JP2009142318A - 成分濃度測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】光音響信号は、生体被検部１１０の光が照射された部分と音の検出部分との距離に応じて変化する。光音響法を用いた成分濃度測定装置において、生体被検部１１０の光が照射された部分と音の検出部分との距離を一定に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２４０は、生体被検部１１０の光が照射された部分と音の検出部分との距離を一定にする容器２４１を設けたことを特徴とする。生体被検部１１０を容器内に収容することで、生体被検部１１０の個人差及び位置の違いによる対象成分の濃度の誤差を解消することができる。さらに、測定中に何らかの力が加わった場合において生体被検部１１０の厚さを一定に保つことができる。
【選択図】図９

Description

本発明は、非侵襲な成分濃度測定装置、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１３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１３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１４に第２の従来例の装置の構成を示す（例えば、特許文献１又は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１４により光源の数が２つの場合の動作を説明する。図１４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 ＷＯ ２００５／１０７５９２ Ａ１ オウル大学（Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ ｏｆ Ｏｕｌｕ、Ｆｉｎｌａｎｄ）学位論文「Ｐｕｌｓｅ ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ ａｎｄ ｇｌｕｃｏｓｅ ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｉｎ ｈｕｍａｎ ｂｌｏｏｄ ａｎｄ ｔｉｓｓｕｅ」（ＩＢＳ ９５１−４２−６６９０−０、ｈｔｔｐ：／／ｈｅｒｋｕｌｅｓ．ｏｕｌｕ．ｆｉ／ｉｓｂｎ９５１４２６６９００／、２００２年）

発明者らは、光音響信号が、生体被検部の厚みに応じて変化することを発見した。すなわち、光音響信号が、生体被検部の光が照射された部分と音の検出部分との距離に応じて変化することを発見した。

生体被検部の厚みには個人差がある。このため、生体被検部の個人差が、対象成分の濃度の誤差の原因となっていることを発見した。

また、生体被検部の厚みは、生体被検部の位置が少しずれたとしても変わってしまう。このため、生体被検部の位置の違いが、対象成分の濃度の誤差の原因となっていることを発見した。

そこで、本発明は、光音響法を用いた成分濃度測定装置において、生体被検部の光が照射された部分と音の検出部分との距離を一定にすることを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明に係る成分濃度測定装置は、生体被検部の光が照射された部分と音の検出部分との距離を一定にする容器を設けたことを特徴とする。生体被検部を容器内に収容することで、生体被検部の個人差及び位置の違いによる対象成分の濃度の誤差を解消することができる。さらに、測定中に何らかの力が加わった場合において生体被検部の厚さを一定に保つことができる。

本発明に係る成分濃度測定装置は、予め定められた形状のくぼみが形成されている容器と、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、前記くぼみの壁面から前記くぼみ内に配置されている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、前記光出射手段の出射する前記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前記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、前記くぼみの壁面で検出する音波検出手段と、を備えることを特徴とする。

測定用光発生手段、光変調手段、光出射手段と及び音波検出手段を備えることで、光音響法によって対象成分の濃度を測定することができる。ここで、予め定められた形状のくぼみが形成されている容器を備えることで、被測定物を一定の形状にすることができる。一定の形状にした被測定物で発生した光音響信号を測定することで、光音響法を用いた成分濃度測定装置において、生体被検部の光が照射された部分と音の検出部分との距離を一定にすることができる。

本発明に係る成分濃度測定装置では、前記容器は、前記くぼみ内の空気を吸引する吸引手段をさらに備えることが好ましい。
吸引手段がくぼみ内を減圧することで、被測定物がくぼみの形状になりやすくなる。

本発明に係る成分濃度測定装置では、前記光出射手段及び前記音波検出手段が、前記くぼみの対向する壁面に配置されていることが好ましい。
被測定物で発生する音波のうち、光出射手段から出射した光の進行方向へ進む音波が最も多い。このため、音波検出手段は、被測定物で発生した音波を効率よく検出することができる。

本発明に係る成分濃度測定装置では、前記容器は、前記くぼみの壁面の横断面形状が楕円形の一部となっており、前記光出射手段は、前記楕円形の焦点の一方から前記強度変調光及び前記測定用合成光を、前記音波検出手段に向けて出射し、前記音波検出手段は、前記楕円形の焦点の他方の位置で前記規格化用音波及び前記測定用音波を検出することが好ましい。
規格化用音波及び測定用音波は、光出射手段の出射口付近でもっとも発生する。発生した規格化用音波及び測定用音波は、光出射手段の出射口付近を中心とした放射状に伝搬する。ここで、くぼみの壁面の横断面形状が楕円形の一部となっており、光出射手段及び音波検出手段が楕円形の焦点の位置に配置されている。このため、くぼみの壁面は、光出射手段及び音波検出手段と同一横断面上に伝搬する規格化用音波及び測定用音波を、音波検出手段に向けて反射する。音波検出手段は、被測定物で発生した音波を効率よく検出することができる。

