ（６１ｍｇ／ｄｌ）と求まった。

（第２実施例（その２））
本実施例においては、音響結合器５１２が低密度ポリエチレンにより形成されている。低密度ポリエチレンは、音響インピーダンスが、水に対して１８％しか異ならず、音波の結合には非常に優れる（圧力損失９％未満）。しかしながら、若干の光の吸収が存在し、また、軟らか過ぎるのも難点である。但し、柔軟性により生体との密着が良く、音響整合用ジェル等の補填剤を要さない点では、優れている。ここでより剛性に富む高密度ポリエチレンは、光を透過しないため適当でない。

本実施例においては、音響結合器５１２の厚さは２００ｋＨｚの変調周波数ｆに対する音波の波長に概略等しい１０ｍｍであり、前記照射部と前記検出部の距離ｒも１０ｍｍの固定値となる。

第２実施例（その１）と同様に２回の測定により光音響信号ｓ_２として、３００μＶ及び、２８９μＶを得た。また光音響信号の差信号ｓ_１−ｓ_２としては、位相検波増幅器５１４の時定数を１秒として、１１７ｎＶが測定され、これらの測定値から、グルコース濃度Ｍが３．５ｍＭ（６３ｍｇ／ｄｌ）と求まった。

ここで、低密度ポリエチレンの圧力損失が低いにもかかわらず、測定信号が増大しないのは生体被検部５１０の押圧により音響結合器５１２が変形し、寸法が不安定となり共鳴による感度向上が不十分なためである。

（第２実施例（その３））
本実施例は、第２実施例（その２）において、前述の校正用検体５１１による校正手段を導入した場合である。この場合、校正用検体５１１において、水または、散乱体を含む水を封入する容器の材料は、音響結合器５１２の材料と同一である。

ここで光が照射される面は、校正用検体５１１の図１０に示す音響結合器５１２に接する面であり、長期にわたる清澄性を確保するために、校正用検体５１１の使用前に、所定の用品と手順によるクリーニングを実施する。

上記の校正用検体５１１を、生体被検部５１０の代わりに装着して行う校正手順等は、上記、第１実施例（その４）と同様である。

（第３実施例）
第１実施例、第２実施例においては、血中グルコース濃度、即ち、血糖値についての例を示した。しかしながら、血液を構成する成分としては、グルコースのほかにコレステロールを始めとする脂質、蛋白質、無機成分など多くの成分が含まれている。第３実施例では、第１実施形態に係る血液成分濃度測定装置及び血液成分濃度測定装置制御方法をコレステロールに対して適用した例について示す。なお、本実施例における血液成分濃度測定装置及び血液成分濃度測定装置制御方法は、後に説明する実施形態においても同様に適用することができる。

図１１に波長１２００ｎｍから２５００ｎｍにわたって、水の吸光度を示す。図１２には１６００ｎｍから２６００ｎｍにわたるコレステロールの吸光度を示す。図１２に示すスペクトルによると、コレステロール分子による吸収の明瞭な極大は、２３１０ｎｍに認められる。

ここで、波長２３１０ｎｍにおける背景（水）の吸収係数α_１ ^（ｂ）は、図１１から１．１９ｍｍ^−１と読み取れる。そこで、α_２ ^（ｂ）＝α_１ ^（ｂ）となる波長λ_２は、図１１の水の吸収スペクトルから波長２１２０ｎｍ又は波長１８８０ｎｍである。これらの第２の光源１０５の波長λ_２の候補の各々について、図１２の吸収スペクトルによって、α_２ ^（ｂ）の値を確認する。その結果、コレステロール分子は、波長２１２０ｎｍでの吸収に比較して、波長１８８０ｎｍでの吸収が大きいことが分かる。吸光度差α_１ ^（０）−α_２ ^（０）は、出来るだけ大きい方が測定容易であるので、上記の場合、第２の光源の波長として２１２０ｎｍを選定する。以上の結果、第１の光源の波長を２３１０ｎｍとし、第２の光源の波長を２１２０ｎｍとして測定を行った。

図１３に第３実施例に係る血液成分濃度測定装置の構成を示す。図１３に示す血液成分濃度測定装置の第３実施例の構成は、照射光の方向に伝搬した光音響信号を検出する前方伝搬型であり、図１に示す血液成分濃度測定装置の基本構成と類似の構成である。

即ち、図１３に示す第１の半導体レーザ光源８０１及びレンズ８０２、第２の半導体レーザ光源８０５及びレンズ８０６、駆動電流源８０４、駆動電流源８０８、１８０°移相回路８０７、合波器８０９、超音波検出器８１３及び音響結合器８１２、位相検波増幅器８１４、出力端子８１５並びに発振器８０３は、図１に示す第１の光源１０１、第２の光源１０５、駆動回路１０４、駆動回路１０８、１８０°移相回路１０７、合波器１０９、超音波検出器１１３、位相検波増幅器１１４、出力端子１１５及び発振器１０３とそれぞれ同様の機能を有している。

第１の半導体レーザ光源８０１は、駆動電流源８０４により発振器８０３に同期して強度変調され、その出力光はレンズ８０２により平行光束に集光され、合波器８０９に入力される。第２の半導体レーザ光源８０５も、駆動電流源８０８により発振器８０３に同期して強度変調され、その出力光はレンズ８０６により平行光束に集光され、合波器８０９に入力される。

ここで、駆動電流源８０８には、発振器８０３の出力が１８０°移相回路８０７を経由して送信されるので、第２の半導体レーザ光源８０５の出力する光は、第１の半導体レーザ光源８０１の出力する光に対して、逆位相の信号で強度変調されることになる。

合波器８０９に入力される第１の半導体レーザ光源８０１及び第２の半導体レーザ光源８０５の各々が出力する光が合波され、１つの光束として被検体としての生体被検部８１０に照射される。

生体被検部８１０に照射された光は生体被検部８１０内に光音響信号を発生させる。発生した光音響信号は、音響結合器８１２を経て超音波検出器８１３により検出される。超音波検出器８１３では、光音響信号の音圧に比例した電気信号に変換される。

