JP2021132925A - Glucose measurement device and glucose measurement method - Google Patents
Glucose measurement device and glucose measurement method Download PDFInfo
- Publication number
- JP2021132925A JP2021132925A JP2020032290A JP2020032290A JP2021132925A JP 2021132925 A JP2021132925 A JP 2021132925A JP 2020032290 A JP2020032290 A JP 2020032290A JP 2020032290 A JP2020032290 A JP 2020032290A JP 2021132925 A JP2021132925 A JP 2021132925A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- light
- face
- distance
- guide rod
- wavelength
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N Glucose Natural products OC[C@H]1OC(O)[C@H](O)[C@@H](O)[C@@H]1O WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N 0.000 title claims abstract description 140
- 239000008103 glucose Substances 0.000 title claims abstract description 140
- 238000000691 measurement method Methods 0.000 title claims 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 title abstract description 20
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims abstract description 9
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 14
- 125000006850 spacer group Chemical group 0.000 claims description 13
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 3
- 230000000903 blocking effect Effects 0.000 claims 1
- 210000004207 dermis Anatomy 0.000 description 55
- 210000002615 epidermis Anatomy 0.000 description 31
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 22
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 22
- 238000000034 method Methods 0.000 description 17
- 210000003491 skin Anatomy 0.000 description 17
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 13
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 11
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 9
- 102000009027 Albumins Human genes 0.000 description 8
- 108010088751 Albumins Proteins 0.000 description 8
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 8
- 210000003722 extracellular fluid Anatomy 0.000 description 8
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 5
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 5
- 206010033675 panniculitis Diseases 0.000 description 5
- 210000004304 subcutaneous tissue Anatomy 0.000 description 5
- 238000002835 absorbance Methods 0.000 description 4
- 125000002791 glucosyl group Chemical group C1([C@H](O)[C@@H](O)[C@H](O)[C@H](O1)CO)* 0.000 description 4
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 3
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 3
- 239000000470 constituent Substances 0.000 description 3
- 150000002632 lipids Chemical class 0.000 description 3
- 230000010287 polarization Effects 0.000 description 3
- BPYKTIZUTYGOLE-IFADSCNNSA-N Bilirubin Chemical compound N1C(=O)C(C)=C(C=C)\C1=C\C1=C(C)C(CCC(O)=O)=C(CC2=C(C(C)=C(\C=C/3C(=C(C=C)C(=O)N\3)C)N2)CCC(O)=O)N1 BPYKTIZUTYGOLE-IFADSCNNSA-N 0.000 description 2
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 description 2
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 description 2
- XUMBMVFBXHLACL-UHFFFAOYSA-N Melanin Chemical compound O=C1C(=O)C(C2=CNC3=C(C(C(=O)C4=C32)=O)C)=C2C4=CNC2=C1C XUMBMVFBXHLACL-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000010241 blood sampling Methods 0.000 description 2
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 description 2
- 230000002500 effect on skin Effects 0.000 description 2
- 230000006870 function Effects 0.000 description 2
- 238000004088 simulation Methods 0.000 description 2
- 229910000530 Gallium indium arsenide Inorganic materials 0.000 description 1
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 230000000052 comparative effect Effects 0.000 description 1
- 239000002131 composite material Substances 0.000 description 1
- 150000001875 compounds Chemical class 0.000 description 1
- 230000008602 contraction Effects 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 210000000245 forearm Anatomy 0.000 description 1
- 239000011521 glass Substances 0.000 description 1
- 238000000338 in vitro Methods 0.000 description 1
- 230000031700 light absorption Effects 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 1
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 description 1
- 239000000049 pigment Substances 0.000 description 1
- 230000001902 propagating effect Effects 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 1
- -1 turbidity Substances 0.000 description 1
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
Images
Landscapes
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
Description
本発明は、グルコース測定装置およびグルコース測定方法に関する。 The present invention relates to a glucose measuring device and a glucose measuring method.
グルコースなどの血中物質の濃度を測定するに際し、近年では、採血等の方法に依らない光学式の濃度測定技術が開発されている（例えば特許文献１、特許文献２参照）。
In recent years, when measuring the concentration of a substance in blood such as glucose, an optical concentration measuring technique that does not depend on a method such as blood sampling has been developed (see, for example,
しかしながら、グルコース濃度の測定に適するとされる近赤外波長域の光については、測定対象である真皮層まで到達した後に表皮の表面まで戻ってくる光は微量であり、精度よく濃度測定ができない場合がある。 However, for light in the near-infrared wavelength range, which is considered to be suitable for measuring glucose concentration, the amount of light that reaches the surface of the epidermis after reaching the dermis layer to be measured is very small, and it is not possible to measure the concentration accurately. In some cases.
そこで、本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであって、真皮層からの戻り光の光量を増大させて精度の高い測定が可能なグルコース測定装置およびグルコース測定方法を得ることを目的とする。 Therefore, the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to obtain a glucose measuring device and a glucose measuring method capable of highly accurate measurement by increasing the amount of return light from the dermis layer. do.
上述した課題を解決し、目的を達成するために、本発明の１つの側面にかかるグルコース測定装置は、第１の端面、第２の端面、及び前記第１の端面から入射した光を前記第２の端面に導く導光路、を有する導光ロッドと、１５００ｎｍ〜１７００ｎｍの範囲から選択された波長の第１の光を、前記導光ロッドの前記第１の端面へ入射する第１の光源と、前記第２の端面から戻ってきた前記第１の端面の側における前記第１の光の強度を検出するセンサと、前記センサが検出した前記第１の光の強度に基づいてグルコースの濃度を演算する処理部と、を備え、前記導光ロッドの前記第１の端面と前記第２の端面との距離は、第１の距離離れるよう前記第１の光の波長に基づき決定されている。 In order to solve the above-mentioned problems and achieve the object, the glucose measuring device according to one aspect of the present invention emits light incident from the first end face, the second end face, and the first end face. A light guide rod having a light guide path leading to the end face of 2, and a first light source that incidents first light having a wavelength selected from the range of 1500 nm to 1700 nm onto the first end face of the light guide rod. , A sensor that detects the intensity of the first light on the side of the first end face that has returned from the second end face, and a glucose concentration based on the intensity of the first light detected by the sensor. A processing unit for calculating is provided, and the distance between the first end face and the second end face of the light guide rod is determined based on the wavelength of the first light so as to be separated by the first distance.
本発明によれば、真皮層からの戻り光の光量を増大させて精度の高い測定が可能であるという効果を奏する。 According to the present invention, there is an effect that the amount of return light from the dermis layer can be increased to enable highly accurate measurement.
以下に、本発明の実施形態について、図面を参照して説明する。なお、以下に説明する実施形態により本発明が限定されるものではない。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. The present invention is not limited to the embodiments described below.
［実施形態］
以下、図面を参照して、実施形態について詳細に説明する。
[Embodiment]
Hereinafter, embodiments will be described in detail with reference to the drawings.