本発明に係る成分濃度測定装置では、前記容器は、前記くぼみの壁面が楕円球の面の一部となっており、前記光出射手段は、前記楕円球の焦点の一方から前記強度変調光及び前記測定用合成光を出射し、前記音波検出手段は、前記楕円球の焦点の他方の位置で前記規格化用音波及び前記測定用音波を検出することが好ましい。
規格化用音波及び測定用音波は、光出射手段の出射口付近でもっとも発生する。発生した規格化用音波及び測定用音波は、光出射手段の出射口付近を中心とした放射状に伝搬する。ここで、くぼみの壁面が楕円球の面の一部となっており、光出射手段及び音波検出手段が楕円球の焦点の位置に配置されている。このため、くぼみの壁面は、規格化用音波及び測定用音波を音波検出手段に向けて反射する。音波検出手段は、被測定物で発生した音波を効率よく検出することができる。

本発明に係る成分濃度測定装置では、前記くぼみの壁面に前記規格化用音波及び前記測定用音波を反射する反射材を設けることが好ましい。
反射材が音波検出手段へ規格化用音波及び測定用音波を反射するので、音波検出手段は、被測定物で発生した音波を効率よく検出することができる。

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。
生体被検部の血液中のグルコース又はコレステロールの濃度を、非侵襲で測定することができる。容器が生体被検部の形状を一定にするので、生体のどこででも対象成分の濃度を測定することができる。

本発明によれば、本発明に係る成分濃度測定装置は、生体被検部をくぼみ内に収容することで、生体被検部の個人差及び位置の違いによる対象成分の濃度の誤差を解消することができる。

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、成分濃度測定装置を、血液成分濃度測定装置として説明する。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波の光を発生する測定用光発生手段と、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、前記測定用光発生手段は、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、測定用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、測定用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において、前記測定用光発生手段は、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において、前記測定用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。

次に本実施形態に係る血液成分濃度測定装置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、濾波を行なって、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（１）のように表される。

数式（１）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（１）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（１）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なうと、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（１）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（２）で表される。

数式（２）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（２）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（２）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（２）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（２）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２０１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Ｎａｖｉｅｒ Ｓｔｏｋｅｓ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２０１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２０１（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（４）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（４）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（５）のように表される。

今、若干の光分布について数式（５）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２０１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（５）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２０１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、生体に対して行な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２０１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２０１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、Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ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。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（Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ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（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ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装置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２０１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（６）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（９）となる。

数式（８）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（８）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（４）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（３）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、Ｎａｖｉｅｒ Ｓｔｏｋｅｓ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（３）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（４）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（６）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（３）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たされている。

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（６）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（１０）と数式（１）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（２）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（２）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なう。

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（２）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。

（第２実施形態）
図９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２４０は、生体被検部１１０の光が照射された部分と音の検出部分との距離を一定にする容器２４１を設けたことを特徴とする。生体被検部１１０を容器２４１内に収容することで、生体被検部１１０の個人差及び位置の違いによる対象成分の濃度の誤差を解消することができる。以下、具体的に説明する。

図９に示す成分濃度測定装置２４０は、生体被検部１１０で発生する光音響信号を検出するための構成を備える。例えば、成分濃度測定装置２４０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、光変調手段としての第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及び発振器１０３と、測定用光合成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。さらに、成分濃度測定装置２４０は、レンズ１３９及び１４０、音響結合器１４２、位相検波増幅器１１４、出力端子１１５を備えていてもよい。以上の生体被検部１１０で発生する光音響信号を検出するための構成及び動作については、第１実施形態と同様である。

成分濃度測定装置２４０では、さらに、予め定められた形状のくぼみが形成されている容器２４１を備える。以下、容器２４１の構成及び動作について説明する。なお、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。測定用光発生手段の一方を第２の光源１０５、測定用光発生手段の他方を第１の光源１０１としてもよい。

図１０は、容器の第１例を示す模式図である。容器２４１は、予め定められた形状のくぼみ２４２が形成されている。くぼみ２４２には、生体被検部１１０の表面部分が収容される。くぼみ２４２の深さは、生体被検部１１０のうちの血液の存在する部分がくぼみ２４２の内側に配置される深さである。くぼみ２４２の予め定められた形状は、例えば、球形、楕円球又は多角錘の一部あるいはこれらの組合せからなるドーム形状である。