電気信号に変換された信号は、発振器８０３に同期した位相検波増幅器８１４によって、同期検波増幅され、濾波された後に、出力端子８１５に出力される。

第１の半導体レーザ光源８０１の波長は２３１０ｎｍに設定され、第２の半導体レーザ光源８０５の波長は２１２０ｎｍに設定されている。また、発振器８０３の発振周波数、即ち、変調周波数ｆは、ξ＝ｋα_１ ^（ｂ）＝２^１／２となるように、２０７ｋＨｚに設定されている。

第１の半導体レーザ光源８０１の光出力は５ｍＷ、第２の半導体レーザ光源８０５の光出力も５ｍＷである。

生体被検部８１０に照射される光のビーム径は、生体被検部８１０の照射部から検出部までの距離ｒを１０ｍｍとして、フレネル数Ｎが０．１となるようにｗ_０＝２．７ｍｍと設定されている。

上記の状態において、第１の半導体レーザ光源８０１と第２の半導体レーザ光源８０５の出力が合波された光の生体被検部８１０の皮膚への照射強度は、０．４４ｍＷ／ｍｍ^２であり、最大許容値の２分の１以下の安全なレベルである。しかし、外部への漏洩を考慮して合波器８０９及び生体被検部８１０を覆う遮光フード（不図示）を設置することが好ましい。

超音波検出器８１３は、電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）増幅器を内蔵する周波数平坦型電歪素子（ＰＺＴ）である。音響結合器８１２として音響整合用ジェルを用いた。

上記の構成の図１３において、まず、第１の半導体レーザ光源８０１の光出力を零として第２の半導体レーザ光源８０５の出力光のみを照射した場合、時定数を０．１秒に設定した位相検波増幅器８１４の出力端子８１５には、光音響信号ｓ_２に対応する電気信号として、Ｖｒ＝４０μＶの電圧が得られた。

位相検波増幅器８１４に入力される発振器８０３からの同期信号と、超音波検出器８１３により検出され電気信号に変換された信号との位相差θは、光が照射される生体被検部８１０の照射部と音響結合器８１２と接触する生体被検部８１０の接触部との間の距離ｒ、及び変調周波数ｆによって変化するため、測定の度に最適な位相調整が必要である。このような位相調整には、信号振幅の大きい光音響信号ｓ_２を位相基準として測定することによって実施するのが有効である。

位相検波増幅器８１４が２位相型である場合は、常に自動的に位相差θを追尾する機能を持たせることができ、この機能を利用すると位相差を自動調整することができる。つまり、未知の位相と振幅を測定するＲ−θモードにすると、光音響信号ｓ_２の位相と振幅を測定し、この位相を用いて、位相が既知の場合にノイズ抑圧比が３ｄＢ改善した状態で振幅を測定できるＸ測定モードにより、前述の光音響信号の差信号ｓ_１−ｓ_２の測定を行う。

次に、第１の半導体レーザ光源８０１を発光させると、出力端子８１５には、光音響信号の差信号ｓ_１−ｓ_２に対応する電気信号Ｖｄとして約１０ｎＶの出力を得た。続いて、再度、第１の半導体レーザ光源８０１の光出力を零として、位相検波増幅器８１４の感度と時定数を元に戻して、光音響信号ｓ_２の測定を行ったところ、Ｖｒ＝４２μＶの出力が得られた。これら前後２回のＶｒの平均により、Ｖｒ＝４１μＶとなった。

上記のように、光音響信号の差信号ｓ_１−ｓ_２の測定の前後に、光音響信号ｓ_２に対応する信号であるＶｒの測定を２回行うのが望ましい。上記の手順によって、差信号ｓ_１−ｓ_２の測定中に、被験者の指先の押圧力の変化による距離ｒの変動、及び光照射による局所的な温度変化等に由来する未知乗数Ｃのドリフトを補正することができた。

上記の測定系を用い、生体被検部におけるコレステロール由来の光音響信号を超音波検出器により測定したところ、光音響信号の差信号ｓ_１−ｓ_２として数百ｎＶの出力値を得ることができた。

ここでは、生体の血液成分濃度測定装置及び生体の血液成分濃度測定装置制御方法について説明したが、生体に代えて液体を対象とした場合も同様である。即ち、本実施例に係る成分濃度測定装置および成分濃度測定装置制御方法は、上記本実施形態の基礎となる直接光音響法の説明と、数式（１０）に示した成分濃度算出方法から容易に知られる通り、生体以外の測定対象に対しても実施できる。この場合、一般に液体に対しては等しい吸収係数を有し、対象物質に対し吸収係数が異なる２つの波長を用いれば、液体の吸収に掩蔽されることなく、液体中の成分の検出が行える。さらに、前述の実施形態や実施例の構成において、生体被検部に代えて果物をおけば、果実糖度計として機能する。これは、果実の甘さ成分である蔗糖や果糖は、血糖成分であるグルコースと類似の波長に吸収を有するからである、このように本実施形態の精神を逸脱しない範囲で、本実施形態に係る測定装置及び測定装置制御方法を様々の対象に適用できることは言うまで無い。

（第４実施例）
図１４に第４実施例に係る血液成分濃度測定装置の構成を示す。第４実施例は、第１実施例（その１）から（その４）で説明した血液成分濃度測定装置に接触温度計１３８をさらに導入した場合である。

図１４で示した構成において第１の光源１０１の波長を、１６０８ｎｍに設定し、一方、第２の光源１０５の波長は、１３８１ｎｍに設定したが、これら波長値は、図７に示した水温３９℃における水の吸光度に基づいている。この基準温度３９℃は、体温としては平熱よりも高い値であり、また厳密には被験者の体温すなわち生体被検部１１０の温度に応じて、上記レーザ光源の波長の設定を変える必要がある。何故ならば、水の光吸収特性は水温に依存して変化するからである。

かかる水温に依存する水の吸光度を、図１４に示す。図１５は、水温をパラメータとし、２５℃から５５℃まで５℃刻みの水温について、波長１４５０ｎｍ近傍に極大を持つ水の吸収バンドの吸光度を示している。図１４に徴するに、水の吸収バンドは水温の上昇とともに、短波長方向にシフトし、それに伴い、短波長側の吸収は増大する一方、長波長側の吸収は減少する。

かかる性質を詳細に見るために、一定の波長における水の吸光度の温度変化を示すと、図１６を得る。長波長側の上記第１の光源１０１の波長１６０８ｎｍにおいて、水の吸光度は温度に対し１．３６６×１０^−３ｍｍ^−１／℃の割合で減少している。一方、短波長側の上記第２の光源１０５の波長１３８１ｎｍにおいては、水の吸光度は１．５９６×１０^−３ｍｍ^−１／℃の割合で増加する。