（グルコース測定装置の構成例）
図１は、実施形態にかかるグルコース測定装置１の構成の一例を示す模式図である。実施形態のグルコース測定装置１は、生体の表皮に対して近赤外光等を照射して、生体の表皮から戻ってくる光の強度に基づいて血液中のグルコースの濃度を測定する。実施形態では、生体の一例として人体を挙げ、より詳細には、近赤外光等が照射される生体の部位を人体の指先の部分とする。
(Structure example of glucose measuring device)
FIG. 1 is a schematic view showing an example of the configuration of the
図１に示すように、グルコース測定装置１は、レーザダイオード２１ａ、発光ダイオード群２１ｂ、コリメートレンズ２２ａ，２２ｂ、ミラー２３ａ、ダイクロイックミラー２３ｂ、偏光ビームスプリッタ２４、１／４波長板２５、集光レンズ２６、フォトダイオード２７、導光ロッド３０、制御回路１０、及び表示装置１３を備える。
As shown in FIG. 1, the
第１の光源としてのレーザダイオード２１ａは、１５００ｎｍ〜１７００ｎｍの範囲から選択された波長の第１の光を発する。レーザダイオード２１ａとしては、例えば、赤外光通信の分野で広く使われている、１５５０ｎｍの波長の光を発するレーザダイオードが採用され得る。
The
コリメートレンズ２２ａは、レーザダイオード２１ａによって発せられた第１の光をコリメートする。
The collimating
ミラー２３ａは、レーザダイオード２１ａから発せられ、コリメートレンズ２２ａによってコリメートされた後の第１の光をダイクロイックミラー２３ｂに向けて進ませる。
The
第２の光源としての発光ダイオード群２１ｂは、第２の光として異なる波長の複数の光を発する。具体的には、発光ダイオード群２１ｂは、４００ｎｍ〜８００ｎｍの範囲から選択された波長の第２の光を発する発光ダイオード、８００ｎｍ〜１０００ｎｍの範囲から選択された波長の第２の光を発する発光ダイオード、及び１０００ｎｍ〜１５００ｎｍの範囲から選択された波長の第２の光を発する発光ダイオードを含む。発光ダイオード群２１ｂとしては、例えば、赤外光通信の分野で広く使われている、４５０ｎｍ、５２０ｎｍ、６６０ｎｍ、８１０ｎｍ、９５０ｎｍ、１３１０ｎｍ、及び１４５０ｎｍの波長の光をそれぞれ発する複数の発光ダイオードが採用され得る。
The light
なお、レーザダイオード２１ａ、及び発光ダイオード群２１ｂに含まれ異なる波長の複数の発光ダイオードは、それぞれが独立に発光の開始および停止を行うことができ、これらのレーザダイオード２１ａ及び発光ダイオード群２１ｂからの第１の光および第２の光は、適宜切り替え可能に構成される。
The
コリメートレンズ２２ｂは、発光ダイオード群２１ｂによって発せられた第２の光をコリメートする。
The collimating lens 22b collimates the second light emitted by the light
ダイクロイックミラー２３ｂは、コリメートされた後の第１の光、及びコリメートされた後の第２の光を、偏光ビームスプリッタ２４に向けた同一の光路に進ませる。なお、ダイクロイックミラー２３ｂが、合成光学系として構成されていてもよい。
The dichroic mirror 23b directs the first light after collimating and the second light after collimating into the same optical path toward the polarizing
偏光ビームスプリッタ２４は、第１の光および第２の光を１／４波長板２５に向けて偏光する。なお、偏光ビームスプリッタ２４に入射する第１の光および第２の光がＳ偏光となるように、レーザダイオード２１ａ及び発光ダイオード群２１ｂがグルコース測定装置１に取り付けられている。
The polarization beam splitter 24 deflects the first light and the second light toward the
１／４波長板２５は、第１の光および第２の光を、例えば円筒形状をした導光ロッド３０のグルコース測定装置１側の端面３１ａに入射させる。
The 1/4
導光ロッド３０は、第１の光および第２の光をグルコース測定装置１側から生体側へ、または、生体側からグルコース測定装置１側へと導く。導光ロッド３０は、グルコース測定装置１側に第１の端面としての端面３１ａを備え、グルコース測定装置１とは反対側に生体に押し当てられる第２の端面としての端面３１ｂを備える。後述するように、導光ロッド３０は、長軸方向に伸縮することで端面３１ａ，３１ｂ間の距離が変更可能に構成される。
The
導光ロッド３０は、導光ロッド３０の端面３１ａに入射された第１の光および第２の光を、導光ロッド３０の内部を伝播させて、もう一方の端面３１ｂから出射し、端面３１ｂに押し当てられた生体に照射する。
The
導光ロッド３０は、生体から端面３１ｂへと戻ってきた第１の光および第２の光を、内部全反射によってグルコース測定装置１側の端面３１ａまで導光し、グルコース測定装置１の内部へと出射する。
The
導光ロッド３０のグルコース測定装置１側の端面３１ａからグルコース測定装置１内へと出射された第１の光および第２の光は、１／４波長板２５を介して偏光ビームスプリッタ２４に入射される。１／４波長板２５を往路および帰路において通過したことで、第１の光および第２の光は、偏光ビームスプリッタ２４に再び入射される際にはＰ偏光となっている。よって、偏光ビームスプリッタ２４に再び入射された第１の光および第２の光は、偏光ビームスプリッタ２４によって偏光されずに直進する。
The first light and the second light emitted from the
集光レンズ２６は、偏光ビームスプリッタ２４から直進してきた第１の光および第２の光を集光する。集光された第１の光および第２の光は、フォトダイオード２７へ向けて出射される。
The
センサとしてのフォトダイオード２７は、集光レンズ２６によって集光された第１の光および第２の光を受光する。フォトダイオード２７は、受光した第１の光および第２の光を電気信号に変換する。これによって、フォトダイオード２７は、導光ロッド３０のグルコース測定装置１側の端面３１ａ側における第１の光および第２の光の強度を検出することができる。フォトダイオード２７としては、第１の光の波長および第２の光の波長に感応するものであればよく、例えば、ＩｎＧａＡｓを用いた安価なフォトダイオードが採用され得る。フォトダイオード２７によって出力された信号は、制御回路１０に入力される。
The
制御回路１０は、導光ロッド３０を伸縮させつつ、レーザダイオード２１ａ、発光ダイオード群２１ｂ、及びフォトダイオード２７を駆動して、フォトダイオード２７によって検出された第１の光および第２の光の強度に基づいて、生体の血液中のグルコースの濃度を演算する。そのための構成として、制御回路１０は、プロセッサ１１及びメモリ１２を備える。ただし、制御回路１０は、フォトダイオード２７からの信号を増幅するアンプ回路、及び信号をデジタル値に変換するアナログ／デジタル変換回路などを適宜備えることができる。
The
記憶部としてのメモリ１２には、第１の光の強度と、第２の光の強度と、血液中のグルコースの濃度と、の間の相関関係が記録された相関関係情報１２ａが格納されている。
The
例えば、血液中のグルコースの濃度が高いほど、グルコースによる第１の光の吸収量が増加する。よって、相関関係情報１２ａによれば、第１の光の吸収量が大きいほど、つまり第１の光の強度が弱いほど、血液中のグルコースの濃度が高くなるように、第１の光の強度と、血液中のグルコースの濃度と、の間の関係が定められている。
For example, the higher the concentration of glucose in the blood, the greater the amount of first light absorbed by glucose. Therefore, according to the
また、後述する外乱要因の影響が大きいほど、第１の光および第２の光の吸収量が増加する。よって、相関関係情報１２ａによれば、外乱要因による第１の光のロスを補正する意味で、第２の光の吸収量が多いほど、つまり第２の光の強度が弱いほど、血液中のグルコースの濃度が低くなるように、第２の光の強度と、血液中のグルコースの濃度と、の間の関係が定められている。
Further, the greater the influence of the disturbance factor described later, the greater the amount of absorption of the first light and the second light. Therefore, according to the
なお、第１の光の強度と、第２の光の強度と、血液中のグルコースの濃度と、の間の相関関係は、実験等によって予め取得されたものである。一例では、多数の被験者に対し、採血による血液中のグルコースの濃度の測定と、第１の光の強度の検出と、第２の光の強度の検出と、を実施し、検出された血液中のグルコースの濃度と、検出された第１の光の強度と、検出された第２の光の強度と、の関係をフィッティングすることによって、相関関係情報１２ａが生成される。
The correlation between the intensity of the first light, the intensity of the second light, and the concentration of glucose in the blood was obtained in advance by an experiment or the like. In one example, a large number of subjects were subjected to measurement of glucose concentration in blood by blood sampling, detection of first light intensity, and detection of second light intensity in the detected blood.