予め定められた形状は、くぼみ２４２内に収容した生体被検部１１０を一定の体積にする形状であることが好ましい。例えば、くぼみ２４２の形状は、生体被検部１１０を押し付けると、くぼみ２４２の底まで隙間なく生体被検部１１０で満たされる形状及び大きさであることが好ましい。くぼみ２４２の形状は、生体被検部１１０の部位によって異なる。生体被検部１１０が生体の一部であれば、くぼみ２４２の開口部の直径は、１ｍｍ以上１０ｍｍ以下であることが好ましい。生体被検部１１０が耳又は唇などの柔らかな部分であれば、くぼみ２４２の開口部の直径は、１ｍｍ以上５ｍｍ以下が好ましく、さらには３ｍｍ以上４ｍｍ以下が好ましい。

くぼみ２４２の壁面には、照射ヘッド１１２の出射端及び超音波検出器１１３の音波検出面が配置される。くぼみ２４２は予め定められた形状を有しているので、照射ヘッド１１２と超音波検出器１１３との距離が一定になる。容器２４１は、照射ヘッド１１２と超音波検出器１１３の距離を一定に保つ部材で構成されていることが好ましい。例えば、容器２４１の壁面が、金属やプラスチックなどの硬い部材で形成されていることが好ましい。

照射ヘッド１１２は、くぼみ２４２内に配置されている生体被検部１１０に向けて出射する。この場合、照射ヘッド１１２と超音波検出器１１３が、対向して配置されていることが好ましい。生体被検部１１０で発生する音波のうち、照射ヘッド１１２から出射した光の進行方向へ進む音波の強度が最も強い。このため、超音波検出器１１３は、生体被検部１１０で発生した音波を効率よく検出することができる。

容器２４１は、くぼみ２４２内の空気を吸引する吸引手段をさらに備えることが好ましい。吸引手段は、例えば、くぼみ２４２の底から空気を排出する排出孔２４３である。排出孔２４３は２つ以上であってもよい。排出孔２４３には、くぼみ２４２への空気の流入を防ぐ減圧弁が設けられていることが好ましい。また。吸引手段は、排出孔２４３からくぼみ２４２内を減圧する吸引ポンプである。くぼみ２４２の開口部を生体被検部１１０で密閉し、くぼみ２４２内を減圧することで、生体被検部１１０がくぼみ２４２内に収容されやすくなる。また、照射ヘッド１１２と超音波検出器１１３との間に、隙間なく生体被検部１１０の容積を配置することができる。

図１１は、容器の第２例を示す模式図であり、（ａ）は縦断面図、（ｂ）はＡ−Ａ’断面図を示す。図１１（ｂ）に示すように、くぼみ２４２の壁面の横断面形状が楕円形の一部である円筒状となっている。図１１（ｂ）に、完全な楕円形とした場合の残りの部分を破線で示した。照射ヘッド１１２及び超音波検出器１１３は、楕円形の焦点位置に配置されている。照射ヘッド１１２から出射された光によって、照射ヘッド１１２付近で規格化用音波及び測定用音波は発生する。発生した規格化用音波及び測定用音波は、生体被検部１１０を放射状に伝搬する。放射状に伝搬した音波は、生体被検部１１０とくぼみ２４２の壁面との界面で反射する。このとき、くぼみ２４２の壁面の横断面形状が楕円形の一部となっているので、くぼみ２４２の壁面の横断面上を伝搬する音波は、超音波検出器１１３に向けて反射される。超音波検出器１１３の検出する規格化用音波及び測定用音波の強度を上げることができる。

図１２は、容器の第３例を示す模式図であり、（ａ）は縦断面図、（ｂ）は横断面の投影図を示す。容器２４１は、くぼみ２４２の壁面が楕円球の面の一部となっている。完全な楕円球とした場合の残りの部分を破線で示した。楕円球の面の一部は、例えば、楕円球を、２つの焦点を通る面で２分した形状である。又、楕円球の面の一部は、楕円球を２分した形状を、さらに、焦点の存在する位置で、断面に垂直に切断した形状である。照射ヘッド１１２及び超音波検出器１１３は、楕円球の焦点位置に配置される。発生した規格化用音波及び測定用音波は、生体被検部１１０を放射状に伝搬する。放射状に伝搬した音波は、生体被検部１１０とくぼみ２４２の壁面との界面で反射する。このとき、くぼみ２４２の壁面が楕円球の面の一部となっているので、くぼみ２４２内を放射状に伝搬する音波は、超音波検出器１１３に向けて反射される。容器２４１の壁面の形状が楕円球の面の一部となっていることで、放射状に伝搬した光音響信号を効率的に検出することができる。くぼみ２４２は、照射ヘッド１１２及び超音波検出器１１３を設置するのに必要な分だけ深くなっていてもよい。この場合、照射ヘッド１１２及び超音波検出器１１３の設置部分のくぼみ２４２の壁面の形状も、楕円球の面の一部であることが好ましい。

