JP4734354B2

JP4734354B2 - Biological information measuring device

Info

Publication number: JP4734354B2
Application number: JP2008032310A
Authority: JP
Inventors: 省一金山; 和弘逸見; オマー・エス・カーリル; スタニッシュロー・カンター
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2008-02-13
Filing date: 2008-02-13
Publication date: 2011-07-27
Anticipated expiration: 2022-10-31
Also published as: JP2008191160A

Description

本発明は、健康管理や疾病の治療等のために、被検体の血液や細胞液などの体液あるいは生体組織に含まれる物質成分の濃度や物性情報を光音響分光学的に測定し分析する非侵襲の生体情報計測装置に関し、特に可視光、近赤外光、もしくは中間赤外光などを照射して、体液中や生体組織に含まれる水、グルコース、コレステロール、中性脂肪、ヘモグロビン、ビリルビン、コラーゲンなどの物質濃度、酸素や二酸化炭素などのガス濃度、及びアルコールや薬物などの濃度、あるいは皮膚癌や乳癌等の腫瘍、アトピー性皮膚炎、動脈硬化等に代表される生体組織の変性に関する生化学情報や物性情報等を非侵襲的に測定して正確な被検体の組織性状の定量分析あるいは定性分析を行うことができる非侵襲の生体情報計測装置に関する。 The present invention is a photoacoustic spectroscopic method for measuring and analyzing the concentration and physical property information of a substance component contained in a body fluid such as blood or cell fluid of a subject or a biological tissue for health management or disease treatment. Regarding invasive biological information measuring devices, in particular, by irradiating visible light, near infrared light, or mid infrared light, etc., water, glucose, cholesterol, neutral fat, hemoglobin, bilirubin, Concentration of substances such as collagen, gas concentrations such as oxygen and carbon dioxide, alcohol and drugs, etc., or living tissue degeneration such as tumors such as skin cancer and breast cancer, atopic dermatitis, arteriosclerosis, etc. The present invention relates to a non-invasive biological information measuring apparatus capable of performing non-invasive measurement of chemical information, physical property information, and the like to perform accurate quantitative analysis or qualitative analysis of a tissue property of a subject.

被検体内に存在する物質の成分や濃度を測定するための代表的な従来装置例としては、血液中もしくは体液中のグルコース濃度（血糖値）を測定する血糖計がある。現在広く用いられている血糖計は、被検体の指や腕などの部位の一部に針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、この採取した血液中のグルコースを化学反応させてその濃度を測定する。最も一般的なグルコース濃度の計測法としては、酵素電極を用いた方法がある。グルコース検知に使われる酵素は、グルコースオキシダーゼ(GOD)と呼ばれる酵素で、これを高分子膜などに固定化しておき、被検体物質中のグルコースがＧＯＤ固定化膜に接触することによって酸素が消費され、この酸素の変化を捕らえることでグルコース濃度を定量する。このような採血式の血糖計は携帯可能な大きさであり、糖尿病患者の血糖値の管理に利用されている。 A typical conventional apparatus for measuring the components and concentrations of substances present in a subject is a blood glucose meter that measures the glucose concentration (blood glucose level) in blood or body fluid. A blood glucose meter that is widely used at present uses a small amount of blood sample collected by inserting a needle into a part of a subject's finger or arm, and chemically reacts the glucose in the collected blood. And measure its concentration. The most common method for measuring glucose concentration is a method using an enzyme electrode. The enzyme used for glucose detection is an enzyme called glucose oxidase (GOD), which is immobilized on a polymer membrane or the like, and oxygen in the sample substance is consumed by contacting the GOD immobilized membrane with glucose. The glucose concentration is quantified by capturing the change in oxygen. Such a blood collection type blood glucose meter is of a portable size and is used for managing blood glucose levels of diabetic patients.

