JP3875798B2 - 血中成分濃度の無血測定装置の作動方法及び無血測定装置 - Google Patents

血中成分濃度の無血測定装置の作動方法及び無血測定装置 Download PDF

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Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は血中成分濃度の無血測定装置の作動方法及び無血測定装置に係り、特に近赤外線の分光学に基づいてグルコース、コレステロール、アルブミン、ヘモグロビン及びビリルビンなど血中成分の濃度及びアルコールや薬物など血中の分析サンプルの濃度を測定するための血中成分濃度の無血測定装置の作動方法及び無血測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
患者の血中成分の濃度を即座に分析するための既存の装置が知られている。この種の装置は指を刺して採取した少量の血液サンプルを利用するものであって、化学処理の済んだキャリアにこのサンプルを載置した後、携帯可能な装置に挿入して血中成分の濃度を測定している。このように指を刺して採血することにより血中成分の濃度を測定する方法は苦痛であり、特にそれが頻繁な場合には問題化する恐れがある。その上、かかる装置はあまり高価でないとはいえ、使い捨て用品（実験棒、ランセット等）の値段及び公然たる出血に係わる健康上の危険が伴うといった問題がある。さらに、血液サンプルを化学処理済みのキャリアに装備する時間と前記キャリアを器具に挿入する時間との差は重要であり、これは血中成分の濃度測定にあたって不正確性の原因となる。
そこで、数百万に登る糖尿患者に対する血糖濃度の無血測定装置に対する要求が全世界に亘って広範に起こっている。その大部分が一日に何回も血糖テストを受け、的確なインシュリンの調節及びダイエットをすべき人々である。また、非侵襲的な測定ビリルビンの測定は新生児の黄疸を測定する上で有効であり、コレステロールの測定は動脈硬化に苦しむ患者に有効である。
【０００３】
また、非侵襲的に血中成分の濃度を測定するための種々の技法が試みられてきている。中でも、米国特許4,901,728 号及び5,009,230 号は、葡萄糖の光学的な活性度を用いて偏光されたビームが血管部位を通過する際に偏光の回転角を測定する例を示している。測定の精度は、940 〜1000nmの領域におけるグルコ−スの吸収が少ないことと、また、人体中の光活性を有するその他の成分（例えば、アミノ酸等）が存在するために、低くなる。
他の技術としては、偏光による目の体液にあるグルコースをモニターリングするための無血式センサーシステム（マーチ米国特許3,958,560 号）を利用するものであって、ラマン分光法（タール等、米国特許5,243,983 号）などが挙げられる。しかし、この技術は患者の目に装着しなければならないので、患者に相当な不便をかける。そこで、一層的確で侵害の少ないシステムが望まれる。
【０００４】
他の分光学的接近は近赤外線吸収あるいは反射分光性に基づいたものである。上記した幾つかの引用技術は吸収または反射の分光学を用い人体の血糖濃度を測定するものである。基本的な原理は、幾つかの波長の光を血液を含有する組織に送った後、組織を介して反射されたり透過された光の強度を測定することである。光の強度値より血糖濃度を計算するためによく開発された数学的アルゴリズムを利用しても良い。皮膚組織の光伝達がスペクトルの近赤外線領域の波長で比較的に優れていることから、スペクトルの近赤外線領域は無血血中成分濃度の測定に適している。この方式の重要な欠点は、組織内のその他の成分の光吸収帯がグルコースの吸収帯と重なっているということと、この領域で著しい吸収を示す水と比較して、組織内のグルコ−ス濃度が低いこと、及び極めて不均一な組織構造及びこれに相応する組織内のグルコースの分布及び組織の光散乱性が光吸収の定量的な測定に及ぼす影響などである。したがって、最適の測定スペクトルの領域及び波長を選択することが血糖濃度の測定への正確度のために大切である。
【０００５】
800 〜1850nmのスペクトル領域が血糖濃度の定量的な測定を行う上で適している。というのは、この領域で水の吸収線1450nmが蛋白質、脂肪、ヘモグロビン、オキシ- ヘモグロビン等他の成分の吸収線とあまり重複されないとともに、1600nm近傍の領域で別途のグルコース吸収線を選択し得るからである。
この領域における成分の吸収度は例えば、米国特許5,028,787 に利用された600 〜1100nm領域よりも大であり、結果として一層簡単な濃度計算アルゴリズムを用い、要求されるグルコース測定の正確度を提供することができる。一方、波長選択及び該当する計算アルゴリズムにおいて、血中成分の濃度によって反射度があまり影響されないように基準波長が選定され、信号波長は反射度が測定しようとする血中成分の濃度によって変わる赤外線波長が選択された。これらの相応する電気信号の割合はこの領域で吸収する血液及び組織成分を考慮した血糖濃度の正確な測定には十分でない。血液のその他の成分（グルコース以外の成分）の濃度が変わるにつれて、血糖濃度の測定のために選択された波長において反射度が変わりうるということを念頭に置く必要がある。
【０００６】