ただし、相関関係情報１２ａは、計算によって求められてもよい。また、相関関係情報１２ａが定める、第１の光の強度、第２の光の強度、及び血液中のグルコースの濃度の関係は、上記の関係と相違していてもよい。
However, the
メモリ部１２には、また、レーザダイオード２１ａ、発光ダイオード群２１ｂ、及びフォトダイオード２７と、生体との適正距離が、第１の光の波長および第２の光の波長ごとに記録された適正距離情報１２ｂが格納されている。
In the
処理部としてのプロセッサ１１は、適正距離情報１２ｂに基づいて導光ロッド３０の端面３１ａ，３１ｂ間の距離を適宜変更させながら、レーザダイオード２１ａと、発光ダイオード群２１ｂと、をそれぞれ異なるタイミングで発光させ、フォトダイオード２７から出力される、第１の光の強度を示す信号と、第２の光の強度を示す信号と、を取得する。そして、プロセッサ１１は、取得した各信号と、相関関係情報１２ａと、に基づいて血液中のグルコースの濃度を演算する。
The
なお、プロセッサ１１は、例えばＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）によって構成されてもよいし、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ−Ｐｒｏｇｒａｍｍｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）またはＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）などを利用した専用のハードウェア（回路）によって実現されてもよい。
The
制御回路１０は、演算によって得られた血液中のグルコースの濃度を、測定結果として表示装置１３に送る。
The
表示装置１３は、例えば、ＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）またはＯＥＬＤ（Ｏｒｇａｎｉｃ Ｅｌｅｃｔｒｏｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ Ｄｉｓｐｌａｙ）等である。表示装置１３は、制御回路１０から送られてきた血液中のグルコースの濃度を、使用者が視認可能な態様で表示する。表示装置１３は、グルコース濃度を、数値情報として表示してもよいし、グラフやバーなどによって表示してもよい。
The
なお、グルコース測定装置１は、必ずしも表示装置１３を備えていなくてもよい。グルコース測定装置１は、表示装置１３に加え、あるいは、替えて、スピーカを備え、血液中のグルコースの濃度をスピーカによって音声情報として出力してもよい。
The
また、グルコース測定装置１は、パーソナルコンピュータなどの外部機器に接続可能な有線または無線のインタフェースを備え、制御回路１０は、演算によって得た血液中のグルコースの濃度を、上記のインタフェースを介して外部機器に出力してもよい。
Further, the
（導光ロッドの構成例）
次に、図２を用いて、実施形態のグルコース測定装置１の導光ロッド３０の構成例について説明する。図２は、実施形態にかかるグルコース測定装置１が備える導光ロッド３０の構成の一例を説明する模式図である。
(Structure example of light guide rod)
Next, a configuration example of the
図２に示すように、導光ロッド３０は、ボディ３２、端面３１ａ，３１ｂ、導光路３３、及び複数のスペーサ３４を備える。導光ロッド３０は、使用波長である４００ｎｍ〜８００ｎｍ、８００ｎｍ〜１０００ｎｍ、１０００ｎｍ〜１５００ｎｍ、及び１５００ｎｍ〜１７００ｎｍ等の波長の光の導光ロッド３０外への伝播を抑制する遮光性を有する材料で構成される。
As shown in FIG. 2, the
導光ロッド３０は、端面３１ａにおいてグルコース測定装置１に取り付けられるよう構成されている。導光ロッド３０は、グルコース測定装置１に取り付けられる端面３１ａとは反対側の端面３１ｂに、スペーサ３４を有する。導光ロッド３０は、例えば本実施形態のように、複数のスペーサ３４を有してもよい。
The
導光ロッド３０のボディ３２及び複数のスペーサ３４は、例えば略円筒形状に構成され、導光ロッド３０の中央は、一方の端面３１ａから他方の端面３１ｂへと連通する導光路３３となっている。ただし、導光ロッド３０は、円筒形状ではなく多角柱状であってもよい。このように、導光ロッド３０は、中央に導光路３３を有する柱状形状を取ることができる。第１の光および第２の光は、この導光路３３を通って、グルコース測定装置１から生体へ、または、生体からグルコース測定装置１へと進行する。
The
端面３１ｂ側の複数のスペーサ３４は、導光ロッド３０の軸方向において折り畳み、または、伸び広げることが可能に構成される。具体的には、スペーサ３４の少なくとも１つが導光ロッド３０の軸方向においてボディ３２に入り込むことで、端面３１ａと端面３１ｂの距離を短くできる。また、スペーサ３４の少なくとも１つが導光ロッド３０の軸方向においてボディ３２から繰り出されることで、端面３１ａと端面３１ｂの距離を長くできる。これにより、端面３１ａ，３１ｂ間の距離、つまり、導光ロッド３０の伸縮方向の長さが、例えば０．５ｍｍ間隔で、適宜変更可能に構成される。
The plurality of
このような構成により、導光ロッド３０がグルコース測定装置１に装着され、導光ロッド３０の端面３１ｂが生体に押し当てられた状態で、レーザダイオード２１ａ、発光ダイオード群２１ｂ、及びフォトダイオード２７と、生体との距離が、例えば０．５ｍｍ〜３．０ｍｍの範囲内において０．５ｍｍ間隔で調整可能である。
With such a configuration, the
このように、導光ロッド３０は、レーザダイオード２１ａ、発光ダイオード群２１ｂ、及びフォトダイオード２７と、生体との距離を調整するスペーサとしても機能する。
As described above, the
なお、実施形態のグルコース測定装置１においては、レーザダイオード２１ａ、発光ダイオード群２１ｂ、及びフォトダイオード２７は、例えば同一のプリント基板上に配置されている。したがって、レーザダイオード２１ａと生体間、発光ダイオード群２１ｂと生体間、及びフォトダイオード２７と生体間の距離は、その時々の導光ロッド３０の伸長状態において互いに略等しい。
In the
（レーザダイオード等の配置例）
次に、図３を用いて、レーザダイオード２１ａ、発光ダイオード群２１ｂ、及びフォトダイオード２７の配置例について説明する。
(Example of arrangement of laser diode, etc.)
Next, an arrangement example of the
図３は、実施形態にかかるグルコース測定装置１が備えるレーザダイオード２１ａ、発光ダイオード群２１ｂ、及びフォトダイオード２７の配置の一例を示す図である。図３は、レーザダイオード２１ａ、発光ダイオード群２１ｂ、及びフォトダイオード２７を、導光ロッド３０の生体側の端面３１ｂ側から眺めたときの様子を示す。
FIG. 3 is a diagram showing an example of the arrangement of the
図３に示すように、レーザダイオード２１ａ、発光ダイオード群２１ｂ、及びフォトダイオード２７は、例えば導光ロッド３０の端面３１ｂ側から視認可能なように、導光ロッド３０の導光路３３の内壁面で囲われた開口部内に収まるように配置されている。つまり、導光路３３を軸方向から見たときに導光路３３の開口部によって規定される面内に収まるよう配置されている。
As shown in FIG. 3, the
導光路３３の開口の中央部分には、例えばレーザダイオード２１ａが配置される。図３の例のように、レーザダイオード２１ａは複数のＬＤランプを備えていてもよい。
For example, a
発光ダイオード群２１ｂは、例えばレーザダイオード２１ａの外周を取り巻くように配置されている。発光ダイオード群２１ｂは複数のＬＥＤランプを備えていてもよい。これらの複数のＬＥＤランプのうち、例えば幾つかは４５０ｎｍの波長を有し、また幾つかは５２０ｎｍの波長を有し、また幾つかは６６０ｎｍの波長を有し、また幾つかは８１０ｎｍの波長を有し、また幾つかは９５０ｎｍの波長を有し、また幾つかは１３１０ｎｍの波長を有し、また幾つかは１４５０ｎｍの波長を有するように構成することができる。
The light emitting
フォトダイオード２７は、例えば発光ダイオード群２１ｂの外周を取り巻くように配置されている。これにより、フォトダイオード２７と、レーザダイオード２１ａ及び発光ダイオード群２１ｂとの距離が均等になるよう、これらの構成を配置することができる。
The
なお、レーザダイオード２１ａが発する第１の光の波長が例えば１５５０ｎｍであるとき、フォトダイオード２７とレーザダイオード２１ａとの中心間の距離は、例えば２．０ｍｍ〜３．０ｍｍの範囲内であることが好ましく、これらの中心間の距離は例えば３．０ｍｍである。
When the wavelength of the first light emitted by the
また、発光ダイオード群２１ｂのそれぞれの発光ダイオードが発する第２の光の波長によって、フォトダイオード２７と、これらの発光ダイオードとには好ましい距離が存在する。したがって、フォトダイオード２７と、これらの発光ダイオードとも、適宜、適正な距離に配置されていることが好ましい。
Further, there is a preferable distance between the
（光の波長の選定）
次に、図４〜図７を用いて、実施形態のグルコース測定装置１で使用される第１の光および第２の光の波長の選定理由について説明する。
(Selection of wavelength of light)
Next, with reference to FIGS. 4 to 7, the reason for selecting the wavelengths of the first light and the second light used in the
図４は、生体に照射された光の進路のバリエーションを説明するための模式図である。図４に示すように、人体の皮膚は、最も外側が表皮層によって覆われている。真皮層は、表皮層の下に存在する。真皮層のさらに下には、皮下組織が存在する。人体の前腕の場合、表皮層、真皮層、及び皮下組織の厚さは、それぞれ、０．２ｍｍ、２．０ｍｍ、０．９ｍｍ程度である。 FIG. 4 is a schematic diagram for explaining variations in the path of light irradiated to a living body. As shown in FIG. 4, the outermost skin of the human body is covered with the epidermis layer. The dermis layer lies below the epidermis layer. Below the dermis layer is the subcutaneous tissue. In the case of the forearm of the human body, the thicknesses of the epidermis layer, the dermis layer, and the subcutaneous tissue are about 0.2 mm, 2.0 mm, and 0.9 mm, respectively.
生体に光２００が照射されると、光２００の一部は、光２０１のように、表皮層の表面において反射される。 When the living body is irradiated with the light 200, a part of the light 200 is reflected on the surface of the epidermis layer like the light 201.
生体に照射された光２００のうちの残りの光２０２は表皮層に侵入し、表皮層に侵入した光２０２のうちの一部は、光２０３のように、表皮層内で反射して生体外に戻る。
The remaining
表皮層に侵入した光２０２のうちの残りの光２０４は、表皮層の下の真皮層に侵入する。真皮層に侵入した光２０４のうちの一部は、光２０５や光２０６のように、真皮層内で反射して生体外に戻る。
The remaining
真皮層に侵入した光２０４うちの残りの光２０７は、真皮層の下の皮下組織に侵入する。皮下組織に侵入した光２０７のうちの一部は、光２０８のように、皮下組織内で反射して生体外に戻る。
The remaining
ところで、真皮層の間質液にはグルコースが含まれており、真皮層の間質液中のグルコース濃度は、血液中のグルコースの濃度と相関関係を有する。そこで、グルコースに吸収され易く、かつ、表皮を透過して真皮層に伝播できるよう、皮膚の構成成分などによって吸収され難い特性を有する光を用い、真皮層の間質液に含まれるグルコースの濃度を直接の検出対象とすることが考えられる。 By the way, glucose is contained in the interstitial fluid of the dermis layer, and the glucose concentration in the interstitial fluid of the dermis layer has a correlation with the glucose concentration in blood. Therefore, the concentration of glucose contained in the interstitial fluid of the dermis layer is used by using light that is easily absorbed by glucose and has the property of being difficult to be absorbed by the constituents of the skin so that it can pass through the epidermis and propagate to the dermis layer. Can be considered as a direct detection target.