しかしながら、上記方法では採血のために指や腕などの一部に針を刺す必要があり被検者の皮膚を損傷するとともに苦痛を伴う。そのために、糖尿病患者の血糖値を厳密に管理するためには一日に５、６回以上の測定が望ましいにもかかわらず、現状では一日に２、３回程度の測定回数に留まっている。被検者の皮膚損傷や苦痛を軽減する目的で、微小な針やレーザを用いて痛みを伴わない程度の微小な穴を皮膚表面に開け微量の細胞間質液を採取して測定する方法や、皮膚表面に電圧や超音波を印加して皮膚の浸出透過性を良くし細胞間質液等の浸出液を抽出して測定する方法等が研究されているが、実用には至っていない。
一方、採血や細胞間質液の抽出を必要としない非侵襲のグルコース測定法としては、特公平3-47099号公報あるいは特公平5-58735号公報に示されているような近赤外光を利用した方法がある。ここで、波長帯域が380〜770nm程度の電磁波を可視光、770〜1,500nm程度の電磁波を近赤外光、1,500〜3,000nm程度の電磁波を中赤外光、3,000〜25,000nm程度の電磁波を遠赤外光とする。 However, in the above method, it is necessary to puncture a part of a finger or an arm for blood collection, which damages the subject's skin and is painful. Therefore, in order to strictly control the blood glucose level of a diabetic patient, it is desirable to measure 5 or 6 times a day, but at present, the number of measurements is only about 2 or 3 times a day. . In order to reduce the skin damage and pain of the subject, a method of measuring a minute amount of cell interstitial fluid by opening a minute hole on the skin surface with a fine needle or laser to make it painless, Studies have been made on a method of extracting and measuring exudate such as cell interstitial fluid by applying voltage or ultrasonic wave to the skin surface to improve the exudation permeability of the skin, but it has not been put into practical use.
On the other hand, as a non-invasive glucose measurement method that does not require blood collection or extraction of cell interstitial fluid, near-infrared light as shown in Japanese Patent Publication No. 3-47099 or Japanese Patent Publication No. 5-58735 is used. There is a method used. Here, the electromagnetic wave having a wavelength band of about 380 to 770 nm is visible light, the electromagnetic wave of about 770 to 1,500 nm is near infrared light, the electromagnetic wave of about 1,500 to 3,000 nm is mid-infrared light, and the electromagnetic wave is about 3,000 to 25,000 nm. Far-infrared light.

これらの公報には、被検体の皮膚表面などに異なる複数の波長の近赤外光を照射し、それらの検出信号を基準信号と測定信号とに分け、これらの値を演算処理することによりグルコース濃度を測定する方法が開示されている。上記方法において近赤外光の光源としては、タングステン・ハロゲンランプ等の白色光源から発せられる光を干渉フィルタ等の分光手段により所定の波長に分光する光源系や、単色光もしくはそれに近い半導体レーザ（ＬＤ）や発光ダイオード（ＬＥＤ）が用いられる。また、被検体を透過、拡散した近赤外光の検出器としては、フォトダイオード（ＰＤ）などの受光素子が用いられる。 These publications irradiate the subject's skin surface with near-infrared light having a plurality of different wavelengths, divide the detection signals into reference signals and measurement signals, and compute these values to calculate glucose. A method for measuring concentration is disclosed. In the above method, as a near infrared light source, a light source system that splits light emitted from a white light source such as a tungsten / halogen lamp into a predetermined wavelength by a spectroscopic means such as an interference filter, or a monochromatic light or a semiconductor laser close thereto ( LD) or light emitting diode (LED) is used. A light receiving element such as a photodiode (PD) is used as a detector for near-infrared light transmitted and diffused through the subject.

上記のような近赤外光、更には可視光を用いた生体物質の非侵襲分光分析は近年注目されている方法であり、中遠赤外光を用いた分光分析と比較して生体の構成要素として大部分を占める水の吸収が小さいために、水溶液系の分析が可能であることや、生体を透過する能力が高いという長所を有する。反面、分子振動に帰属する信号が中赤外光領域と比較すると１００分の１程度と小さく、信号の帰属が特定しにくいという短所を有する。すなわち、近赤外領域において目的とする生体物質の信号を検知する場合、目的とする生体物質の濃度変化に対応する信号が非常に小さく、またその信号の帰属が明瞭でない場合が多いという問題を抱えている。 Non-invasive spectroscopic analysis of biological materials using near-infrared light and visible light as described above is a method that has attracted attention in recent years, and is a component of the living body compared with spectroscopic analysis using mid-far infrared light. Therefore, since the absorption of water occupying most of the water is small, it is possible to analyze an aqueous solution system and to have a high ability to permeate a living body. On the other hand, the signal attributed to the molecular vibration is as small as about 1/100 compared with the mid-infrared light region, and the signal attribute is difficult to specify. That is, when a signal of a target biological material is detected in the near-infrared region, the signal corresponding to the concentration change of the target biological material is very small and the attribution of the signal is often not clear. I have it.