ブレーグ（米国特許5,313,941 ）以外に血糖判定のために、パルス化した近赤外線光源の利点を強調した人はなかった。しかし、ブレーグ2 〜20μm 領域で放射された赤外線光の広域パルスを用い、患者の心臓周期の収縮及び弛緩と同期化した。これとともに、例えばキセノン（Xe）フラッシュランプなどパルス化した多色光源の明らかな利点を指摘することが可能である。フラッシュランプ光源は発光ダイオードよりも高いピーク出力を有し、既存のレーザーダイオードと比較してパルス化したフラッシュランプの重要な長所は連続的なスペクトルであり、その結果、必要ないかなる波長でも選択することが可能であり、レーザーダイオードほど高くもない。また、パルス化したフラッシュランプは石英- ハロゲンまたはタングステン- ハロゲン電球などのように多色光源よりもかなり小さい。
これはパルス化したフラッシュランプを基にして小型の個人用モニターを開発し得るということを意味する。この種の装置は2 つの波長アルゴリズムを用いビリルビン濃度を測定する山西（米国特許4,267,844 ）に開示されている（一つの波長はビリルビンの吸収に対応する信号として選択され、他の波長は背景吸収に対応する基準信号として選択される）。また、無血コレステロール測定装置が米国特許5,246,004 号に開示されている。この装置で近赤外線スペクトルから選択された複数波長の光が血液に照射され、信号と背景基準信号との割合を使用する前記アルゴリズムが使用される。
【０００７】
近赤外線反射度分光学の生医学的な適用にあたって重要な欠点の一つは、前述のように、スペクトル基準線の変化にある。例えば、皮膚上のグルコースをモニターリングするために主眼点を置いている最近の研究で、スペクトルの基準線変化はグルコース吸水性に係わったスペクトル特性を圧倒すると知られた。生体組織の散乱係数は多くの制御できない因子に依存し、これは細胞組織間の水の濃度、組織繊維の密度及び細胞組織の形態並びに寸法などを含む。近赤外線反射度分光学より再生可能な吸収データを得るためには、散乱背景における変化の影響を最小化しなければならない。
したがって、信頼ある正確な結果を提供する無血式血中成分濃度の測定のための方法及び装置に対する要求が多い。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
本発明が果たそうとする技術的課題は、血中成分濃度の無血測定のための便利で、信頼性のある正確な血中成分濃度の無血測定装置の作動方法及び無血測定装置を提供することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
前記課題を成し遂げるために本発明に係る血中成分濃度の無血測定装置の作動方法は、
スペクトル領域800 〜1850nmの光を発光する近赤外線光源と、
前記近赤外線光源で生じた近赤外線を反射させるための反射器と、
前記近赤外線を採集及び集束して、放射するための集光部と、
血液含有組織及び血管において逆散乱されたり、前記血液含有組織及び血管を透過する血中成分の濃度に関する情報を有している近赤外線を受光して進行方向を変更させるための複数の指向部と、
血中成分の濃度に関する情報を有している前記近赤外線から3 本以上の波長の光を選択して出力するための複数のスペクトル選択部と、
前記複数のスペクトル選択部で選択され出力された各光信号を受信して、アナログ電気信号に変換するための複数の光検出器と、
前記複数の光検出器で出力される各アナログ電気信号を増幅するための複数の前置増幅器と、
前記増幅されたアナログ電気信号をそれぞれデジタル信号に変換するための複数のアナログ／デジタル変換器と、
数１で表現される比率Ｄを計算し、これをメモリに記憶された測定曲線と比較して血中成分の濃度を計算するためのマイクロプロセッサーと、
前記マイクロプロセッサーで計算された前記血中成分の濃度を表示するためのディスプレーと、
前記光源、前記マイクロプロセッサー、前記複数の光検出器、前記複数の前置増幅器、前記複数のアナログ／デジタル変換器及び前記ディスプレーに電源を供給するための電源供給部と
を含み、上記でｉ=1、2 、3 、．．．、n とし、そしてＪi 、Ｊi0をそれぞれ第ｉの波長に対応する逆散乱光または透過光及び入射光の強度とするとき、Ｔi = Ｊi ／Ｊi0とする血中成分濃度の無血測定装置の作動方法において、
（a ）前記電源供給部が、前記光源、前記マイクロプロセッサー、前記複数の光検出器、前記複数の前置増幅器、前記複数のアナログ／デジタル変換器及び前記ディスプレーに前記電源を供給する段階と、
（b ）前記近赤外線光源が、スペクトル領域800 〜1850nmの近赤外線を発光する段階と、
（c ）前記反射器が、前記近赤外線を反射し、前記集光部が、集光レンズを用いて前記近赤外線を集束し、放射する段階と、
（d ）前記複数の指向部が、血液含有組織及び血管において逆散乱されたり、前記血液含有組織及び血管を透過する血中成分の濃度に関する情報を有している近赤外線を複数の指向部を用い受光した後に、複数のスペクトル選択部へ誘導する段階と、
（e ）前記複数のスペクトル選択部が、前記血中成分の濃度に関する情報を有している前記近赤外線から3 本以上の波長の光を選択して前記複数の光検出器に出力する段階と、
（f ）前記複数の光検出器が、前記スペクトル選択部で出力される3 本以上の波長の光を受信して、それぞれアナログ電気信号に変換する段階と、
（g ）前記複数の前置増幅器が、前記アナログ電気信号をそれぞれ増幅する段階と、
（h ）前記アナログ／デジタル変換器が、前記増幅されたアナログ電気信号をそれぞれデジタル信号に変換した後に、前記マイクロプロセッサーに伝送する段階と、