つまり、上記の反射光である光２０１，２０３，２０５，２０６，２０８のうちの、真皮層内で反射して戻ってくる光２０５，２０６をできるだけ多く集めることができれば、真皮層中のグルコースの濃度を精度よく検出することができる。なお、本明細書では、光２０５，２０６のように、真皮層内で反射して戻ってくる光を真皮層からの戻り光などとも称する。
That is, if as much of the above reflected light 201, 203, 205, 206, 208 as possible, the light 205, 206 reflected and returned in the dermis layer can be collected, the glucose in the dermis layer can be collected. The concentration can be detected accurately. In this specification, the light reflected and returned in the dermis layer, such as
上記のように、グルコースに吸収され易い特性を有するだけでなく、表皮を透過して真皮層を伝播できるように、皮膚の構成成分などによって吸収され難い特性を有する光の波長としては、例えば１５００ｎｍ〜１７００ｎｍの光がある。図５に、グルコースによる近赤外光の吸収特性を示す。 As described above, the wavelength of light that not only has the property of being easily absorbed by glucose but also has the property of being difficult to be absorbed by skin constituents so that it can pass through the epidermis and propagate through the dermis layer is, for example, 1500 nm. There is light of ~ 1700 nm. FIG. 5 shows the absorption characteristics of near-infrared light by glucose.
図５は、グルコースによる近赤外光の吸収特性を示すグラフである。図５の横軸は波長（ｎｍ）であり、縦軸は吸光度Ａｂｓ（Ａｂｓｏｒｂａｎｃｅ）である。図５に示すように、１５５０ｎｍ付近をピークとする１５００ｎｍ〜１７００ｎｍの光は、グルコースによる吸光度が極めて高い。 FIG. 5 is a graph showing the absorption characteristics of near-infrared light by glucose. The horizontal axis of FIG. 5 is the wavelength (nm), and the vertical axis is the absorbance Abs (Absorbance). As shown in FIG. 5, light having a peak of around 1550 nm and having a peak of 1500 nm to 1700 nm has extremely high absorbance due to glucose.
このことから、上述のように、グルコース測定装置１の第１の光源として、１５００ｎｍ〜１７００ｎｍの範囲から選択された波長であって、例えば１５５０ｎｍの波長の第１の光を発するレーザダイオード２１ａを採用することが考えられる。そして、生体から戻ってきた第１の光の強度の低下量が、真皮層の間質液中のグルコース濃度に対して良好な相関を有することが期待される。しかし、例えば図６に示すように、皮膚等による第１の光の吸収は皆無ではない。
For this reason, as described above, as the first light source of the
図６は、グルコースとアルブミンとによる近赤外光の吸収特性を示すグラフである。アルブミンは、皮膚の主要な構成成分である脂質等に含まれる成分である。 FIG. 6 is a graph showing the absorption characteristics of near-infrared light by glucose and albumin. Albumin is a component contained in lipids and the like, which are the main constituents of the skin.
図６に示すように、１５００ｎｍ〜１７００ｎｍの波長範囲１００の光は、グルコースによる吸光度には劣るものの、アルブミンによっても吸収される。したがって、グルコース測定装置１に用いる第１の光の波長として１５００ｎｍ〜１７００ｎｍを採用した場合、生体から戻ってきた第１の光の強度の低下量には、アルブミンによる影響も含まれることとなる。
As shown in FIG. 6, light in the
実際のところ、第１の光の強度の低下に影響を及ぼし得る生体物質はアルブミン以外にも幾つか考えられる。このように、グルコース濃度の測定において外乱要因となり得る代表的な生体物質を図７に挙げる。 As a matter of fact, there are several possible biological substances other than albumin that can affect the decrease in the intensity of the first light. As described above, a typical biological substance that can be a disturbing factor in the measurement of glucose concentration is shown in FIG.
図７は、グルコース濃度の測定において外乱要因となる主な生体物質および各生体物質による吸収ピーク波長を示す図である。図７に示すように、外乱要因となり得る生体物質としては、例えばビリルビン、メラニン色素、濁り、酸素結合型ヘモグロビン、還元型ヘモグロビン、水分、及び脂質（アルブミン）等がある。そして、これらの生体物質により吸収される光のピーク波長は、それぞれ４５０ｎｍ、５２０ｎｍ、６６０ｎｍ、８１０ｎｍ、９５０ｎｍ、１４５０ｎｍ、及び１７２７ｎｍ等である。 FIG. 7 is a diagram showing the main biological substances that cause disturbance in the measurement of glucose concentration and the absorption peak wavelengths of each biological substance. As shown in FIG. 7, examples of biological substances that can cause disturbance include bilirubin, melanin pigment, turbidity, oxygen-bound hemoglobin, reduced hemoglobin, water, and lipid (albumin). The peak wavelengths of light absorbed by these biological substances are 450 nm, 520 nm, 660 nm, 810 nm, 950 nm, 1450 nm, 1727 nm and the like, respectively.
そこで、これらの生体物質による第１の光のロスを補うため、例えばこれらの生体物質の吸収ピーク波長においても光の強度測定を行い、光の強度が低下した分だけ、グルコース濃度を低く見積もるように補正することが考えられる。 Therefore, in order to compensate for the loss of the first light due to these biological substances, for example, the light intensity is measured even at the absorption peak wavelength of these biological substances, and the glucose concentration is underestimated as the light intensity decreases. It is conceivable to correct to.
このことから、上述のように、グルコース測定装置１の第２の光源として、４００ｎｍ〜８００ｎｍの範囲から選択された波長であって、例えば４５０ｎｍ、５２０ｎｍ、及び６６０ｎｍの波長の第２の光をそれぞれ発する発光ダイオード、８００ｎｍ〜１０００ｎｍの範囲から選択された波長であって、例えば８１０ｎｍ、及び９５０ｎｍの波長の第２の光をそれぞれ発する発光ダイオード、及び１０００ｎｍ〜１５００ｎｍの範囲から選択された波長であって、例えば１３１０ｎｍ及び１４５０ｎｍの波長の第２の光をそれぞれ発する発光ダイオード、を含む発光ダイオード群２１ｂを採用することが考えられる。ただし、図７の例で脂質（アルブミン）の吸収ピーク波長として挙がっている１７２７ｎｍの代わりに、実施形態のグルコース測定装置１では、赤外光通信の分野で広く使われている、１３１０ｎｍの波長の光を採用している。
Therefore, as described above, as the second light source of the
そして、生体から戻ってきた第２の光のそれぞれの強度の低下量に応じて、第１の光の強度のみから導き出されるグルコース濃度を補正する。このように、実施形態のグルコース測定装置１では、第２の光の強度の低下量に基づき外乱要因を除去し、精度の高いグルコース濃度を得る。
Then, the glucose concentration derived only from the intensity of the first light is corrected according to the amount of decrease in the intensity of the second light returned from the living body. As described above, in the
（生体との適正距離）
上述のように、光学式のグルコース濃度測定においては、測定に用いる真皮層からの戻り光として検出される光量が極めて微量なため、精度の高い濃度測定が困難となる場合がある。そして、戻り光の検出量を向上させるためには、フォトダイオード等のセンサ及びレーザダイオード等の光源と、生体との距離をなるべく近接させることが好ましいというのが、これまでの一般的な考え方であった。
(Appropriate distance to the living body)
As described above, in the optical glucose concentration measurement, since the amount of light detected as the return light from the dermis layer used for the measurement is extremely small, it may be difficult to measure the concentration with high accuracy. Then, in order to improve the detection amount of the return light, it is preferable to make the distance between the sensor such as a photodiode and the light source such as a laser diode as close as possible to the living body. there were.
本発明者も、戻り光の検出量を向上させるべく種々の試みを行った。そのような鋭意研究の結果、本発明者は、上記の一般的な考え方に依らず、光源およびセンサと生体との距離には適正値があることを見出した。以下、光源およびセンサと生体との適正な距離について、図８〜図１０を用いて説明する。 The present inventor has also made various attempts to improve the amount of return light detected. As a result of such diligent research, the present inventor has found that there is an appropriate value in the distance between the light source and the sensor and the living body, regardless of the above general idea. Hereinafter, the appropriate distance between the light source and the sensor and the living body will be described with reference to FIGS. 8 to 10.