もう一つの非侵襲のグルコース測定法としては、近赤外光などの光を被検体に照射し、被検体内のグルコースが前記照射光のエネルギーを吸収することによって生じる音響信号を検出する方法及び装置が米国特許第5,348,002号、特開平10-189公報、特開平11-235331公報に示されている。これらの公報で開示されている光音響分光技術では、一般的に音響信号の検出にマイクロフォンやジルコン−チタン酸鉛系セラミックス（ＰＺＴ）等の圧電振動子が用いられる。しかしながら、被検体に損傷を与えないレベルの入射エネルギーによってグルコース等の物質より生じる音響信号は、非常に微弱であり、繰り返し測定による加算平均化などを行っても、なお被検体内のグルコース濃度等の測定に十分な信号検出能が得られないという問題がある。 As another non-invasive glucose measurement method, a method of irradiating a subject with light such as near infrared light and detecting an acoustic signal generated by glucose in the subject absorbing the energy of the irradiation light, and The apparatus is shown in US Pat. No. 5,348,002, Japanese Patent Application Laid-Open No. 10-189, and Japanese Patent Application Laid-Open No. 11-235331. In the photoacoustic spectroscopic techniques disclosed in these publications, generally, a piezoelectric vibrator such as a microphone or a zircon-lead titanate ceramic (PZT) is used to detect an acoustic signal. However, an acoustic signal generated from a substance such as glucose due to incident energy at a level that does not damage the subject is very weak. Even if averaging is performed by repeated measurement, the concentration of glucose in the subject is still However, there is a problem that sufficient signal detection capability cannot be obtained.

上記実施形態以外にも、被検体のコレステロール、中性脂肪、ヘモグロビン、ビリルビン、酸素量等を非侵襲的に計測する方法や装置が種々開発されている。 In addition to the above embodiments, various methods and apparatuses have been developed for non-invasively measuring cholesterol, neutral fat, hemoglobin, bilirubin, oxygen content and the like of a subject.

本発明の目的は、照射光のエネルギー吸収により誘起される非常に微弱な音響信号を高い精度で計測することができる非侵襲の生体情報計測装置を提供することにある。 An object of the present invention is to provide a non-invasive living body information measuring apparatus capable of measuring a very weak acoustic signal induced by energy absorption of irradiation light with high accuracy.

本発明は、光源と、前記光源で発生された特定波長成分を含む光を出射する照射部と、前記特定波長成分に対して透過性を有し、チタン酸鉛を含む圧電単結晶から形成される圧電素子を有するともに被検体と前記照射部との間に配置され、前記被検体に存在する特定物質が光のエネルギーを吸収することにより生じる音響信号を検出する音響信号検出部を備え、前記照射部から出射された光は、前記音響信号検出部を介して前記被検体に照射されることを特徴とする非侵襲の生体情報計測装置を提供する。 The present invention is formed from a light source, an irradiation unit that emits light including a specific wavelength component generated by the light source, and a piezoelectric single crystal that is transparent to the specific wavelength component and includes lead titanate. An acoustic signal detection unit that is disposed between the subject and the irradiation unit, and that detects an acoustic signal generated when a specific substance existing in the subject absorbs light energy, Provided is a non-invasive living body information measuring apparatus characterized in that light emitted from an irradiation unit is irradiated onto the subject through the acoustic signal detection unit.

本発明によれば、照射光のエネルギー吸収により誘起される非常に微弱な音響信号を高い精度で計測することができる。 According to the present invention, it is possible to measure a very weak acoustic signal induced by energy absorption of irradiation light with high accuracy.

図１は、本発明に係わる生体情報計測装置の実施形態の構成を示すブロック図である。
光源部８は、所望の一つもしくは複数の単色光あるいはそれに近い光を発生する。光源部８で放射された光が複数の場合には、必要に応じて光合波・導波部９で同一光軸に重ね合わせる。そして、光源部８から放射された光、もしくは光合波・導波部９で合波された光は、光ファイバ、薄膜光導波路、あるいは自由空間等で構成される前記光合波・導波部９の一部により照射部１０へ導かれ、照射部１０より被検体１４の所望の部位へ照射される。また、光源部８は、放射する各単色光あるいはそれに近い光の放射強度に比例した電気的な参照光信号１６を発生する。 FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an embodiment of a biological information measuring apparatus according to the present invention.
The light source unit 8 generates one or more desired monochromatic lights or light close thereto. When there are a plurality of lights emitted from the light source unit 8, they are superimposed on the same optical axis by the optical multiplexing / waveguide unit 9 as necessary. The light emitted from the light source unit 8 or the light combined by the optical multiplexing / waveguide unit 9 is an optical fiber, a thin film optical waveguide, a free space, or the like. Is directed to the irradiation unit 10 and is irradiated from the irradiation unit 10 to a desired part of the subject 14. In addition, the light source unit 8 generates an electrical reference light signal 16 proportional to the radiation intensity of each monochromatic light to be emitted or light close thereto.