この結果、上記２波長間の吸光度の差は２．９６２×１０^−３ｍｍ^−１／℃、比吸光度では１．００１×１０^−２／℃の割合で、温度に対して減少する。この変化率に、１６０８ｎｍにおけるグルコースの比吸光度値０．１１４Ｍ^−１を用いると、体温の上記基準温度からの偏差１／℃当たり、グルコース濃度Ｍにして８７．７８ｍＭ（１５８１ｍｇ／ｄｌ）の過小評価が生ずることが分かる。

この誤差への対策として、生体被検部１１０の光照射側に、接触温度計１３８を設置し、光照射部近傍の局所的体温を計測し、この測温値から上記基準温度を減じた温度差に上記補正係数１５８１ｍｇ／ｄｌ／℃を乗じた値を、上記数式(１０)によるグルコース濃度Ｍの算定値に加算する。接触温度計１３８を光照射側に設置する理由は、上記補正に関与するのは、光の吸収が生ずる生体被検部１１０の照射側表面の温度だからである。これを例えば、超音波検出器１１３側に接触する側の生体表面の温度で代用したとすると、超音波検出器１１３との不可避の熱接触により変化を蒙った体表温度を用いることになり、大きな誤差を招く虞がある。

また、図１７に示す血液成分濃度測定装置において校正用検体を用いる場合、前記表面体温計測に基づく補正は、以下のように行えば良い。図１８に、図１７に示す血液成分濃度測定装置にさらに校正用検体１４１を適用した実施例を示す。

校正用検体１４１内の液温を計測する温度計１４３を、校正用検体１４１に装着する。上記手順において、出力端子１１５からの光音響信号出力が零になり、駆動回路１０４の出力を固定した時点での、温度計１４３の読みを校正温度として記録する。爾後の生体被検部１１０に対する測定においては、前記実施例に示した補正算法の基準温度の代わりに該校正温度を用いて、補正を行う。すなわち、接触温度計１３８により、光照射部近傍の局所的体温を計測し、この測温値から上記校正温度を減じた温度差に前記補正係数１５８１ｍｇ／ｄｌ／℃を乗じた値を、上数式(１０)によるグルコース濃度Ｍの算定値に加算すればよい。

校正用検体１４１に、液温を一定に保つ恒温手段（図１８では省略）を設置する場合、生体被検部１１０に対する測定時に、校正用検体１４１に設置した温度計１４３および生体被検部１１０の接触温度計１３８を同時に動作させ、その読みの差から上記温度差を求めることもできる。特にこの場合、温度計１４３および接触温度計１３８を同種の温度計とすれば、例えばブリッジ回路を用いて、両者の出力値の差を高精度に読み取る平衡構成ができる。かかる平衡構成では、温度計１４３および接触温度計１３８に絶対温度の確度が要求されないので、サーミスタの如き簡易な測温体を用いて実施することができる。

（第５実施例）
図１９に第５実施例に係る血液成分濃度測定装置の構成を示す。第５実施例は、第２実施例（その１）から（その３）で説明した血液成分濃度測定装置に接触温度計１３８をさらに導入した場合である。

本実施例においては、前記表面体温計測に基づく補正のための接触温度計１３８は、音響結合器１４２の生体被検部１１０に接する面に埋め込むのが良い。この場合、望ましくは、音響結合器１４２の音響インピーダンスに近似する音響インピーダンスを持つ接触温度計１３８を用いるのが良い。これは、接触温度計１３８によって、音響結合器１４２内の超音波の伝搬が乱されることを抑制するためである。爾後、接触温度計１３８により計測した表面体温値に基づく補正は、第４実施例と同一の算法によって行う。また、校正用検体１４１を、生体被検部１１０の代わりに装着して行う校正手順、また接触温度計１３８による表面体温計測に基づく補正等も、上記、第４実施例に準じて行えばよい。

（第２実施形態）
図２０は、本実施形態に係る成分濃度測定装置の概略構成図である。本実施形態に係る成分濃度測定装置は、被測定物の最も望ましい深さからの音波を測定することを特徴とする。このため、第１実施形態で説明した構成において、光変調手段の変調周波数が、音波の測定に適した周波数であることを特徴とする。

図２０に示す成分濃度測定装置１６０は、測定用光発生手段としての第１の光源１０１及び第２の光源１０５と、発振器１０３と、光変調手段としての駆動回路１０４及び１０８と、１８０°移相回路１０７と、光合波手段としての合波器１０９と、光出射手段としての照射ヘッド１１２と、音波検出手段としての超音波検出器１１３と、を備える。本実施形態では、さらに、位相検波増幅器１１４と、出力端子１１５と、レンズ１３９、１４０と、音響整合手段としての音響結合器１４２と、を備える例について説明する。

本実施形態に係る成分濃度測定装置制御方法は、図２０に示す成分濃度測定装置１６０に備わる制御回路（不図示）が、成分濃度測定装置１６０の各構成に、規格化用音波検出手順と、測定用音波検出手順とを行わせる。規格化用音波検出手順では、成分濃度測定装置１６０に備わる制御回路が、第１の光源１０１、駆動回路１０４、照射ヘッド１１２、超音波検出器１１３のそれぞれを機能させる。測定用音波検出手順では、成分濃度測定装置１６０に備わる制御回路が、第１の光源１０１、第２の光源１０５、発振器１０３、駆動回路１０４及び１０８、１８０°移相回路１０７、照射ヘッド１１２及び超音波検出器１１３のそれぞれを機能させる。

本実施形態では、測定用光発生手段の一方を第１の光源１０１、測定用光発生手段の他方を第２の光源１０５として説明する。第１の光源１０１及び第２の光源１０５は、２つの測定用光発生手段を構成する。第１の光源１０１及び第２の光源１０５は、水などの液体に対象成分であるグルコースが混合されてなる血液における水の呈する吸収が等しい異なる波長の光を発生して出力する。

駆動回路１０４及び１０８は、第１の光源１０１からの光と第２の光源１０５からの光を一定周波数で互いに逆相に強度変調して出力する。例えば、駆動回路１０４は、第１の光源１０１からの光を、発振器１０３の発振する予め定められた一定周波数で強度変調して出力する。駆動回路１０８及び１８０°移相回路１０７は、第２の光源１０５からの光を、発振器１０３の発振する予め定められた一定周波数で、第１の光源１０１からの光とは互いに逆相に強度変調して出力する。