（ i ）前記マイクロプロセッサーが、数４式、ｎ＝３のとき、Ｄ＝（log1/T1 −log1/T2 ）/ （log1/T2-log1/T3）、ｎ＝４のとき、Ｄ＝（log1/T1 −log1/T2 ）/ （log1/T2 ＋log1/T3−2log1/T4）、で表現される比率Ｄを計算した後に、これをメモリに記憶された測定曲線と比較し、前記血中成分の濃度を計算する段階と、
（j ）前記ディスプレーが、前記マイクロプロセッサーにおいて計算された前記血中成分の濃度を表示する段階とを有し、上記でｉ=1、2 、3 、．．．、nとし 、そしてＪi 、Ｊi0をそれぞれ第ｉの波長に対応する逆散乱光または透過光及び入射光の強度とするとき、Ｔi = Ｊi ／Ｊi0であることを特徴とする。
【００１０】
【数４】
Figure 0003875798
【００１１】
前記段階（b ）において、800 〜1850nmの領域にある前記近赤外線が皮膚を介して前記血液含有組織及び血管に所定時間のパルス期間中に同時に照射されることが好ましい。
また前記段階（d ）において、前記複数の指向部は皮膚表面における直接反射が回避できるとともに、逆散乱背景変化の影響を最小化するよう適宜な方向及び間隔を取っていることが好ましい。
さらに前記段階（e ）においてＡic、ｉ=1、2 、．．．、n をそれぞれ第1 の波長、第2 の波長、．．．、第n の波長の光の測定血中成分に対する吸収度とし、Ａij、ｉ=1、2 、．．．、n をそれぞれ第1 の波長、第2 の波長、．．．、第n の波長の光の前記測定血中成分を除いた他の成分に対する吸収度とするとき、Ａ2c、．．．、ＡncはＡ1cに比べ無視できる程度であり、前記測定血中成分を除いた他の成分に対しては関係式である数５において、ｎ＝３のとき、Ａ1j−Ａ2j≒Ａ2j−Ａ3j、ｎ＝４のとき、Ａ1j−Ａ2j≒Ａ2j＋Ａ3j−2 Ａ4jを満足するn 本の波長の光を選択して出力することが好ましい。
【００１２】
【数５】
Figure 0003875798
【００１３】
前記課題を成し遂げるために本発明による血中成分濃度の無血測定装置は、スペクトル領域800 〜1850nmの光を発光する近赤外線光源と、前記近赤外線光源で生じた近赤外線を反射させるための反射器と、前記近赤外線を採集及び集束し、被検対象の皮膚に照射するための集光部と、血液含有組織及び血管において逆散乱したり、前記血液含有組織及び血管を透過する血中成分の濃度に関する情報を有している近赤外線を受光して進行方向を変更させるための複数の指向部と、血中成分の濃度に関する情報を有している前記近赤外線から3 本以上の波長の光を選択して出力するための複数のスペクトル選択部と、前記複数のスペクトル選択部において選択され出力された各光信号を受信し、アナログ電気信号に変換するための複数の光検出器と、前記複数の光検出器から出力される各アナログ電気信号を増幅するための複数の前置増幅器と、前記増幅されたアナログ電気信号をそれぞれデジタル信号に変換させるための複数のアナログ／デジタル変換器と、数６式、ｎ＝３のとき、Ｄ＝（log1/T1 −log1/T2 ）/ （log1/T2-log1/T3 ）、ｎ＝４のとき、Ｄ＝（log1/T1 −log1/T2 ）/ （log1/T2 ＋log1/T3 −2log1/T4）で表現される比率Ｄを計算し、これをメモリに保存された測定曲線と比較して血中成分の濃度を計算するためのマイクロプロセッサーと、前記マイクロプロセッサーにおいて計算された前記血中成分の濃度を表示するためのディスプレーと、前記光源、前記マイクロプロセッサー、前記複数の光検出器、前記複数の前置増幅器、前記複数のアナログ／デジタル変換器及び前記ディスプレーに電源を供給するための電源供給部とを有し、上記でｉ=1、2 、3 、．．．、n とし、そしてＪi 、Ｊi0をそれぞれ第ｉの波長に対応する逆散乱光または透過光及び入射光の強度とするとき、Ｔi = Ｊi ／Ｊi0であることを特徴とする。
【００１４】
【数６】
Figure 0003875798
【００１５】
前記近赤外線光源は皮膚を介して前記血液含有組織及び血管に所定時間のパルス期間中に前記近赤外線を同時に照射することのできるフラッシュランプであることが好ましい。
さらに前記近赤外線光源は、発光ダイオードまたはレーザーダイオードであることが好ましい。
さらに前記複数の指向部は、皮膚における表面反射を回避するとともに、逆散乱背景の変化の影響を最小化するために適宜な方向と間隔をおいた複数の直覚プリズムを備えることが好ましい。
さらに前記複数の指向部は、複数の光繊維束を備えることが好ましい。
さらに前記複数の指向部及び前記複数のスペクトル選択部は、複数の分散プリズムを備えることが好ましい。
【００１６】
【発明の実施の形態】
以下、添付の図面に基づき本発明の実施例による血中成分濃度の無血測定装置の作動方法及び無血測定装置について説明する。本実施例では3 本の波長の光を用いグルコースの濃度を測定する方法について説明する。
本実施例は、特に近赤外線領域にある光の広域スペクトルを発光するパルス化した多色光源を被検査対象に照射し、非侵襲的に血糖成分の濃度値を定量化する無血測定装置の方法及び無血測定装置に関する。
【００１７】
被検査対象の組織に照射された光は、組織を通過して特にグルコース分子が相互作用する血管に浸透する。ごく僅かな分子量でもグルコース分子は浸透され分散できるので、グルコースが血液に集中しているばかりか、周辺の血管組織にもあるという点に気をつけるべきである。もちろん前記組織におけるグルコースの濃度は血液内のグルコースの濃度に比例する。このような理由で血管領域における装置の通過チャンネルを限定する必要はない。血液及び血液を含有した組織により逆散乱された光はグルコース分子の特徴的な吸収により減少され、血糖濃度に関する情報を有する。