図８は、生体に照射された光の伝送をシミュレーションした解析結果を示す図である。図８に示すように、シミュレーションでは、人体の表皮から光源（ＬＥＤ）及びセンサ（ＰＤ）を所定距離離した状態で、光源から表皮に向けて光を照射したときの、入射光（照射光）、反射光、及び人体内での伝播光等の軌跡を描かせた。そして、人体の表皮から光源およびセンサの距離を変化させ、また、光源とセンサとの距離を変化させて、光の伝送の変化を解析した。このようなシミュレーションにより、生体から光源およびセンサの距離、並びに光源とセンサとの距離には、所定の相関関係があることが判った。 FIG. 8 is a diagram showing an analysis result simulating the transmission of light applied to a living body. As shown in FIG. 8, in the simulation, the incident light (irradiation light) when the light source (LED) and the sensor (PD) are separated from the skin of the human body by a predetermined distance and the light is emitted from the light source toward the skin. , Reflected light, and propagating light in the human body. Then, the change in light transmission was analyzed by changing the distance between the light source and the sensor from the skin of the human body and changing the distance between the light source and the sensor. From such a simulation, it was found that there is a predetermined correlation between the distance from the living body to the light source and the sensor, and the distance between the light source and the sensor.
図９は、生体と光源およびセンサとの距離、並びに光源とセンサとの距離が真皮層からの戻り光の強度に与える影響を示すグラフである。図９の横軸は光源およびセンサと表皮までの距離（ｍｍ）であり、縦軸は真皮層からの戻り光の強度（％）である。図９においては、光源を１５５０ｎｍの波長を有する発光ダイオードとし、センサを１ｍｍ角のフォトダイオードとし、光源とセンサとの距離が各々１．５ｍｍ、２．０ｍｍ、３．０ｍｍのときの、真皮層からの戻り光の強度を解析した。なお、真皮層からの戻り光の検出強度（受光量）は、フォトダイオードのサイズには依存しないことが判っている。 FIG. 9 is a graph showing the influence of the distance between the living body and the light source and the sensor and the distance between the light source and the sensor on the intensity of the return light from the dermis layer. The horizontal axis of FIG. 9 is the distance (mm) between the light source and the sensor and the epidermis, and the vertical axis is the intensity (%) of the return light from the dermis layer. In FIG. 9, the light source is a light emitting diode having a wavelength of 1550 nm, the sensor is a 1 mm square photodiode, and the dermal layer is when the distances between the light source and the sensor are 1.5 mm, 2.0 mm, and 3.0 mm, respectively. The intensity of the return light from the light source was analyzed. It is known that the detection intensity (light receiving amount) of the return light from the dermis layer does not depend on the size of the photodiode.
図９に示すように、真皮層からの戻り光のセンサによる受光量は、光源およびセンサと表皮までの距離が所定距離のときにピークを有している。また、そのピーク位置は、光源とセンサとの距離に応じて異なっている。 As shown in FIG. 9, the amount of light received by the sensor for the return light from the dermis layer has a peak when the distance between the light source and the sensor and the epidermis is a predetermined distance. Further, the peak position differs depending on the distance between the light source and the sensor.
すなわち、光源とセンサとの距離が３．０ｍｍのとき、真皮層からの戻り光の受光量は、光源およびセンサと表皮までの距離が２．０ｍｍにおいてピークを有する。また、光源とセンサとの距離が２．０ｍｍのとき、真皮層からの戻り光の受光量は、光源およびセンサと表皮までの距離が１．０ｍｍにおいてピークを有する。また、光源とセンサとの距離が１．５ｍｍのときには、真皮層からの戻り光の受光量にはピーク値が見られなかった。 That is, when the distance between the light source and the sensor is 3.0 mm, the amount of received return light from the dermis layer has a peak when the distance between the light source and the sensor and the epidermis is 2.0 mm. Further, when the distance between the light source and the sensor is 2.0 mm, the amount of received return light from the dermis layer has a peak when the distance between the light source and the sensor and the epidermis is 1.0 mm. Further, when the distance between the light source and the sensor was 1.5 mm, no peak value was observed in the amount of return light received from the dermis layer.
光源とセンサとの距離が１．５ｍｍのとき戻り光がピーク値を有さないのは、光源とセンサとが近接しすぎたことで、表皮と乱反射した光をセンサが優位に検出してしまったっためと考えられる。 When the distance between the light source and the sensor is 1.5 mm, the return light does not have a peak value because the light source and the sensor are too close to each other, and the sensor predominantly detects the light diffusely reflected from the epidermis. It is thought that it was a good idea.
以上のことから、これまで一般的に考えられてきたように光源およびセンサと表皮までの距離が近いほど真皮層からの戻り光の受光量は増すというわけではなく、戻り光の受光量を高めるには、光源およびセンサと表皮までの距離を適正に保つことが効果的であることが判る。また、その距離は光源とセンサとの距離によっても異なり得る。 From the above, as has been generally considered, the shorter the distance between the light source and the sensor and the epidermis, the more the amount of return light received from the dermis layer does not increase, but the amount of return light received increases. It can be seen that it is effective to maintain an appropriate distance between the light source and the sensor and the dermis. The distance may also vary depending on the distance between the light source and the sensor.
図１０は、各波長における生体と光源およびセンサとの適正距離を示すグラフである。図１０の横軸は光源およびセンサと表皮までの距離（ｍｍ）であり、縦軸は真皮層からの戻り光の強度（％）である。図１０においては、光源を４５０ｎｍ、５２０ｎｍ、６６０ｎｍ、８１０ｎｍ、９５０ｎｍ、１３１０ｎｍ、１４５０ｎｍ、及び１５５０ｎｍの波長をそれぞれ有する発光ダイオードとし、センサを１ｍｍ角のフォトダイオードとし、光源とセンサとの距離が３．０ｍｍのときの、真皮層からの戻り光の強度を解析した。 FIG. 10 is a graph showing an appropriate distance between the living body and the light source and the sensor at each wavelength. The horizontal axis of FIG. 10 is the distance (mm) between the light source and the sensor and the epidermis, and the vertical axis is the intensity (%) of the return light from the dermis layer. In FIG. 10, the light source is a light emitting diode having wavelengths of 450 nm, 520 nm, 660 nm, 810 nm, 950 nm, 1310 nm, 1450 nm, and 1550 nm, respectively, the sensor is a 1 mm square photodiode, and the distance between the light source and the sensor is 3. The intensity of the return light from the dermal layer at 0 mm was analyzed.
図１０に示すように、４５０ｎｍ、５２０ｎｍ、及び６６０ｎｍの光では、光源およびセンサと表皮までの距離が１．０ｍｍのとき、真皮層からの戻り光の受光量がピークを有する。８１０ｎｍ及び９５０ｎｍの光では、光源およびセンサと表皮までの距離が１．５ｍｍのとき、真皮層からの戻り光の受光量がピークを有する。１４５０ｎｍ及び１５５０ｎｍの光では、光源およびセンサと表皮までの距離が２．０ｍｍのとき、真皮層からの戻り光の受光量がピークを有する。１３１０ｎｍの光についてのデータは無いが、８１０ｎｍ及び９５０ｎｍの光ならびに１４５０ｎｍ及び１５５０ｎｍの光のデータから、１３１０ｎｍの光では、光源およびセンサと表皮までの距離が２．０ｍｍ付近において、真皮層からの戻り光の受光量がピークを有すると推測される。 As shown in FIG. 10, in the light of 450 nm, 520 nm, and 660 nm, the amount of received return light from the dermis layer has a peak when the distance between the light source and the sensor and the epidermis is 1.0 mm. In the light of 810 nm and 950 nm, when the distance between the light source and the sensor and the epidermis is 1.5 mm, the amount of the return light received from the dermis layer has a peak. For light at 1450 nm and 1550 nm, the amount of return light received from the dermis layer has a peak when the distance between the light source and the sensor and the epidermis is 2.0 mm. There is no data for 1310 nm light, but from the data for 810 nm and 950 nm light and 1450 nm and 1550 nm light, for 1310 nm light, the return from the dermis layer when the distance between the light source and sensor and the epidermis is around 2.0 mm. It is presumed that the amount of light received has a peak.