照射ヘッド１１２は、光出射手段として、第１の光源１０１からの強度変調光、測定用合成光を生体被検部１１０に向けて出射する。これによって、第１の光源１０１からの光の強度変調光、測定用合成光を生体被検部１１０に存在する血液に照射する。ここで、測定用合成光は、第１の光源１０１からの光の強度変調光と第２の光源１０５からの光の強度変調光を合成した光である。

測定用合成光を生体被検部１１０に向けて出射する場合、レンズ１４０は、第２の光源１０５からの強度変調光を合波器１０９に入射させる。レンズ１３９は、第１の光源１０１からの強度変調光を合波器１０９に入射させる。合波器１０９は、第１の光源１０１からの強度変調光及び第２の光源１０５からの強度変調光を合波する。そして、照射ヘッド１１２は、合波器１０９の合波する第１の光源１０１からの強度変調光及び第２の光源１０５からの強度変調光を合成した測定用合成光を生体被検部１１０に向けて出射する。

第１の光源１０１からの光の強度変調光を生体被検部１１０に向けて出射する場合、第２の光源１０５は強度変調光を出射しない。レンズ１３９は、第１の光源１０１からの強度変調光を合波器１０９に入射させる。合波器１０９は、第１の光源１０１からの強度変調光を照射ヘッド１１２へ導く。そして、照射ヘッド１１２は、第１の光源１０１からの強度変調光を生体被検部１１０に向けて出射する。

超音波検出器１１３は、音波検出手段として、規格化用音波及び測定用音波を検出する。規格化用音波は、第１の光源１０１からの光の強度変調光によって生体被検部１１０に存在する血液から発生する音波である。測定用音波は、照射ヘッド１１２の出射する測定用合成光によって血液から発生する音波である。ここで、測定用合成光は血液中の液体の呈する吸収が等しいので、測定用音波は、対象成分であるグルコースでの吸収の差を反映している。なお、超音波検出器１１３は、超音波検出器表面での音波の反射を防ぐため、音響整合手段としての音響結合器１４２を介して規格化用音波及び測定用音波を検出することが好ましい。

また、超音波検出器１１３は、照射ヘッド１１２からの強度変調光及び測定用合成光が照射された生体被検部１１０の位置とほぼ対する生体被検部１１０の位置で検出する。例えば、超音波検出器１１３は、照射ヘッド１１２と対向して配置される。また、照射ヘッド１１２からの光の光路上に配置される。生体被検部１１０が指であれば、生体被検部１１０の中心に骨が存在するので、骨を避けるように超音波検出器１１３の検出位置をずらしてもよい。

位相検波増幅器１１４は、規格化用音波及び測定用音波の各光音響信号に比例する電気信号を出力端子１１５に出力する。出力端子１１５から出力された電気信号を解析することで、対象成分であるグルコースの濃度を測定することができる。出力端子１１５は、例えば、成分濃度測定装置１６０に備わる計算機に接続される。

計算機は、入力された規格化用音波及び測定用音波の各光音響信号に比例する電気信号に対し、種々の処理を行う。例えば、計算機は、第１の光源１０１、第２の光源１０５、発振器１０３、駆動回路１０４及び１０８、１８０°移相回路１０７、照射ヘッド１１２及び超音波検出器１１３を制御する制御回路（不図示）を備える。

次に、駆動回路１０４及び１０８に与える発振器１０３の周波数について図２１を用いて説明する。図２１は、生体被検部の断面における音源寄与曲線の一例である。音源寄与曲線１６４は音波の波長λを周期とする周期関数である。

生体表面１６２は、被測定物と媒介物１６１との境界である。媒介物１６１は、空気などの生体被検部よりも音響インピーダンスの低い物質、又は、光学素子、プラスチック又は金属などの生体被検部よりも音響インピーダンスの高い物質である。血液成分濃度を測定する場合、血液が多く流れている深さｄから発生する音波を選択的に検出すれば、現行の観血的方法を代替でき、最も好ましい。血液が多く流れている部分は、例えば、表皮と真皮の境目の乳頭層である。乳頭層には血管が多く分布しており、血液成分濃度を測定する際の音源となる。表皮の厚さｄは、通常０．０６以上０．２ｍｍであるが、手掌や足底では略０．６ｍｍである。

成分濃度測定装置１６０が果物中の糖度測定を行う場合は、果物中の糖度の多い部分のから最も強い音波が発生する。このため、果物中の糖度測定を行う場合は、果物の表面から果皮厚ｄの深さに音源寄与曲線１６４に示す極大が位置することが望ましい。また、パイプ内を流れる溶液に含まれる対象成分の濃度測定を行う場合は、パイプの表面からパイプの厚みに相当する間隔ｄの位置に音源寄与曲線１６４に示す極大が位置することが望ましい。

媒介物１６１の音響インピーダンスが生体表面１６２よりも低い場合は、図２０に示す駆動回路１０４及び１０８に与える発振器１０３の一定周波数が、ｍを整数として、数式２０で表される波長の測定用音波を発生させる周波数であることが好ましい。

間隔ｄが測定用音波の１／４波長の奇数倍である場合、生体表面で節となる定在波の腹が、深さｄに位置する。このため、測定用音波と生体表面１６２での反射波とで発生する定在波を制御して、望ましい深さｄからの音波の寄与を最大化できる。また、定在波の節となる表面からの検出音波への寄与を抑え、望ましい深さｄからの音波を正確に測定することができる。

さらに、数式（２０）において、ｍが０であることで、生体表面１６２から間隔ｄの位置までの間で定在波の腹が別に生じない。生体被検部で発生した定在波の最初の腹が、望ましい深さに位置する。このため、望ましい深さから発生した測定用音波を効率よく生体裏面１６３で検出することができる。

媒介物１６１の音響インピーダンスが生体表面１６２よりも高い場合は、図２０に示す駆動回路１０４及び１０８に与える発振器１０３の一定周波数が、ｍを整数として、数式（２１）で表される波長の測定用音波を発生させる周波数であることが好ましい。