本発明では近赤外線領域において吸水性を有する血液及び血液含有組織の成分が多いという点を考慮して、多重波長の正規化比率アルゴリズムを提案する。この中で重要なものとしては水、ヘモグロビン、アルブミン、コレステロール、皮膚、脂肪、筋肉、グルコースなどがある。これら成分に対する近赤外線領域の光に対する吸収度スペクトルが図1 に示してある。この場合、光の全体吸収度Ａは選択された波長に対する成分の吸収度の総和、すなわち、数７、ここでi は該当波長のインデックス、j は血中成分（水、ヘモグロビン、アルブミン、コレステロール、皮膚、脂肪、グルコース）のインデックスを表す。
【００１８】
【数７】
Figure 0003875798
【００１９】
一番単純な例は透過の場合であるが、主な原理は反射の場合にも有効である。n 個の波長に対し比率Ｄを次に示す数８のように誘導できる。
【００２０】
【数８】
Figure 0003875798
【００２１】
n が3 の場合比率Ｄは数９の通りである。
【００２２】
【数９】
Figure 0003875798
【００２３】
n が4 の場合比率Ｄは数式１０の通りである。
【００２４】
【数１０】
Figure 0003875798
【００２５】
ここで、l を血液含有組織及び血管における光経路長さとし、Ａijを波長i に対する成分j の吸収度とするとき、数１１の通りである。
【００２６】
【数１１】
Figure 0003875798
【００２７】
前数式８ないし１０は最小個に選択された波長を提供するとともに、他の主要血中成分の濃度変化の影響によるＤ値の変化の重大な補償を提供する。
3 本の波長を選択することは最小個の受信チャンネルの観点から見るとき妥当であり、波長選択の要件として、
a ）Ａ1g、Ａ2g、Ａ3gでＡ1gが最大であり、Ａ2g、Ａ3gはＡ1gに比べ無視できる程度であり、
b ）グルコースを除いたその他成分に対してはＤ値に対する主な血中成分（水）の影響を最小化するように関係式Ａ1j- Ａ2j≒Ａ2j- Ａ3jを満足すべきである。
【００２８】
そして4 本の波長を選択することはＤ値に対する他の主要血中成分の濃度に変化があった時、このような変化の影響に対し、さらに重大な補償を提供する。波長選択の要件として、
a ）Ａ1g、Ａ2g、Ａ3g、Ａ4gでＡ1gが最大であり、Ａ2g、Ａ3g、Ａ4gはＡ1gに比べ無視できる程度であり、
b ）グルコースを除いたその他の成分に対してはＤ値に対する主な血中成分（水、ヘモグロビン）の影響を最小化するように関係式Ａ1j- Ａ2j≒Ａ2j+ Ａ3j-2Ａ4jを満足すべきである。
n 本の波長を選択する場合、波長選択の要件として、
a ）Ａ1g、Ａ2g、Ａ3g、．．．、ＡngでＡ1gが最大であり、Ａ2g、Ａ3g、．．．、ＡngはＡ1gに比べ無視できる程度であり、
b ）グルコースを除いたその他の成分に対してはＤ値に対する主な血中成分（水、ヘモグロビン）の影響を最小化するように数１２を満足すべきである。
【００２９】
【数１２】
Figure 0003875798
【００３０】
この条件を考慮するとき、グルコース濃度（Ｃg ）を数式１３のように表すことができる。なお、ε g -1 は、グルコースの吸収係数の逆数である。
【００３１】
【数１３】
Figure 0003875798
【００３２】
ｎが3 の場合、数１４であり、n が4 の場合、数１５である。
【００３３】
【数１４】
Figure 0003875798
【００３４】
【数１５】
Figure 0003875798
【００３５】
前記でＫ0 及びＫ1 はそれぞれ切片値及び線傾斜であって、これらは補正の過程により決定される。この場合、和は測定成分を含まない。さらに、実際に前記a ）及びb ）の波長選択要件が同一の効率を以て全成分に対し提供されるわけにはいかないから、時々各成分に対応する最適セットの波長を同時に用い、他の血液成分に対して3 本波長または4 本波長アルゴリズムを適用するのが好ましい。
【００３６】
この場合、他の成分セット及び対応方程式から得たデータを使用することができるので、干渉を補償できるレベルは一層高まる。例えば、コレステロール、アルブミン、ヘモグロビンに対して他の波長セットを選択し、これら濃度を決定することは、数式１６のように新たな濃度データを次の対応グルコース波長セットに基づいてグルコース濃度を決定する上で適用できる。
【００３７】
【数１６】
Figure 0003875798
【００３８】
ここで、Δｘj ＝ΔＣj ／Ｃj0であって、計算過程で初期濃度Ｃj0とこれからの濃度変化ΔＣj との相対的な割合を表し、ｄj は各濃度変化に対する線傾斜を表す。近赤外線領域で吸収度を有する全ての血液成分の濃度を測定するために未知の変数である重要なΔｘj の数と同一な数の方程式（波長セット）を提供することが可能であるとともに、適宜選択された波長アルゴリズムを用い幾つか成分が考慮対象から除かれるのが可能である。
【００３９】