光の照射により被検体内で生じた音響波は、音響信号検出部１１で検出され、電気信号に変換される。電気的な音響信号と前記参照光信号１６は、信号増幅部１２において所望の振幅に増幅され、データ収集部７に送られる。 The acoustic wave generated in the subject by the light irradiation is detected by the acoustic signal detection unit 11 and converted into an electrical signal. The electrical acoustic signal and the reference light signal 16 are amplified to a desired amplitude by the signal amplification unit 12 and sent to the data collection unit 7.

音響信号検出部１１は少なくともチタン酸鉛を含む固溶系圧電単結晶（a solid solution piezoelectric single crystal (または、a piezoelectric member constituted a solid-solution based single crystal)）を用いた圧電素子により構成される。 The acoustic signal detection unit 11 is configured by a piezoelectric element using a solid solution piezoelectric single crystal (or a piezoelectric member solid a solution based single crystal) containing at least lead titanate.

圧電単結晶は、例えば出発原料としてPbO、ZnO、Nb₂O₅、TiO₂を用い、亜鉛ニオブ酸鉛(zinc lead niobate, Pb[Zn_1/3Nb _2/3]O₃)（PZN）とチタン酸鉛 (lead titanate, PbTiO₃) （PT）とが91：9のモル比で秤量し、1260℃の温度まで5時間で昇温し、0.8℃/hrの速度で800℃まで徐冷した後、室温まで冷却することにより得られる。その後、前記単結晶をラウエカメラ（Laue camera）を用いて〈001〉軸の方位を出し、この軸に垂直にカッターで切断する。0.2〜5mmの厚さに研磨後、スパッタ法（sputter method）によりTi/Au電極を両主面に形成する。次に単結晶をシリコーンオイルに浸して200℃に上げた後、1kV/mmの電界を印加したまま40℃まで冷却して分極処理を施す。このようにして得られた振動子をダイシングソー（dicing saw）を用いて5〜10mm角に形状加工し、音響信号検出部として用いる。以下、このようにして得られた単結晶をPZNT単結晶と呼ぶことにする。このPZNT単結晶の電圧出力係数g₃₃は約43x10^-3Vm/Nであり、音響信号検出に一般的に用いられている圧電セラミクスのg₃₃= 25x10^-3Vm/Nなる値に比べ約1.7倍も大きく、より高い音響信号検出感度が得られる。 The piezoelectric single crystal uses, for example, PbO, ZnO, Nb ₂ O ₅ , TiO ₂ as starting materials, and zinc lead niobate, Pb [Zn _1/3 Nb _2/3 ] O ₃ ) (PZN) Lead titanate (PbTiO ₃ ) (PT) was weighed at a molar ratio of 91: 9, heated to 1260 ° C in 5 hours, and gradually cooled to 800 ° C at a rate of 0.8 ° C / hr. Thereafter, it is obtained by cooling to room temperature. Thereafter, the single crystal is oriented with the <001> axis using a Laue camera and cut with a cutter perpendicular to the axis. After polishing to a thickness of 0.2 to 5 mm, Ti / Au electrodes are formed on both main surfaces by a sputtering method. Next, the single crystal is immersed in silicone oil and raised to 200 ° C., and then cooled to 40 ° C. while applying an electric field of 1 kV / mm and subjected to polarization treatment. The vibrator thus obtained is shaped into a 5 to 10 mm square using a dicing saw and used as an acoustic signal detector. Hereinafter, the single crystal thus obtained is referred to as a PZNT single crystal. The voltage output coefficient g ₃₃ of this PZNT single crystal is about 43x10 ^-3 Vm / N, which is about 1.7 compared with the value of g ₃₃ = 25x10 ^-3 Vm / N of piezoelectric ceramics generally used for acoustic signal detection. It is twice as large, and higher acoustic signal detection sensitivity can be obtained.