間隔ｄが測定用音波の１／２波長の整数倍である場合、生体被検部で発生した測定用音波は生体表面１６２で腹となる。このため、生体表面１６２からの検出音波への寄与をゼロにすることはできない。しかしながら、定在波の腹は望ましい深さｄにも生じるので、正確な測定用音波を検出することができる。

（第３実施形態）
図２２は、本実施形態に係る成分濃度測定装置の概略構成図である。本実施形態に係る成分濃度測定装置１６５は、音波検出手段１１３が音波反射手段１６６によって反射された音波を測定する点で、第２実施形態に係る成分濃度測定装置１６０と異なる。

すなわち、成分濃度測定装置１６５は、測定用光発生手段としての第１の光源１０１及び第２の光源１０５と、発振器１０３と、光変調手段としての駆動回路１０４及び１０８と、１８０°移相回路１０７と、光合波手段としての合波器１０９と、光出射手段としての照射ヘッド１１２と、音波反射手段１６６と、音波検出手段としての超音波検出器１１３と、を備える。本実施形態では、さらに、位相検波増幅器１１４と、出力端子１１５と、レンズ１３９、１４０と、音響整合手段としての音響結合器１４２と、を備える。

本実施形態に係る成分濃度測定装置制御方法は、図２２に示す成分濃度測定装置１６５に備わる制御回路（不図示）が、成分濃度測定装置１６５の構成要素に、規格化用音波検出手順と、測定用音波検出手順とを行わせる。規格化用音波検出手順では、成分濃度測定装置１６５に備わる制御回路が、第１の光源１０１、駆動回路１０４、照射ヘッド１１２、超音波検出器１１３のそれぞれを機能させる。測定用音波検出手順では、成分濃度測定装置１６５に備わる制御回路が、第１の光源１０１、第２の光源１０５、発振器１０３、駆動回路１０４及び１０８、１８０°移相回路１０７、照射ヘッド１１２、音波反射手段１６６及び超音波検出器１１３のそれぞれを機能させる。

本実施形態に係る成分濃度測定装置１６５は、第１の光源１０１、第２の光源１０５、発振器１０３、駆動回路１０４及び１０８、１８０°移相回路１０７、及び、照射ヘッド１１２の機能及び動作については、第２実施形態と同じである。

音波反射手段１６６は、規格化用音波及び測定用音波を反射する。規格化用音波は、第１の光源１０１からの光の強度変調光によって生体被検部１１０に存在する血液から発生する音波である。測定用音波は、照射ヘッド１１２の出射する測定用合成光によって血液から発生する音波である。ここで、測定用合成光は血液中の液体の呈する吸収が等しいので、測定用音波は、対象成分であるグルコースでの吸収の差を反映している。音波反射手段１６６は、超音波検出器１１３に向けて反射することが好ましい。

また、音波反射手段１６６は、照射ヘッド１１２からの強度変調光及び測定用合成光が照射された生体被検部１１０の位置とほぼ対する生体被検部１１０の位置で音波を反射する。例えば、音波反射手段１６６は、照射ヘッド１１２と対向して配置される。また、音波反射手段１６６は、照射ヘッド１１２からの光の光路上に配置される。生体被検部１１０が指であれば、生体被検部１１０の中心に骨が存在するので、骨を避けるように音波反射手段１６６の反射位置をずらしてもよい。

また、音波反射手段１６６が生体被検部１１０を押さえるので、生体被検部１１０の厚さを一定にすることができる。音波反射手段１６６と生体被検部１１０を押さえるのは、照射ヘッド１１２との間でもいいし、音響結合器１４２との間でもよい。

超音波検出器１１３は、音波検出手段として、規格化用音波及び測定用音波を検出する。超音波検出器１１３が、生体被検部１１０の照射ヘッド１１２の配置されている位置と近いので、超音波検出器１１３への光の直接照射を防ぐ形態の音響結合器１４２を介して規格化用音波及び測定用音波を検出することが好ましい。例えば、音響結合器１４２の内部に照射ヘッド１１２を埋め込み、超音波検出器１１３は照射ヘッド１１２の埋め込んである音響結合器１４２を介して音波を検出する。

図２３は、超音波検出器の別形態を示す模式図である。音響結合器１４２での音波の発生を避けるため、照射ヘッド１１２は音響結合器１４２の外部に配置されていることが好ましい。この場合、音響結合器１４２の内部や外部に光を反射する光学部品１６８ａ及び１６８ｂを設けることで、音響結合器１４２の外部から光を導入することができる。音響結合器１４２の内部に設置される光学部品１６８ｂは、音波を反射しないものが好ましい。このため、光学部品１６８ｂは、音響結合器１４２の屈折率を部分的に変化させたものが好ましい。

次に、音波反射手段１６６の音響インピーダンスが生体被検部よりも低い場合の駆動回路１０４及び１０８に与える発振器１０３の周波数について図２４を用いて説明する。図２４は、生体被検部の断面における音源寄与曲線の一例である。生体被検部の生体表面１６２から深さｄの位置に対象成分の含まれている血液が流れる。音源寄与曲線１６４は音波の波長λを周期とする周期関数である。生体被検部は、媒介物１６１と音波反射手段１６６に挟まれ、生体表面１６２から生体裏面１６３までが一定の間隔Ｌとなっている。なお、媒介物１６１は、図２１で説明したとおりである。

音波反射手段１６６の音響インピーダンスが生体裏面１６３よりも低い場合は、図２２に示す駆動回路１０４及び１０８に与える発振器１０３の一定周波数が、ｍを整数として、数式２２で表される波長の測定用音波を発生させる周波数であることが好ましい。

間隔ｄの位置から生体裏面１６３までの間隔が測定用音波の１／４波長の奇数倍である場合、生体裏面１６３で節となる定在波の腹が、深さｄに位置する。このため、測定用音波と生体裏面１６３での反射波とで発生する定在波を制御して、望ましい深さｄからの音波の寄与を最大化できる。

さらに、間隔ｄが（１／４）λであることが好ましい。間隔ｄが測定用音波の１／４波長であることで、定在波の節となる表面からの検出音波への寄与を抑え、定在波の最初の腹となる深さｄからの音波を正確に測定することができる。このとき数式（２２）から、ｎを整数として、間隔Ｌは（ｎ／２）λであることが好ましい。