前記アルゴリズムに従い一例として、1625nm、1364nm、1200nmなど3 本の近赤外線、および、1625nm、1364nm、1200nm及び1300nmなど4 本の近赤外線がグルコースの測定のために使用できる。さらに、数式１６を用いた一例としてヘモグロビン濃度を測定するために1164nm、1225nm及び1300nmの波長を有する近赤外線を使用し、前記測定されたヘモグロビンの濃度を以て1718nm、1364nm、1300nm、1164nmの波長を有する近赤外線及び1739nm、1364nm、1300nm、1164nmの波長を有する近赤外線をそれぞれ用いてコレステロール及びアルブミン濃度を求め、最終に前記測定されたヘモグロビン、コレステロール及びアルブミンの濃度を以て1625nm、1364nm、1225nm、1164nmの波長を有する近赤外線を用い血糖濃度を測定できる。
【００４０】
図2 は3 本の波長の光を用いグルコースの濃度を測定する本発明の実施例による血中成分濃度の無血測定装置の概略的なブロック図であり、図3 には、その測定方法が示されている。
図2 に示すように、本発明の実施例による血中成分濃度の無血測定装置は、スペクトル領域800 〜1850nmの光を発光する近赤外線光源1 、近赤外線光源1 から発せられた近赤外線を反射せしめるための反射鏡2 、近赤外線を集めて集束し、被検対象の皮膚に照射するための集光レンズ3 、血液含有組織及び血管から逆散乱して出される血糖濃度情報を含んでいる近赤外線光を受光して、進行方向を変えるための第1 ないし第3 の指向部4.1 、4.2 、4.3 、血糖濃度に関する情報を有している前記近赤外線光から3 本の波長の光を選択して出力するための第1 ないし第3 のスペクトル選択部5.1 、5.2 、5.3 、第1 ないし第3 のスペクトル選択部5.1 、5.2 、5.3 から出力された各光信号を受信してアナログ電気信号に変換するための第1 ないし第3 の光検出器6.1 、6.2 、6.3 、第1 ないし第3 の光検出器6.1 、6.2 、6.3 から出力される各アナログ電気信号を増幅するための第1 ないし第3 の前置増幅器7.1 、7.2 、7.3 、前記増幅されたアナログ電気信号をそれぞれデジタル信号に変換するための第1 ないし第3 のアナログ／デジタル変換器8 ．1 、8.2 、8.3 、所定式で表現された比率D を計算し、これをメモリ10に記憶された測定曲線と比較して血糖濃度を計算するためのマイクロプロセッサー9 、マイクロプロセッサー9 で計算された血糖濃度を表示するためのディスプレー11及び近赤外線光源1 、マイクロプロセッサー9 、第1 ないし第3 の光検出器6.1 、6.2 、6.3 、第1 ないし第3 の前置増幅器7.1 、7.2 、7.3 、第1 ないし第3 のアナログ／デジタル変換器8.1 、8.2 、8.3 及びディスプレー11に電源を供給するための電源供給部12を具備している。
【００４１】
前記で近赤外線光源1 は多色光源であって、近赤外線スペクトル上の光を含む広帯域の光を発光しうる。電源は安定化した電源、例えば、DC電源またはバッテリにより提供されうる。電源供給部12は近赤外線光源1 、マイクロプロセッサー9 、第1 ないし第3 の光検出器6.1 、6.2 、6.3 、第1 ないし第3 の前置増幅器7.1 、7.2 、7.3 、第1 ないし第3 のアナログ／デジタル変換器8.1 、8.2 、8.3 及びディスプレー11に電源を供給するとともに、これらと電気的につながっている。
前記近赤外線光源1 は、１セットの特殊に選択され調律されたレンズの反射鏡2 及び集光レンズ3 と光学的に連結調節され、光ビームを効率良く集束させる。前記近赤外線光源1 からの光は反射鏡2 で反射され集光レンズ3 に向う。集光レンズ3 は光ビームを被検査対象の皮膚表面上に集束する。人体のある部分、例えば、指、手首、耳も被検査対象として利用できる。血液含有組織で逆散乱された光はそれぞれ第1 ないし第3 の指向部4.1 、4.2 、4.3 により第1 ないし第3 のスペクトル選択部5.1 、5.2 、5.3 に送られ、皮膚表面で反射された光は第1 ないし第3 の指向部4.1 、4.2 、4.3 の位置及び方向により第1 ないし第3 のスペクトル選択部5.1 、5.2 、5.3 に向かわない。第1 ないし第3 の指向部4.1 、4.2 、4.3 としてはプリズム、光繊維束、分散プリズムなどが利用されうる。第1 ないし第3 の指向部4.1 、4.2 、4.3 及び焦点位置間の距離（d/2 、d は普通2-5mm ）は皮膚表面における直接反射を回避するために十分であるとともに、逆散乱背景変化の最小化のために適切に設定されるべきである。3 つのスペクトル選択部5.1 、5.2 、5.3 は、近赤外線領域の狭帯域スペクトル光を選択的に出力する。第1 ないし第3 のスペクトル選択部5.1 、5.2 、5.3 で出力される光は近赤外線領域から敏感な第1 ないし第3 の光検出器6.1 、6.2 、6.3 へ入力される。ここで、光検出器としてゲルマニウム光ダイオードが使用されうる。
【００４２】
ここで、図2 及び図3 を参照して本発明の実施例による血中成分濃度の無血測定装置の作動方法及び無血測定装置の動作を詳細に説明する。
段階30で電源供給部12が各部に電源を供給すると、段階32で近赤外線光源1 が近赤外線を発光する。段階34では反射鏡2 で反射された近赤外線が集光レンズ3 により集束され、被検査対象の皮膚に照射される。段階36では血液含有組織及び血管で逆散乱して出される血中成分の濃度、本実施例では血糖濃度の情報を有している近赤外線が、第1 ないし第3 の指向部4.1 、4.2 、4.3 により受光され、第1 ないし第3 のスペクトル選択部5.1 、5.2 、5.3 へ送られる。