容器の第２例では、くぼみ２４２の壁面に規格化用音波及び測定用音波を反射する反射材を設けることが好ましい。くぼみ２４２の内側に配置されている生体被検部１１０で発生した音波を、超音波検出器１１３へ集音することができる。反射材は、被測定物１１０と反応しないものが好ましく、例えば、被測定物１１０が生体であるならば、ステンレス又はアルミ等の安定した金属である。

規格化用音波の検出について説明する。この場合、第２の光源１０５は強度変調光を出射しない。第１の光源１０１は、駆動回路１０４の駆動を受けて、強度変調光を出力する。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、生体被検部１１０に存在する血液で発生した規格化用音波を検出する。

測定化用音波の検出について説明する。第１の光源１０１は、駆動回路１０４の駆動を受けて、強度変調光を出力する。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。第２の光源１０５は、駆動回路１０８の駆動を受けて、強度変調光を出力する。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。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。超音波検出器１１３は、生体被検部１１０に存在する血液で発生した測定用音波を検出する。

ここで、規格化用音波及び測定用音波の検出の前に、容器２４１のくぼみ内に生体被検部１１０を収容する。生体被検部１１０がくぼみ内に収まることで、照射ヘッド１１２と超音波検出器１１３との距離を一定にすることができる。照射ヘッド１１２と超音波検出器１１３との距離が一定になるので、生体被検部１１０の個人差及び位置の違いによる対象成分の濃度の誤差を解消することができる。

位相検波増幅器１１４は、超音波検出器１１３の検出する規格化用音波及び測定用音波の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。規格化用音波及び測定用音波の光音響信号に比例する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。

以上説明したように、本実施形態に係る成分濃度測定装置では、容器２４１を設けたので、生体被検部１１０の個人差及び位置の違いによる対象成分の濃度の誤差を解消することができる。

本実施形態に係る成分濃度測定装置は、溶液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。

第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。 第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。 第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。 第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。 第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。 容器の第１例を示す模式図である。 容器の第２例を示す模式図であり、（ａ）は縦断面図、（ｂ）は横断面の投影図を示す。 容器の第３例を示す模式図であり、（ａ）は縦断面図、（ｂ）は横断面図を示す。 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
１０７ １８０°移相回路
１０８ 駆動回路
１０９ 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
１３９ レンズ
１４０ レンズ
１４２ 音響結合器
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
２４０ 成分濃度測定装置
２４１ 容器
２４２ くぼみ
２４３ 排出孔
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

Claims (7)

1. 予め定められた形状のくぼみが形成されている容器と、
   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、前記くぼみの壁面から前記くぼみ内に配置されている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、
   前記光出射手段の出射する前記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前記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、前記くぼみの壁面で検出する音波検出手段と、
   を備えることを特徴とする成分濃度測定装置。
2. 前記容器は、前記くぼみ内の空気を吸引する吸引手段をさらに備え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。
3. 前記光出射手段及び前記音波検出手段が、前記くぼみの対向する壁面に配置されていることを特徴とする請求項１又は２に記載の成分濃度測定装置。
4. 前記容器は、前記くぼみの壁面の横断面形状が楕円形の一部となっており、
   前記光出射手段は、前記楕円形の焦点の一方から前記強度変調光及び前記測定用合成光を、前記音波検出手段に向けて出射し、
   前記音波検出手段は、前記楕円形の焦点の他方の位置で前記規格化用音波及び前記測定用音波を検出することを特徴とする請求項１又は２に記載の成分濃度測定装置。
5. 前記容器は、前記くぼみの壁面が楕円球の面の一部となっており、
   前記光出射手段は、前記楕円球の焦点の一方から前記強度変調光及び前記測定用合成光を出射し、
   前記音波検出手段は、前記楕円球の焦点の他方の位置で前記規格化用音波及び前記測定用音波を検出することを特徴とする請求項１から３のいずれかに記載の成分濃度測定装置。
6. 前記くぼみの壁面に前記規格化用音波及び前記測定用音波を反射する反射材を設けることを特徴とする請求項４又は５に記載の成分濃度測定装置。
7. 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６のいずれかに記載の成分濃度測定装置。

Images