次に、音波反射手段の音響インピーダンスが生体被検部よりも高い場合の駆動回路１０４及び１０８の変調する周波数について図２５を用いて説明する。図２５は、生体被検部の断面における音源寄与曲線の一例である。生体被検部の生体表面１６２から深さｄの位置に対象成分の含まれている血液が流れる。音源寄与曲線１６７は音波の波長λを周期とする周期関数である。生体被検部は、媒介物１６１と音波反射手段１６６に挟まれ、生体表面１６２から音波反射手段１６６までが一定の間隔Ｌとなっている。なお、媒介物１６１は、図２１で説明したとおりである。

音波反射手段１６６の音響インピーダンスが生体裏面１６３よりも高い場合は、図２２に示す駆動回路１０４及び１０８に与える発振器１０３の一定周波数が、ｍを整数として、数式（２３）で表される波長の測定用音波を発生させる周波数であることが好ましい。

生体裏面１６３で腹となる定在波の腹が、深さｄに位置する。このため、測定用音波と生体裏面１６３での反射波とで発生する定在波を制御して、望ましい深さｄからの音波の寄与を最大化できる。

さらに、間隔ｄが（１／４）λであることが好ましい。間隔ｄが測定用音波の１／４波長であることで、定在波の節となる表面からの検出音波への寄与を抑え、定在波の最初の腹となる深さｄからの音波を正確に測定することができる。このとき数式（２２）から、ｎを整数として、間隔Ｌは｛（２ｎ＋１）／４｝λであることが好ましい。

本実施形態に係る成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置制御方法は、液体中の成分濃度を測定する分野、例えば果実の糖度測定に適用することができる。

１実施形態に係る血液成分濃度測定装置の構成を示した説明図である。生体内の音源分布の説明図である。生体内の音源分布に係る形状関数の説明図である。１実施形態に係る血液成分濃度測定装置の光音響信号を示した説明図である。１実施形態に係る血液成分濃度測定装置の光音響信号を示した説明図である。１実施形態に係る血液成分濃度測定装置の光音響信号を示した説明図である。水およびグルコースの光吸収特性と使用する光波長を示した説明図である。水およびグルコースの光吸収特性を示した説明図である。１実施形態に係る血液成分濃度測定装置の構成例を示した説明図である。１実施形態に係る血液成分濃度測定装置の構成例を示した説明図である。水の光吸収特性を示した説明図である。コレステロールの光吸収特性を示した説明図である。１実施形態に係る血液成分濃度測定装置の構成例を示した説明図である。１実施形態に係る血液成分濃度の算出原理の説明図である。超音波検出器の感度特性の説明図である。１実施形態に係る血液成分濃度の算出原理の説明図である。１実施形態に係る血液成分濃度測定装置の構成を示した説明図である。１実施形態に係る血液成分濃度測定装置の実施例を示した図である。１実施形態に係る血液成分濃度測定装置の実施例を示した図である。２実施形態に係る成分濃度測定装置の概略構成図である。２実施形態における生体被検部の断面における音源寄与曲線の一例である。３実施形態に係る成分濃度測定装置の概略構成図である。３実施形態に係る超音波検出器の別形態を示す模式図である。３実施形態における音波反射手段の音響インピーダンスが生体被検部よりも低い場合の生体被検部の断面における音源寄与曲線の一例である。３実施形態における音波反射手段の音響インピーダンスが生体被検部よりも高い場合の生体被検部の断面における音源寄与曲線の一例である。従来の血液成分濃度測定装置の構成例を示した説明図である。従来の血液成分濃度測定装置の構成例を示した説明図である。

符号の説明

１０１第１の光源
１０３発振器
１０４駆動回路
１０５第２の光源
１０７１８０°移相回路
１０８駆動回路
１０９、１０９ａ、１０９ｂ合波器
１１０生体被検部
１１２照射ヘッド
１１３超音波検出器
１１４位相検波増幅器
１１５出力端子
１２９計算機
１３８接触温度計
１３９レンズ
１４０レンズ
１４１、１４１ａ、１４１ｂ校正用検体
１４２音響結合器
１４３温度計
１４５光源切替
１６０成分濃度測定装置
１６１媒介物
１６２生体表面
１６３生体裏面
１６４音源寄与曲線
１６５成分濃度測定装置
１６６音波反射手段
１６７音源寄与曲線
１６８、１６８ａ、１６８ｂ光学部品
２０１照射光
２０２音源
２０３観測点
２０４モデルＡ
２０５モデルＢ
２０６モデルＣ
２１１第１の光源（λ１）の光
２１２第２の光源（λ２）の光
５０１第１の半導体レーザ光源
５０２レンズ
５０３発振器
５０４駆動電流源
５０５第２の半導体レーザ光源
５０６レンズ
５０７１８０°移相回路
５０８駆動電流源
５０９合波器
５１０生体被検部
５１１校正用検体
５１２音響結合器
５１３超音波検出器
５１４位相検波増幅器
５１５出力端子
６０１第１の光源
６０４駆動電源
６０５第２の光源
６０８駆動電源
６０９合波器
６１０生体被検部
６１３超音波検出器
６１６パルス光源
６１７チョッパ板
６１８モータ
６１９音響センサ
６２０波形観測器
６２１周波数解析器
８０１第１の半導体レーザ光源
８０２レンズ
８０３発振器
８０４駆動電流源
８０５第２の半導体レーザ光源
８０６レンズ
８０７１８０°移相回路
８０８駆動電流源
８０９合波器
８１０生体被検部
８１１校正用検体
８１２音響結合器
８１３超音波検出器
８１４位相検波増幅器
８１５出力端子

Claims

液体に対象成分が混合されてなる溶液における前記液体の呈する吸収が相等しい異なる波長の光を発生して出力する２つの測定用光発生手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光を予め定められた一定周波数で強度変調して出力し、かつ、前記測定用光発生手段の一方からの光と前記測定用光発生手段の他方からの光を前記一定周波数で互いに逆相に強度変調して出力する光変調手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光、及び、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光と前記測定用光発生手段の他方からの光の強度変調光とを合成した測定用合成光を、前記溶液の存在する被測定物に向けて出射する光出射手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光によって前記溶液から発生する規格化用音波、及び、前記光出射手段の出射する測定用合成光によって前記溶液から発生する測定用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で検出する音波検出手段と、
を備え、
前記光出射手段と前記被測定物の間の媒介物の音響インピーダンスが前記被測定物の表面よりも低く、
前記一定周波数が、下記の数式で表される波長の前記測定用音波を発生させる周波数であることを特徴とする成分濃度測定装置。