段階38では第1 ないし第3 のスペクトル選択部5.1 、5.2 、5.3 により前記近赤外線から3 本の波長の光が選択され第1 ないし第3 の光検出器6.1 、6.2 、6.3 へ出力され、段階40では第1 ないし第3 の光検出器6.1 、6.2 、6.3 により入力された光がアナログ電気信号に変換される。段階42ではアナログ電気信号が当該光検出器と電気的に連結された第1 ないし第3 の前置増幅器7.1 、7.2 、7.3により増幅される。段階44では第1 ないし第3 の前置増幅器7.1 、7.2 、7.3 から出力されたアナログ信号が第1 ないし第3 のアナログ／デジタル変換器8.1 、8.2 、8.3 によりデジタル信号に変換される。段階46では第1 ないし第3 のアナログ／デジタル変換器8.1 、8.2 、8.3 で出力されたデータがマイクロプロセッサー9 に入力され、マイクロプロセッサー9 が入力されたデータを数式８に従いデジタル信号の比率Ｄを計算し、計算された比率Ｄをメモリ10に記憶されている測定曲線と比較して血糖濃度を計算する。一方、前記段階46では計量化学（ケモメトリック）分析により前記血中成分の濃度を計算することもできる。段階48では計算された血糖濃度がマイクロプロセッサー9 と連結されたディスプレー11に表示される。
【００４３】
前記で近赤外線光源1 としてフラッシュランプを使用でき、発光ダイオードやレーザーダイオードのように該当波長の光を十分に強烈に発生する光源ならいずれも使用可能である。また、マイクロプロセッサー9 としてはアナログ／デジタル変換器とメモリを含んでいるワンチップマイコンを使用することもできる。
本実施例では3 本の波長を用い血糖濃度を測定する例に限って説明してきたが、本発明はこれに限定されず、血中成分の濃度を測定するために4 本の波長を使用したり、3 本または4 本の波長の組合せを使用したり、あるいはn 本の波長を使用するアルゴリズムを適用でき、血糖濃度だけでなく、コレステロール、アルブミン、ヘモグロビン及びビリルビンなど他の血中成分の濃度及びアルコールや薬物など血液中の分析サンプルの濃度をも測定できる。
【００４４】
【発明の効果】
前述のように、本発明に係る血中成分濃度の無血測定装置の作動方法及び無血測定装置は、使用し易く、患者にかかる費用が最小で済むなどの長所があり、また、家庭で短時間にテストできるという利点がある。また、本発明は頻繁な採血による患者の苦痛や感染の恐れがない。その上、本発明では生体組織内の近赤外線反射度の測定の正確度を高めるために、逆散乱背景変化の影響を最小化するとともに、皮膚表面から受信チャンネルへの反射を回避するために送信及び受信チャンネルの空間的な分離を提案している。逆散乱背景変化の影響は照射点から一定距離、普通2 〜5mm 離れて測定することにより最小化できる。これは、例えば、空間的に離れた繊維束または直角プリズムを用いて具現できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 水、グルコース、ヘモグロビン、コレステロール、アルブミン、アルコール、皮膚、脂肪及び筋肉の800 〜1800nm領域における吸収スペクトル図である。
【図２】 本発明の実施例に係る血中成分濃度の無血測定装置を示すブロック図である。
【図３】 本発明の実施例による血中成分濃度の無血測定装置の作動方法を示すフローチャートである。

Claims (22)

  1. スペクトル領域800 〜1850nmの光を発光する近赤外線光源と、
    前記近赤外線光源で生じた近赤外線を反射させるための反射器と、
    前記近赤外線を採集及び集束して、放射するための集光部と、
    血液含有組織及び血管において逆散乱されたり、前記血液含有組織及び血管を透過する血中成分の濃度に関する情報を有している近赤外線を受光して進行方向を変更させるための複数の指向部と、
    血中成分の濃度に関する情報を有している前記近赤外線から3 本以上の波長の光を選択して出力するための複数のスペクトル選択部と、
    前記複数のスペクトル選択部で選択され出力された各光信号を受信して、アナログ電気信号に変換するための複数の光検出器と、
    前記複数の光検出器で出力される各アナログ電気信号を増幅するための複数の前置増幅器と、
    前記増幅されたアナログ電気信号をそれぞれデジタル信号に変換するための複数のアナログ／デジタル変換器と、
    数１で表現される比率Ｄを計算し、これをメモリに記憶された測定曲線と比較して血中成分の濃度を計算するためのマイクロプロセッサーと、
    前記マイクロプロセッサーで計算された前記血中成分の濃度を表示するためのディスプレーと、
    前記光源、前記マイクロプロセッサー、前記複数の光検出器、前記複数の前置増幅器、前記複数のアナログ／デジタル変換器及び前記ディスプレーに電源を供給するための電源供給部と
    を含み、上記でｉ=1、2 、3 、．．．、n とし、そしてＪi 、Ｊi0をそれぞれ第ｉの波長に対応する逆散乱光または透過光及び入射光の強度とするとき、Ｔi = Ｊi ／Ｊi0とする血中成分濃度の無血測定装置の作動方法において、
    （a ）前記電源供給部が、前記光源、前記マイクロプロセッサー、前記複数の光検出器、前記複数の前置増幅器、前記複数のアナログ／デジタル変換器及び前記ディスプレーに前記電源を供給する段階と、
    （b ）前記近赤外線光源が、スペクトル領域800 〜1850nmの近赤外線を発光する段階と、