このことから、真皮層からの戻り光の受光量を高めるための光源およびセンサと表皮までの適正距離は、使用する光の波長によっても異なることが判る。したがって、実施形態のグルコース測定装置１において、各波長の戻り光の強度を測定する際には、それぞれの波長における適正距離にて測定を行うことが好ましい。
From this, it can be seen that the appropriate distance between the light source and the sensor for increasing the amount of return light received from the dermis layer and the epidermis differs depending on the wavelength of the light used. Therefore, when measuring the intensity of the return light of each wavelength in the
（グルコース測定装置による測定例）
次に、図１１を用いて、実施形態のグルコース測定装置１によるグルコース濃度の測定処理の例について説明する。図１１は、実施形態にかかるグルコース測定装置１によるグルコース濃度の測定処理の手順の一例を示すフロー図である。図１１において、グルコース測定装置１の導光ロッド３０の端面３１ｂは、人体の指先等の生体に押し当てられ、グルコース濃度の測定が可能な状態にあるものとする。
(Measurement example using a glucose measuring device)
Next, an example of the glucose concentration measurement process by the
図１１に示すように、グルコース測定装置１のプロセッサ１１は、これから生体に向けて照射される１５５０ｎｍ、１４５０ｎｍ、及び１３１０ｎｍの光の真皮層からの戻り光として、フォトダイオード２７において適正な受光量が得られるよう、導光ロッド３０を伸縮させて、フォトダイオード２７と表皮との距離を調整する（ステップＳ１１）。
As shown in FIG. 11, the
つまり、プロセッサ１１は、メモリ１２に格納される適正距離情報１２ｂを参照し、導光ロッド３０のスペーサ３４を調整して、導光ロッド３０の端面３１ａ，３１ｂ間の距離が第１の距離となるよう、導光ロッド３０の長さを調整する。これにより、例えば、フォトダイオード２７と表皮との距離が、１５５０ｎｍ、１４５０ｎｍ、及び１３１０ｎｍの波長における適正値である２．０ｍｍとなる。ここで、端面３１ａ，３１ｂ間の距離である第１の距離は、フォトダイオード２７と表皮との距離が２．０ｍｍとなるように調整された距離である。ただし、調整の結果、第１の距離が２．０ｍｍと略等しく、または完全に等しくなっていてもよい。
That is, the
プロセッサ１１は、例えば１５５０ｎｍの第１の光を発するレーザダイオード２１ａを発光させる（ステップＳ１２）。
The
プロセッサ１１は、レーザダイオード２１ａを発光させている間にフォトダイオード２７からの信号を取得して、生体の表面に照射されて戻ってきた１５５０ｎｍの第１の光の強度を判定する（ステップＳ１３）。プロセッサ１１は、レーザダイオード２１ａの発光を停止させる。
The
プロセッサ１１は、発光ダイオード群２１ｂのうち、例えば１４５０ｎｍの第２の光を発する発光ダイオードを発光させる（ステップＳ２２）。
The
プロセッサ１１は、１４５０ｎｍの波長の発光ダイオードを発光させている間にフォトダイオード２７からの信号を取得して、生体の表面に照射されて戻ってきた１４５０ｎｍの第２の光の強度を判定する（ステップＳ２３）。プロセッサ１１は、１４５０ｎｍの波長の発光ダイオードの発光を停止させる。
The
プロセッサ１１は、発光ダイオード群２１ｂのうち、例えば１３１０ｎｍの第２の光を発する発光ダイオードを発光させる（ステップＳ３２）。
The
プロセッサ１１は、１３１０ｎｍの波長の発光ダイオードを発光させている間にフォトダイオード２７からの信号を取得して、生体の表面に照射されて戻ってきた１３１０ｎｍの第２の光の強度を判定する（ステップＳ３３）。プロセッサ１１は、１３１０ｎｍの波長の発光ダイオードの発光を停止させる。
The
プロセッサ１１は、次に生体に向けて照射される９５０ｎｍ及び８１０ｎｍの光の真皮層からの戻り光として、フォトダイオード２７において適正な受光量が得られるよう、導光ロッド３０を伸縮させて、フォトダイオード２７と表皮との距離を調整する（ステップＳ４１）。
The
つまり、プロセッサ１１は、メモリ１２に格納される適正距離情報１２ｂを参照し、導光ロッド３０のスペーサ３４を調整して、導光ロッド３０の端面３１ａ，３１ｂ間の距離が第２の距離となるよう、導光ロッド３０の長さを調整する。これにより、例えば、フォトダイオード２７と表皮との距離が、９５０ｎｍ及び８１０ｎｍの波長における適正値である１．５ｍｍとなる。ここで、端面３１ａ，３１ｂ間の距離である第２の距離は、フォトダイオード２７と表皮との距離が１．５ｍｍとなるように調整された距離である。ただし、調整の結果、第２の距離が１．５ｍｍと略等しく、または完全に等しくなっていてもよい。
That is, the
なお、ステップＳ２２，Ｓ３２を実施するにあたり、導光ロッド３０の長さ調整を実施しないのは、導光ロッド３０の端面３１ａ，３１ｂ間の距離が、ステップＳ１１において、第２の光である１４５０ｎｍ及び１３１０ｎｍの波長の光に対して既に調整済みとなっているためである。つまり、ステップＳ１１において調整された導光ロッド３０の端面３１ａ，３１ｂ間の距離は、１５５０ｎｍの第１の光に対してフォトダイオード２７と表皮とを適正距離にするための第１の距離であるとともに、１４５０ｎｍ及び１３１０ｎｍの第２の光に対してフォトダイオード２７と表皮とを適正距離にするための第２の距離でもあるといえる。
In carrying out steps S22 and S32, the length of the
プロセッサ１１は、発光ダイオード群２１ｂのうち、例えば９５０ｎｍの第２の光を発する発光ダイオードを発光させる（ステップＳ４２）。
The
プロセッサ１１は、９５０ｎｍの波長の発光ダイオードを発光させている間にフォトダイオード２７からの信号を取得して、生体の表面に照射されて戻ってきた９５０ｎｍの第２の光の強度を判定する（ステップＳ４３）。プロセッサ１１は、９５０ｎｍの波長の発光ダイオードの発光を停止させる。
The
プロセッサ１１は、発光ダイオード群２１ｂのうち、例えば８１０ｎｍの第２の光を発する発光ダイオードを発光させる（ステップＳ５２）。
The
プロセッサ１１は、８１０ｎｍの波長の発光ダイオードを発光させている間にフォトダイオード２７からの信号を取得して、生体の表面に照射されて戻ってきた８１０ｎｍの第２の光の強度を判定する（ステップＳ５３）。プロセッサ１１は、８１０ｎｍの波長の発光ダイオードの発光を停止させる。
The
プロセッサ１１は、次に生体に向けて照射される６６０ｎｍ、５２０ｎｍ、及び４５０ｎｍの光の真皮層からの戻り光として、フォトダイオード２７において適正な受光量が得られるよう、導光ロッド３０を伸縮させて、フォトダイオード２７と表皮との距離を調整する（ステップＳ６１）。
The
つまり、プロセッサ１１は、メモリ１２に格納される適正距離情報１２ｂを参照し、例えば、フォトダイオード２７と表皮との距離が、６６０ｎｍ、５２０ｎｍ、及び４５０ｎｍの波長における適正値である１．０ｍｍとなるよう、導光ロッド３０の端面３１ａ，３１ｂ間の距離が第２の距離に調整する。すなわち、ここでの第２の距離は、フォトダイオード２７と表皮との距離が１．０ｍｍとなるように調整された距離である。
That is, the
プロセッサ１１は、発光ダイオード群２１ｂのうち、例えば６６０ｎｍの第２の光を発する発光ダイオードを発光させる（ステップＳ６２）。
The
プロセッサ１１は、６６０ｎｍの波長の発光ダイオードを発光させている間にフォトダイオード２７からの信号を取得して、生体の表面に照射されて戻ってきた６６０ｎｍの第２の光の強度を判定する（ステップＳ６３）。プロセッサ１１は、６６０ｎｍの波長の発光ダイオードの発光を停止させる。
The
プロセッサ１１は、発光ダイオード群２１ｂのうち、例えば５２０ｎｍの第２の光を発する発光ダイオードを発光させる（ステップＳ７２）。
The
プロセッサ１１は、５２０ｎｍの波長の発光ダイオードを発光させている間にフォトダイオード２７からの信号を取得して、生体の表面に照射されて戻ってきた５２０ｎｍの第２の光の強度を判定する（ステップＳ７３）。プロセッサ１１は、５２０ｎｍの波長の発光ダイオードの発光を停止させる。
The
プロセッサ１１は、発光ダイオード群２１ｂのうち、例えば４５０ｎｍの第２の光を発する発光ダイオードを発光させる（ステップＳ８２）。
The
プロセッサ１１は、４５０ｎｍの波長の発光ダイオードを発光させている間にフォトダイオード２７からの信号を取得して、生体の表面に照射されて戻ってきた４５０ｎｍの第２の光の強度を判定する（ステップＳ８３）。プロセッサ１１は、４５０ｎｍの波長の発光ダイオードの発光を停止させる。
The
プロセッサ１１は、メモリ１２に格納される相関関係情報１２ａを参照し、ステップＳ１３，Ｓ２３，Ｓ３３，Ｓ４３，Ｓ５３，Ｓ６３，Ｓ７３，Ｓ８３の処理で得られた各波長の真皮層からの戻り光の強度に基づいて、真皮層の間質液中のグルコース濃度を算出する（ステップＳ９４）。
The
プロセッサ１１は、演算によって得られた真皮層の間質液中のグルコース濃度を血液中のグルコースの濃度として表示装置１３に出力する（ステップＳ９５）。
The
以上により、実施形態のグルコース測定装置１によるグルコース濃度の測定処理が終了する。
As described above, the glucose concentration measurement process by the
なお、ステップＳ１１，Ｓ４１，Ｓ６１の処理では、プロセッサ１１が、予めメモリ１２内に記憶させた適正距離情報１２ｂに基づいて、導光ロッド３０の長さを調整することとした。
In the processing of steps S11, S41, and S61, the
しかし、プロセッサ１１は、これから照射する波長のレーザダイオード２１ａまたは発光ダイオードを発光させながら導光ロッド３０を伸縮させて、フォトダイオード２７における受光量が最大となる位置で、導光ロッド３０の長さを固定してもよい。
However, the
フォトダイオード２７と生体との実際の距離は、導光ロッド３０を生体へ押し当てる強さ等によっても大きく変わり得る。このため、上記のように、フォトダイオード２７による受光量の実測値に基づいて導光ロッド３０の長さを調整することで、フォトダイオード２７と生体との距離を、より正確に適正距離に調整することが可能である。
The actual distance between the
また、プロセッサ１１は、フォトダイオード２７と生体との適正距離が互いに等しい波長の光を並行して照射して、真皮層からの戻り光を検出させてもよい。
Further, the
すなわち、ステップＳ１２〜Ｓ１３，Ｓ２２〜Ｓ２３，Ｓ３２〜Ｓ３３の処理を並行して実施することで、１５５０ｎｍ、１４５０ｎｍ、及び１３１０ｎｍの光を一括して照射し、これらの真皮層からの戻り光をそれぞれフォトダイオード２７で検出してもよい。
That is, by carrying out the processes of steps S12 to S13, S22 to S23, and S32 to S33 in parallel, light of 1550 nm, 1450 nm, and 1310 nm is collectively irradiated, and the return light from these dermis layers is emitted, respectively. It may be detected by the
また、ステップＳ４２〜Ｓ４３，Ｓ５２〜Ｓ５３の処理を並行して実施することで、９５０ｎｍ及び８１０ｎｍの光を一括して照射し、これらの真皮層からの戻り光をそれぞれフォトダイオード２７で検出してもよい。