ここで、ｄは前記被測定物と前記媒介物との境界から前記溶液までの間隔、λは前記測定用音波の前記被測定物の表面における波長、ｍは整数である。
ｍが０であることを特徴とする請求項１に記載の成分濃度測定装置。
液体に対象成分が混合されてなる溶液における前記液体の呈する吸収が相等しい異なる波長の光を発生して出力する２つの測定用光発生手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光を予め定められた一定周波数で強度変調して出力し、かつ、前記測定用光発生手段の一方からの光と前記測定用光発生手段の他方からの光を前記一定周波数で逆位相の信号により電気的に強度変調して出力する光変調手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光、及び、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光と前記測定用光発生手段の他方からの光の強度変調光とを合成した測定用合成光を、前記溶液の存在する被測定物に向けて出射する光出射手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光によって前記溶液から発生する規格化用音波、及び、前記光出射手段の出射する測定用合成光によって前記溶液から発生する測定用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で検出する音波検出手段と、
を備え、
前記光出射手段と前記被測定物の間の媒介物の音響インピーダンスが前記被測定物の表面よりも高く、
前記一定周波数が、以下の数式で表される波長の前記測定用音波を発生させる周波数であることを特徴とする成分濃度測定装置。

ここで、ｄは前記被測定物と前記媒介物との境界から前記溶液までの間隔、λは前記測定用音波の前記被測定物の表面における波長、ｍは整数である。
液体に対象成分が混合されてなる溶液における前記液体の呈する吸収が相等しい異なる波長の光を発生して出力する２つの測定用光発生手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光を予め定められた一定周波数で強度変調して出力し、かつ、前記測定用光発生手段の一方からの光と前記測定用光発生手段の他方からの光を前記一定周波数で逆位相の信号により電気的に強度変調して出力する光変調手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光、及び、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光と前記測定用光発生手段の他方からの光の強度変調光とを合成した測定用合成光を、前記溶液の存在する被測定物に向けて出射する光出射手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光によって前記溶液から発生する規格化用音波、及び、前記光出射手段の出射する測定用合成光によって前記溶液から発生する測定用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で反射する音波反射手段と、
前記音波反射手段の反射する前記規格化用音波及び前記測定用音波を検出する音波検出手段と、
を備え、
前記音波反射手段の音響インピーダンスが前記被測定物よりも低く、
前記一定周波数が、以下の数式で表される波長の前記測定用音波を発生させる周波数であることを特徴とする成分濃度測定装置。

ここで、Ｌは、前記被測定物と前記媒介物との境界から前記音波反射手段までの間隔、ｄは前記被測定物と前記媒介物との境界から前記溶液までの間隔、λは前記測定用音波の前記被測定物における波長、ｍは整数である。
ｎを整数として、間隔ｄが（１／４）λであり、間隔Ｌが（ｎ／２）λであることを特徴とする請求項４に記載の成分濃度測定装置。
液体に対象成分が混合されてなる溶液における前記液体の呈する吸収が相等しい異なる波長の光を発生して出力する２つの測定用光発生手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光を予め定められた一定周波数で強度変調して出力し、かつ、前記測定用光発生手段の一方からの光と前記測定用光発生手段の他方からの光を前記一定周波数で逆位相の信号により電気的に強度変調して出力する光変調手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光、及び、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光と前記測定用光発生手段の他方からの光の強度変調光とを合成した測定用合成光を、前記溶液の存在する被測定物に向けて出射する光出射手段と、
前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光によって前記溶液から発生する規格化用音波、及び、前記光出射手段の出射する測定用合成光によって前記溶液から発生する測定用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で反射する音波反射手段と、
前記音波反射手段の反射する前記規格化用音波及び前記測定用音波を検出する音波検出手段と、
を備え、
前記音波反射手段の音響インピーダンスが前記被測定物よりも高く、
前記一定周波数が、以下の数式で表される波長の前記測定用音波を発生させる周波数であることを特徴とする成分濃度測定装置。

ここで、Ｌは、前記被測定物と前記媒介物との境界から前記音波反射手段までの間隔、ｄは前記被測定物と前記媒介物との境界から前記溶液までの間隔、λは前記測定用音波の前記被測定物における波長、ｍは整数である。
ｎを整数として、間隔ｄが（１／４）λであり、間隔Ｌが｛（２ｎ＋１）／４｝λであることを特徴とする請求項６に記載の成分濃度測定装置。
前記液体が水であり、
前記対象成分がグルコース又はコレステロールであり、
前記溶液が血液である
ことを特徴とする請求項１から７のいずれかに記載の成分濃度測定装置。
液体に対象成分が混合されてなる溶液における前記液体の呈する吸収が相等しい異なる波長の光を発生して出力する２つの測定用光発生手段と、光変調手段と、光出射手段と、音波検出手段と、を制御する制御回路を備える成分濃度測定装置の制御方法であって、
前記制御回路が、前記測定用光発生手段の一方に光を出力させ、前記光変調手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光を予め定められた一定周波数で強度変調して出力させ、前記光出射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光を、前記溶液の存在する被測定物に向けて出射させ、前記音波検出手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光によって前記溶液から発生する規格化用音波を、前記光出射手段からの強度変調光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で検出させる規格化用音波検出手順と、
前記規格化用音波検出手順の前、後又は同時に、前記制御回路が、前記２つの測定用光発生手段に光を出力させ、前記光変調手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光と前記測定用光発生手段の他方からの光を前記一定周波数で互いに逆相に強度変調して出力させ、前記光出射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光と前記測定用光発生手段の他方からの光の強度変調光とを合成した測定用合成光を前記被測定物に向けて出射させ、前記音波検出手段に、前記光出射手段の出射する測定用合成光によって前記溶液から発生する測定用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で検出させる測定用音波検出手順と、
を有し、
前記光出射手段と前記被測定物の間の媒介物の音響インピーダンスが前記被測定物の表面よりも低く、
前記一定周波数が、下記の数式で表される波長の前記測定用音波を発生させる周波数であることを特徴とする成分濃度測定装置制御方法。