    （c ）前記反射器が、前記近赤外線を反射し、前記集光部が、集光レンズを用いて前記近赤外線を集束し、放射する段階と、
    （d ）前記複数の指向部が、血液含有組織及び血管において逆散乱されたり、前記血液含有組織及び血管を透過する血中成分の濃度に関する情報を有している近赤外線を複数の指向部を用い受光した後に、複数のスペクトル選択部へ誘導する段階と、
    （e ）前記複数のスペクトル選択部が、前記血中成分の濃度に関する情報を有している前記近赤外線から3 本以上の波長の光を選択して前記複数の光検出器に出力する段階と、
    （f ）前記複数の光検出器が、前記スペクトル選択部で出力される3 本以上の波長の光を受信して、それぞれアナログ電気信号に変換する段階と、
    （g ）前記複数の前置増幅器が、前記アナログ電気信号をそれぞれ増幅する段階と、
    （h ）前記アナログ／デジタル変換器が、前記増幅されたアナログ電気信号をそれぞれデジタル信号に変換した後に、前記マイクロプロセッサーへ送る段階と、
    （i ）前記マイクロプロセッサーが、数１で表現される比率Ｄを計算した後に、これをメモリに記憶された測定曲線と比較し、前記血中成分の濃度を計算する段階と、
    Figure 0003875798
     （j ）前記ディスプレーが、前記マイクロプロセッサーにおいて計算された前記血中成分の濃度を表示する段階とを含み、
    上記でｉ=1、2 、3 、．．．、n とし、そしてＪi 、Ｊi0をそれぞれ第ｉの波長に対応する逆散乱光または透過光及び入射光の強度とするとき、Ｔi = Ｊi ／Ｊi0であることを特徴とする血中成分濃度の無血測定装置の作動方法。
  2. 前記段階（b ）において、
    800 〜1850nmの領域にある前記近赤外線が所定時間のパルス期間中に同時に発光することを特徴とする請求項１に記載の血中成分濃度の無血測定装置の作動方法。
  3. 前記段階（d ）において、前記複数の指向部は皮膚表面における直接反射が回避できるとともに、逆散乱背景変化の影響を最小化するように適宜な方向及び間隔を取っていることを特徴とする請求項１に記載の血中成分濃度の無血測定装置の作動方法。
  4. 前記段階（e ）においてＡic、ｉ=1、2 、．．．、n をそれぞれ第1 の波長、第2 の波長、．．．、第n の波長の光の測定血中成分に対する吸収度とし、Ａij、ｉ=1、2 、．．．、n をそれぞれ第1 の波長、第2 の波長、．．．、第n の波長の光の前記測定血中成分を除いた他の成分に対する吸収度とするとき、Ａ2c、．．．、ＡncはＡ1cに比べ無視できる程度であり、前記測定血中成分を除いた他の成分に対しては関係式である数２を満足するn 本の波長の光を選択して出力することを特徴とする請求項１に記載の血中成分濃度の無血測定装置の作動方法。
    Figure 0003875798
  5. 前記段階（e ）では前記複数のスペクトル選択部において前記近赤外線から3 本の波長の光を選択して出力するとともに、前記段階（f ）では前記複数のスペクトル選択部で出力される3 本の波長の光を前記複数の光検出器を用いそれぞれアナログ電気信号に変換し、前記段階（i ）では前記マイクロプロセッサーが式Ｄ= （log1/T1−log1/T2)/ （log1/T2 −log1/T3)で表現される比率Ｄを計算した後に、これをメモリに記憶された測定曲線と比較して血中成分の濃度を計算し、上記でｉ=1、2 、3 とし、そしてＪi 、Ｊi0をそれぞれ第ｉの波長に対応する逆散乱光または透過光及び入射光の強度とするとき、Ｔi = Ｊi ／Ｊi0であることを特徴とする請求項１に記載の血中成分濃度の無血測定装置の作動方法。
  6. 前記段階（e ）においてＡiC、ｉ=1、2 、3 をそれぞれ第1の波長、第2 の波長、第3 の波長の光の測定血中成分に対する吸収度とし、Ａij、ｉ=1、2 、3 をそれぞれ第1 の波長、第2 の波長、第3 の波長の光の前記測定血中成分を除いた他の成分に対する吸収度とするとき、Ａ2c、Ａ3cはＡ1cに比べ無視できる程度であり、前記測定血中成分を除いた他の成分に対しては関係式Ａ1j−Ａ2j≒Ａ2j−Ａ3jを満足する3 本の波長の光を選択して出力することを特徴とする請求項１に記載の血中成分濃度の無血測定装置の作動方法。
  7. 前記測定血中成分が血糖のとき、前記近赤外線の波長はそれぞれ1625nm、1364nm及び1200nmであることを特徴とする請求項６に記載の血中成分濃度の無血測定装置の作動方法。
  8. 前記段階（e ）では前記複数のスペクトル選択部において前記近赤外線から4 本の波長の光を選択して出力するとともに、前記段階（f ）では前記複数のスペクトル選択部で出力される4 本の波長の光を前記複数の光検出器を用いそれぞれアナログ電気信号に変換し、前記段階（i ）では前記マイクロプロセッサーが式Ｄ＝（log1/T1−log1/T2)/ （log1/T2+log1/T3 −2log1/T4)で表現される比率Ｄを計算した後に、これをメモリに記憶された測定曲線と比較して血中成分の濃度を計算し、上記でｉ=1、2 、3 、4 とし、そしてＪi 、Ｊi0をそれぞれ第ｉの波長に対応する逆散乱光または透過光及び入射光の強度とするとき、Ｔi = Ｊi ／Ｊi0であることを特徴とする請求項１に記載の血中成分濃度の無血測定装置の作動方法。