Further, by carrying out the processes of steps S42 to S43 and S52 to S53 in parallel, light of 950 nm and 810 nm is collectively irradiated, and the return light from these dermis layers is detected by the
また、ステップＳ６２〜Ｓ６３，Ｓ７２〜Ｓ７３，Ｓ８２〜Ｓ８３の処理を並行して実施することで、６６０ｎｍ、５２０ｎｍ、及び４５０ｎｍの光を一括して照射し、これらの真皮層からの戻り光をそれぞれフォトダイオード２７で検出してもよい。
Further, by carrying out the processes of steps S62 to S63, S72 to S73, and S82 to S83 in parallel, light of 660 nm, 520 nm, and 450 nm is collectively irradiated, and the return light from these dermis layers is emitted, respectively. It may be detected by the
このとき、プロセッサ１１は、ダイクロイックミラー２３ｂを合成光学系として機能させ、一括して照射された複数の波長の光の光路を互いに合成して同一の光路とする。上記のような光の一括照射処理により、１回の測定処理に要する時間を短縮することができる。
At this time, the
（比較例）
実施形態のグルコース測定装置１に対する比較例として、上述の先行技術文献について説明する。
(Comparison example)
The above-mentioned prior art document will be described as a comparative example with respect to the
上述の特許文献１（特許第６４１５６０６号公報）によれば、真皮層の間質液に含まれるグルコースの濃度を検出するために、９．２６μｍの波長の光が使用される。光源が出射する光の波長は、ＹＡＧレーザ基本波の１．０６４μｍの近赤外光であるが、光パラメトリック発振によって９．２６μｍまで長くされる。９．２６μｍの波長の光は、生体表面に照射される。そして、生体表面から戻ってきた光の強度に基づいて、真皮層の間質液に含まれるグルコースの濃度が検出される。 According to the above-mentioned Patent Document 1 (Patent No. 6415606), light having a wavelength of 9.26 μm is used to detect the concentration of glucose contained in the interstitial fluid of the dermis layer. The wavelength of the light emitted by the light source is 1.064 μm near-infrared light of the YAG laser fundamental wave, but it is lengthened to 9.26 μm by optical parametric oscillation. Light having a wavelength of 9.26 μm irradiates the surface of the living body. Then, the concentration of glucose contained in the interstitial fluid of the dermis layer is detected based on the intensity of the light returned from the surface of the living body.
グルコースは９．２６μｍなどの中遠赤外の波長域での吸収感度が高いため、特許文献１によれば、高精度な濃度の測定が期待できる。しかしながら、ＹＡＧ光源自体が高価である。また、９．２６μｍの波長に対応した光学系としては、ガラス系の光学系が使用できないため、高価な化合物系材料を使用せざるを得ない。つまり、特許文献１に開示された技術によれば装置が高価となる。
Since glucose has high absorption sensitivity in the mid-far infrared wavelength range such as 9.26 μm, high-precision measurement of concentration can be expected according to
さらに、９．２６μｍの波長の光は、表皮層においてほとんどが吸収されるため、表皮層よりも下層にある真皮層におけるグルコースの濃度を検出することが困難である。 Furthermore, since most of the light having a wavelength of 9.26 μm is absorbed in the epidermis layer, it is difficult to detect the glucose concentration in the dermis layer below the epidermis layer.
これに対し、上述の特許文献２（特開２０１４−１８３９７１号公報）によれば、１４００ｎｍ、１６００ｎｍ、及び１７２７ｎｍの３波長の光が使用される。そして、各波長における検出値が行列演算で信号処理されることで、血液中のグルコースの濃度が推定される。 On the other hand, according to the above-mentioned Patent Document 2 (Japanese Unexamined Patent Publication No. 2014-183971), light having three wavelengths of 1400 nm, 1600 nm, and 1727 nm is used. Then, the concentration of glucose in the blood is estimated by signal processing the detected values at each wavelength by matrix calculation.
特許文献２に開示された技術で使用されるような近赤外の波長域の光は、ＹＡＧ光源よりも安価な発光素子によって得ることができる。さらに、この波長域の光は、９．２６μｍのような中遠赤外の波長域の光と比較して、生体組織に対する透過性が高いため、例えば真皮層のような表皮層よりも深い部位まで到達する。
Light in the near-infrared wavelength range as used in the technique disclosed in
しかしながら、近赤外の波長域の光に対しては、人体の皮層による光の散乱および吸収が大きいため、生体表面に照射された光の量と比較して、真皮層まで到達した後に表皮表面まで戻ってくる光は微量である。つまり、特許文献２に開示された技術だけでは、血液中のグルコースの濃度を精度よく測定することができない。
However, for light in the near-infrared wavelength range, the scattering and absorption of light by the skin layer of the human body is large. The amount of light that returns to is very small. That is, the technique disclosed in
実施形態のグルコース測定装置１によれば、導光ロッド３０の端面３１ａ，３１ｂ間の距離は、フォトダイオード２７と生体とが適正な距離離れるよう第１の光の波長に基づき決定される。これにより、フォトダイオード２７が、真皮層からの戻り光を高効率で受光することができる。したがって、精度の高い測定が可能となる。
According to the
実施形態のグルコース測定装置１によれば、レーザダイオード２１ａとフォトダイオード２７との距離は、第１の光の波長に基づき決定されている。これにより、フォトダイオード２７が、真皮層からの戻り光をよりいっそう高効率で受光することができる。したがって、より精度の高い測定が可能となる。
According to the
実施形態のグルコース測定装置１によれば、プロセッサ１１は、フォトダイオード２７が検出した第１の光の強度と第２の光の強度と、に基づいてグルコースの濃度を演算する。これにより、第１の光の強度から外乱要因を取り除き、より正確なグルコース濃度を測定することができる。
According to the
実施形態のグルコース測定装置１によれば、導光ロッド３０は、端面３１ａ，３１ｂ間の距離が変更可能に構成される。これにより、使用される光の波長に合わせてフォトダイオード２７と生体との距離を適正に保つことができ、よりいっそう精度の高い測定が可能となる。
According to the
実施形態のグルコース測定装置１によれば、グルコース濃度を測定するための第１の光の光源としてはレーザダイオード２１ａを用い、その他の外乱要因を特定するための第２の光の光源としては、より安価な発光ダイオード群２１ｂを用いる。これにより、グルコース測定装置１をより安価に構成することができる。
According to the
［その他の実施形態］
上述の実施形態においては、外乱要因を取り除くため、グルコース測定装置１は、異なる波長の光を発する複数の発光ダイオードを備える発光ダイオード群２１ｂを備えることとした。しかし、グルコース測定装置は、ミニマムの構成として、１５００ｎｍ〜１７００ｎｍの範囲から選択された波長の第１の光を発する光源を少なくとも備えていればよい。
[Other Embodiments]
In the above-described embodiment, in order to remove the disturbance factor, the
上述の実施形態の構成に加え、グルコース測定装置は、グルコースにより吸収されない波長（例えば１３１０ｎｍ等）の光を発する光源を備えていてもよい。この光源からの光の強度を基準とすることで、第１の光を発する第１の光源等の劣化による光量低下を検出することができる。この場合、劣化による光量低下分を補正することで、より精度の高いグルコース濃度の測定が可能となる。また、所定値以上の光量低下が認められた場合には、第１の光源を新しいものに替えることで、安定的にグルコース濃度の測定を行うことができる。 In addition to the configuration of the above-described embodiment, the glucose measuring device may include a light source that emits light having a wavelength that is not absorbed by glucose (for example, 1310 nm). By using the intensity of light from this light source as a reference, it is possible to detect a decrease in the amount of light due to deterioration of the first light source or the like that emits the first light. In this case, it is possible to measure the glucose concentration with higher accuracy by correcting the amount of decrease in the amount of light due to deterioration. Further, when a decrease in the amount of light of a predetermined value or more is observed, the glucose concentration can be stably measured by replacing the first light source with a new one.