ここで、ｄは前記被測定物と前記媒介物との境界から前記溶液までの間隔、λは前記測定用音波の前記被測定物の表面における波長、ｍは整数である。
ｍが０であることを特徴とする請求項９に記載の成分濃度測定装置制御方法。
液体に対象成分が混合されてなる溶液における前記液体の呈する吸収が相等しい異なる波長の光を発生して出力する２つの測定用光発生手段と、光変調手段と、光出射手段と、音波検出手段と、を制御する制御回路を備える成分濃度測定装置の制御方法であって、
前記制御回路が、前記測定用光発生手段の一方に光を出力させ、前記光変調手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光を予め定められた一定周波数で強度変調して出力させ、前記光出射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光を、前記溶液の存在する被測定物に向けて出射させ、前記音波検出手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光によって前記溶液から発生する規格化用音波を、前記光出射手段からの強度変調光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で検出させる規格化用音波検出手順と、
前記規格化用音波検出手順の前、後又は同時に、前記制御回路が、前記２つの測定用光発生手段に光を出力させ、前記光変調手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光と前記測定用光発生手段の他方からの光を前記一定周波数で互いに逆相に強度変調して出力させ、前記光出射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光と前記測定用光発生手段の他方からの光の強度変調光とを合成した測定用合成光を前記被測定物に向けて出射させ、前記音波検出手段に、前記光出射手段の出射する測定用合成光によって前記溶液から発生する測定用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で検出させる測定用音波検出手順と、
を有し、
前記光出射手段と前記被測定物の間の媒介物の音響インピーダンスが前記被測定物の表面よりも高く、
前記一定周波数が、下記の数式で表される波長の前記測定用音波を発生させる周波数であることを特徴とする成分濃度測定装置制御方法。

ここで、ｄは前記被測定物と前記媒介物との境界から前記溶液までの間隔、λは前記測定用音波の前記被測定物の表面における波長、ｍは整数である。
液体に対象成分が混合されてなる溶液における前記液体の呈する吸収が相等しい異なる波長の光を発生して出力する２つの測定用光発生手段と、光変調手段と、光出射手段と、音波反射手段と、音波検出手段と、を制御する制御回路を備える成分濃度測定装置の制御方法であって、
前記制御回路が、前記測定用光発生手段の一方に光を出力させ、前記光変調手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光を予め定められた一定周波数で強度変調して出力させ、前記光出射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光を、前記溶液の存在する被測定物に向けて出射させ、前記音波反射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光によって前記溶液から発生する規格化用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で反射させ、前記音波検出手段に、前記音波反射手段の反射した前記規格化用音波を検出させる規格化用音波検出手順と、
前記規格化用音波検出手順の前、後又は同時に、前記制御回路が、前記２つの測定用光発生手段に光を出力させ、前記光変調手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光と前記測定用光発生手段の他方からの光を前記一定周波数で互いに逆相に強度変調して出力させ、前記光出射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光と前記測定用光発生手段の他方からの光の強度変調光とを合成した測定用合成光を前記被測定物に向けて出射させ、前記音波反射手段に、前記光出射手段の出射する測定用合成光によって前記溶液から発生する測定用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で反射させ、前記音波検出手段に、前記音波反射手段の反射した前記測定用音波を検出させる測定用音波検出手順と、
を有し、
前記音波反射手段の音響インピーダンスが前記被測定物よりも低く、
前記一定周波数が、下記の数式で表される波長の前記測定用音波を発生させる周波数であることを特徴とする成分濃度測定装置制御方法。

ここで、Ｌは、前記被測定物と前記媒介物との境界から前記音波反射手段までの間隔、ｄは前記被測定物と前記媒介物との境界から前記溶液までの間隔、λは前記測定用音波の前記被測定物における波長、ｍは整数である。
ｎを整数として、間隔ｄが（１／４）λであり、間隔Ｌが（ｎ／２）λであることを特徴とする請求項１２に記載の成分濃度測定装置制御方法。
液体に対象成分が混合されてなる溶液における前記液体の呈する吸収が相等しい異なる波長の光を発生して出力する２つの測定用光発生手段と、光変調手段と、光出射手段と、音波反射手段と、音波検出手段と、を制御する制御回路を備える成分濃度測定装置の制御方法であって、
前記制御回路が、前記測定用光発生手段の一方に光を出力させ、前記光変調手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光を予め定められた一定周波数で強度変調して出力させ、前記光出射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光を、前記溶液の存在する被測定物に向けて出射させ、前記音波反射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光によって前記溶液から発生する規格化用音波を、前記光出射手段からの強度変調光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で反射させ、前記音波検出手段に、前記音波反射手段の反射した前記規格化用音波を検出させる規格化用音波検出手順と、
前記規格化用音波検出手順の前、後又は同時に、前記制御回路が、前記２つの測定用光発生手段に光を出力させ、前記光変調手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光と前記測定用光発生手段の他方からの光を前記一定周波数で互いに逆相に強度変調して出力させ、前記光出射手段に、前記測定用光発生手段の一方からの光の強度変調光と前記測定用光発生手段の他方からの光の強度変調光とを合成した測定用合成光を前記被測定物に向けて出射させ、前記音波反射手段に、前記光出射手段の出射する測定用合成光によって前記溶液から発生する測定用音波を、前記光出射手段からの測定用合成光が照射された前記被測定物の位置とほぼ対する前記被測定物の位置で反射させ、前記音波検出手段に、前記音波反射手段の反射した前記測定用音波を検出させる測定用音波検出手順と、
を有し、
前記音波反射手段の音響インピーダンスが前記被測定物よりも高く、
前記一定周波数が、下記の数式で表される波長の前記測定用音波を発生させる周波数であることを特徴とする成分濃度測定装置制御方法。

ここで、Ｌは、前記被測定物と前記媒介物との境界から前記音波反射手段までの間隔、ｄは前記被測定物と前記媒介物との境界から前記溶液までの間隔、λは前記測定用音波の前記被測定物における波長、ｍは整数である。
ｎを整数として、間隔ｄが（１／４）λであり、間隔Ｌが｛（２ｎ＋１）／４｝λであることを特徴とする請求項１４に記載の成分濃度測定装置制御方法。
前記液体が水であり、
前記対象成分がグルコース又はコレステロールであり、
前記溶液が血液である
ことを特徴とする請求項９から１５のいずれかに記載の成分濃度測定装置制御方法。