  9. 前記段階（e ）においてＡic、ｉ=1、2 、3 、4 をそれぞれ第1 の波長、第2 の波長、第3 の波長、及び第4 の波長の光の測定血中成分に対する吸収度とし、Ａij、ｉ=1、2 、3 、4 をそれぞれ第1 の波長、第2 の波長、第3 の波長、及び第4 の波長の光の前記測定血中成分を除いた他の成分に対する吸収度とするとき、Ａ2c、Ａ3c、Ａ4cはＡ1cに比べ無視できる程度であり、前記測定血中成分を除いた他の成分に対しては関係式Ａ1j−Ａ2j≒Ａ2j＋Ａ3j−2 Ａ4jを満足する4 本の波長の光を選択して出力することを特徴とする請求項１に記載の血中成分濃度の無血測定装置の作動方法。
  10. 血糖測定にあたって、前記近赤外線の波長はそれぞれ1625nm、1364nm、1200nm及び1300nmであることを特徴とする請求項９に記載の血中成分濃度の無血測定装置の作動方法。
  11. 前記段階（ａ）ないし段階（ｊ）は、前記血中成分に対する最適の波長セットに対応する波長セットを用い他の血中成分の濃度を測定するために適用されるとともに、前記測定された全ての血中成分の濃度は最終的に測定しようとする血中成分の濃度を一層的確に決定するために適用されることを特徴とする請求項４に記載の血中成分濃度の無血測定装置の作動方法。
  12. ヘモグロビンの濃度を測定するために1164nm、1225nm及び1300nmの波長を有する近赤外線が使用され、前記測定されたヘモグロビンの濃度を以て1718nm、1364nm、1300nm、1164nmの波長を有する近赤外線及び1739nm、1364nm、1300nm、1164nmの波長を有する近赤外線をそれぞれ用いコレステロール及びアルブミンの濃度を求め、最終に前記測定されたヘモグロビン、コレステロール及びアルブミンの濃度を以て1625nm、1364nm、1225nm、1164nmの波長を有する近赤外線を用い血糖濃度を測定することを特徴とする請求項１１に記載の血中成分濃度の無血測定装置の作動方法。
  13. 前記段階（i ）は計量化学分析により前記血中成分の濃度を計算することを特徴とする請求項４に記載の血中成分濃度の無血測定装置の作動方法。
  14. スペクトル領域800 〜1850nmの光を発光する近赤外線光源と、前記近赤外線光源で生じた近赤外線を反射させるための反射器と、前記近赤外線を採集及び集束して、被検対象の皮膚に照射するための集光部と、血液含有組織及び血管において逆散乱されたり、前記血液含有組織及び血管を透過する血中成分の濃度に関する情報を有している近赤外線を受光して進行方向を変更させるための複数の指向部と、血中成分の濃度に関する情報を有している前記近赤外線から3 本以上の波長の光を選択して出力するための複数のスペクトル選択部と、前記複数のスペクトル選択部で選択され出力された各光信号を受信して、アナログ電気信号に変換するための複数の光検出器と、前記複数の光検出器で出力される各アナログ電気信号を増幅するための複数の前置増幅器と、前記増幅されたアナログ電気信号をそれぞれデジタル信号に変換するための複数のアナログ／デジタル変換器と、数３で表現される比率Ｄを計算し、これをメモリに記憶された測定曲線と比較して血中成分の濃度を計算するためのマイクロプロセッサーと、前記マイクロプロセッサーで計算された前記血中成分の濃度を表示するためのディスプレーと、前記光源、前記マイクロプロセッサー、前記複数の光検出器、前記複数の前置増幅器、前記複数のアナログ／デジタル変換器及び前記ディスプレーに電源を供給するための電源供給部とを含み、上記でｉ=1、2 、3 、．．．、n とし、そしてＪi 、Ｊi0をそれぞれ第ｉの波長に対応する逆散乱光または透過光及び入射光の強度とするとき、Ｔi = Ｊi ／Ｊi0であることを特徴とする血中成分濃度の無血測定装置。
    Figure 0003875798
  15. 前記マイクロプロセッサーは、式Ｄ＝（log1/T1 −log1/T2 ）/ （log1/T2 −log1/T3）で表現される比率Ｄを計算し、これをメモリに記憶された測定曲線と比較して血中成分の濃度を計算することを特徴とする請求項１４に記載の血中成分濃度の無血測定装置。
  16. 前記マイクロプロセッサーは、式Ｄ＝（log1/T1 −log1/T2 ）/ （log1/T2＋log1/T3 −2log1/T4）で表現される比率Ｄを計算し、これをメモリに記憶された測定曲線と比較して血中成分の濃度を計算することを特徴とする請求項１４に記載の血中成分濃度の無血測定装置。
  17. 前記近赤外線光源は、皮膚を介して前記血液含有組織及び血管に所定時間のパルス期間中に前記近赤外線を同時に照射することのできるフラッシュランプであることを特徴とする請求項１４に記載の血中成分濃度の無血測定装置。
  18. 前記近赤外線光源は、発光ダイオードであることを特徴とする請求項１４に記載の血中成分濃度の無血測定装置。
  19. 前記近赤外線光源は、レーザーダイオードであることを特徴とする請求項１４に記載の血中成分濃度の無血測定装置。
  20. 前記複数の指向部は、皮膚における表面反射を回避するとともに、逆散乱背景の変化の影響を最小化するために適宜な方向と間隔をおいた複数の直角プリズムを備えることを特徴とする請求項１４に記載の血中成分濃度の無血測定装置。
  21. 前記複数の指向部は、複数の光繊維束を備えることを特徴とする請求項１４に記載の血中成分濃度の無血測定装置。
  22. 前記複数の指向部及び前記複数のスペクトル選択部は、複数の分散プリズムを備えることを特徴とする請求項１４に記載の血中成分濃度の無血測定装置。
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