以上、本発明の実施形態について説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これらの新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これらの実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。 Although the embodiments of the present invention have been described above, these embodiments are presented as examples and are not intended to limit the scope of the invention. These novel embodiments can be implemented in various other embodiments, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the gist of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the scope and gist of the invention, and are also included in the scope of the invention described in the claims and the equivalent scope thereof.
１…グルコース測定装置、１０…制御回路、１１…プロセッサ、１２…メモリ、１３…表示装置、２１ａ…レーザダイオード、２１ｂ…発光ダイオード群、２７…フォトダイオード、３０…導光ロッド、３１ａ，３１ｂ…端面、３４…スペーサ。 1 ... glucose measuring device, 10 ... control circuit, 11 ... processor, 12 ... memory, 13 ... display device, 21a ... laser diode, 21b ... light emitting diode group, 27 ... photodiode, 30 ... light guide rod, 31a, 31b ... End face, 34 ... spacer.
Claims (9)
１５００ｎｍ〜１７００ｎｍの範囲から選択された波長の第１の光を、前記導光ロッドの前記第１の端面へ入射する第１の光源と、
前記第２の端面から戻ってきた前記第１の端面の側における前記第１の光の強度を検出するセンサと、
前記センサが検出した前記第１の光の強度に基づいてグルコースの濃度を演算する処理部と、を備え、
前記導光ロッドの前記第１の端面と前記第２の端面との距離は、第１の距離離れるよう前記第１の光の波長に基づき決定されている、
グルコース測定装置。 A light guide rod having a first end face, a second end face, and a light guide path that guides light incident from the first end face to the second end face.
A first light source having a wavelength selected from the range of 1500 nm to 1700 nm incident on the first end face of the light guide rod, and a first light source.
A sensor that detects the intensity of the first light on the side of the first end face that has returned from the second end face, and a sensor that detects the intensity of the first light.
A processing unit that calculates a glucose concentration based on the intensity of the first light detected by the sensor is provided.
The distance between the first end face and the second end face of the light guide rod is determined based on the wavelength of the first light so as to be separated by the first distance.
Glucose measuring device.
前記第２の端面は、前記スペーサが有する端面である、
請求項１に記載のグルコース測定装置。 The light guide rod has a spacer and
The second end face is the end face of the spacer.
The glucose measuring device according to claim 1.
前記第１の光源と前記センサとの距離は、前記第１の光の波長に基づき決定されている、
請求項１または請求項２に記載のグルコース測定装置。 The first light source and the sensor are arranged apart from each other at the same distance from the second end face of the light guide rod.
The distance between the first light source and the sensor is determined based on the wavelength of the first light.
The glucose measuring device according to claim 1 or 2.
前記処理部は前記記憶部に格納される前記情報に基づいて前記濃度を演算する、
請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載のグルコース測定装置。 A storage unit for storing information indicating a correlation between the intensity of the first light and the density is provided.
The processing unit calculates the concentration based on the information stored in the storage unit.
The glucose measuring device according to any one of claims 1 to 3.
前記センサは、前記第２の端面から戻ってきた前記第２の光の前記第１の端面の側における強度を検出し、
前記処理部は、前記センサが検出した前記第１の光の強度と、前記センサが検出した前記第２の光の強度と、に基づいて前記濃度を演算する、
請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載のグルコース測定装置。 A second light source having a second light having a wavelength different from that of the first light is incident on the first end surface of the light guide rod.
The sensor detects the intensity of the second light returned from the second end face on the side of the first end face.
The processing unit calculates the density based on the intensity of the first light detected by the sensor and the intensity of the second light detected by the sensor.
The glucose measuring device according to any one of claims 1 to 4.
前記第１の光源が前記第１の光を発するときは、
前記導光ロッドの前記第１の端面と前記第２の端面との距離は、前記第１の距離離れるよう前記第１の光の波長に基づき決定され、
前記第２の光源が前記第２の光を発するときは、
前記導光ロッドの前記第１の端面と前記第２の端面との距離は、第２の距離離れるよう前記第２の光の波長に基づき決定される、
請求項５に記載のグルコース測定装置。 The light guide rod is configured so that the distance between the first end face and the second end face can be changed.
When the first light source emits the first light,
The distance between the first end face and the second end face of the light guide rod is determined based on the wavelength of the first light so as to be separated from the first distance.
When the second light source emits the second light,
The distance between the first end face and the second end face of the light guide rod is determined based on the wavelength of the second light so as to be separated by the second distance.
The glucose measuring device according to claim 5.
４００ｎｍ〜８００ｎｍの範囲、
８００ｎｍ〜１０００ｎｍの範囲、及び
１０００ｎｍ〜１５００ｎｍの範囲、の少なくともいずれかから選択される、
請求項５または請求項６に記載のグルコース測定装置。 The wavelength of the second light is
Range from 400nm to 800nm,
It is selected from at least one of a range of 800 nm to 1000 nm and a range of 1000 nm to 1500 nm.
The glucose measuring device according to claim 5 or 6.
請求項１乃至請求項７のいずれか１項に記載のグルコース測定装置。 The light guide rod is made of a material having a light blocking effect.
The glucose measuring device according to any one of claims 1 to 7.
前記導光ロッドの前記第１の端面と前記第２の端面との距離を、第１の距離離れるよう前記第１の光の波長に基づき決定するステップと、
前記第２の端面から戻ってきた前記第１の光の前記第１の端面の側における強度を検出するステップと、
検出された前記第１の光の強度に基づいてグルコースの濃度を演算するステップと、を有する、
グルコース測定方法。 A guide having a light guide path that guides the first light having a wavelength selected from the range of 1500 nm to 1700 nm to the first end face, the second end face, and the light incident from the first end face to the second end face. A step of incident on the first end face of the optical rod,
A step of determining the distance between the first end face of the light guide rod and the second end face based on the wavelength of the first light so as to be separated by the first distance.
A step of detecting the intensity of the first light returned from the second end face on the side of the first end face, and a step of detecting the intensity.
It comprises a step of calculating the glucose concentration based on the detected intensity of the first light.
Glucose measurement method.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2020032290A JP2021132925A (en) | 2020-02-27 | 2020-02-27 | Glucose measurement device and glucose measurement method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2020032290A JP2021132925A (en) | 2020-02-27 | 2020-02-27 | Glucose measurement device and glucose measurement method |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2021132925A true JP2021132925A (en) | 2021-09-13 |
Family
ID=77662203
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2020032290A Pending JP2021132925A (en) | 2020-02-27 | 2020-02-27 | Glucose measurement device and glucose measurement method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2021132925A (en) |
-
2020
- 2020-02-27 JP JP2020032290A patent/JP2021132925A/en active Pending
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP3081163B1 (en) | Module, device and method for optical measurement | |
| EP2207474B1 (en) | Optical sensor for determining the concentration of an analyte | |
| JP5684443B2 (en) | Biological component measuring device | |
| US20140118749A1 (en) | Acoustic signal receiving apparatus and imaging apparatus | |
| JP2013516256A (en) | Non-invasive in-vivo measurement device by Raman spectroscopy | |
| JP4973751B2 (en) | Biological component measuring device | |
| JP2014200447A (en) | Subject information acquisition apparatus and method of controlling the same | |
| KR102002589B1 (en) | Frequency domian based multi-wavelength bio-signal analysing apparatus and method thereof | |
| CN105491949A (en) | Measuring device and measuring method for non-invasive determination of the D-glucose concentration | |
| JP2010227558A (en) | Component measuring apparatus | |
| JP4935914B2 (en) | Component measuring device | |
| CN106092968A (en) | Optical detection apparatus and method | |
| JP2021132925A (en) | Glucose measurement device and glucose measurement method | |
| US20150011859A1 (en) | Elastic modulus measuring apparatus and elastic modulus measuring method | |
| RU2435514C1 (en) | Method of photoacoustic analysis of materials and device for its realisation | |
| US10768095B2 (en) | Optical sensor | |
| JP7411349B2 (en) | Glucose measuring device and glucose measuring method | |
| JP6080004B2 (en) | Parameter measuring apparatus, parameter measuring method, and program | |
| US11331011B2 (en) | System for the transcutaneous determining of blood alcohol concentration | |
| CN107427265B (en) | Non-invasive method for measuring physiological parameters via confocal spectroscopic measuring device | |
| RU2813964C2 (en) | Device and method of analyzing substance | |
| TWI551269B (en) | Portable analytical device and system | |
| US20230122826A1 (en) | Continuous non-invasive analyte measurement system and method | |
| CN113476043A (en) | Non-invasive sensing device, detection method and detector | |
| KR20230021004A (en) | Apparatus and method for measuring an analyte with improved coupling of excitation radiation into a material containing the analyte |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20230202 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20230822 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20230912 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20231110 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20240123 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20240322 |