照射部１０、音響信号検出部１１、温度制御部１３、及び接触感知センサ１５は被検体１４と接するインタフェース部１７を構成する。温度制御部１３は前記被検体１４の所望の測定部位近傍に配置され、測定部位の温度を制御する。温度制御部１３に用いる温度制御素子としては,ペルチェ素子のような,印加電流や印加電圧を可変することにより温度制御可能な熱電変換デバイスを用いることができる。例えば、ペルチェ素子により測定部位の温度を所望の温度、例えば20℃〜40℃の範囲で一定の温度に制御する。光音響計測は測定温度条件に影響を受けるので、前記のような温度制御部１３を設けることにより被検体１４の測定部位の測定温度条件を一定に保つことができ、測定精度を向上させることができる。
また、被検体１４の測定部位とインタフェース部１７の接触度も光音響計測に影響を与える。接触感知センサ１５は前記被検体１４の測定部位とインタフェース部１７の接触度（接触圧力）を検出し、被検体１４の測定部位とインタフェース部１７の接触度が所望の条件になった時に測定を行うように測定を制御する。例えば、インタフェース部１７を測定部位に当てる際に、接触検知センサ１５を動作状態にしておき、接触度を検知しながらインタフェース部１７を測定部位に近づけていき、接触度が定められた正常範囲に入ったらインタフェース部１７を測定部位に近づける動作を停止させて測定動作（照射光の照射）を開始するようにする。また、インタフェース部１７に接触する物体がない場合に制御部３において前記照射部１０より当該装置外部に照射光を放射しないよう制御することにより、照射光による生体の眼球損傷等の危険を回避することも可能となる。前記前記接触感知センサ１５としては、例えば圧力や電気抵抗の変化から測定部位の接触度を検知する素子を用いることができる。
また、インタフェース部１７には、被検体１４の測定部位とインタフェース部１７の接触度を調整する接触度調整機構１８を設け、接触感知センサ１５の信号によりその接触度を調整することができる。その接触度を調整する機構１８としては、機械的にインタフェース部１７、あるいはその一部を可動させるようにしても良いし、圧電体の変位を利用する機構とすることもできる。また、接触感知センサ１５により検知された接触度が過度に高い場合は、被検体１４の測定部位に対して過度に強い刺激あるいは損傷も考えられるので、それらの危険を回避するために照射光の照射停止等測定動作自体を停止させて安全性を確保するようにする。その際、制御部３は、測定動作停止に連動させてインタフェース部１７を測定部位から離すように接触度調整機構１８を制御することでさらに安全性を高めることができる。このように、接触感知センサ１５により検知された接触度に応じて、検知値が定められた正常範囲に無い場合は、安全性を確保すべく接触度を調整したり、照射光の照射停止等測定自体を停止する制御を行う。 The irradiation unit 10, the acoustic signal detection unit 11, the temperature control unit 13, and the contact detection sensor 15 constitute an interface unit 17 that contacts the subject 14. The temperature control unit 13 is disposed near a desired measurement site of the subject 14 and controls the temperature of the measurement site. As the temperature control element used in the temperature control unit 13, a thermoelectric conversion device such as a Peltier element that can be controlled in temperature by varying an applied current or an applied voltage can be used. For example, the temperature of the measurement site is controlled to a desired temperature, for example, in the range of 20 ° C. to 40 ° C. by the Peltier element. Since the photoacoustic measurement is affected by the measurement temperature condition, by providing the temperature control unit 13 as described above, the measurement temperature condition of the measurement site of the subject 14 can be kept constant, and the measurement accuracy can be improved. it can.
Further, the degree of contact between the measurement site of the subject 14 and the interface unit 17 also affects the photoacoustic measurement. The contact sensor 15 detects the degree of contact (contact pressure) between the measurement site of the subject 14 and the interface unit 17, and performs measurement when the contact level between the measurement site of the subject 14 and the interface unit 17 becomes a desired condition. Control the measurements as you do. For example, when the interface unit 17 is applied to the measurement site, the contact detection sensor 15 is set in an operating state, and the interface unit 17 is brought close to the measurement site while detecting the contact level, and the contact level is within a predetermined normal range. When entering, the operation of bringing the interface unit 17 close to the measurement site is stopped and the measurement operation (irradiation of irradiation light) is started. Further, when there is no object in contact with the interface unit 17, the control unit 3 controls the irradiation unit 10 so as not to emit the irradiation light to the outside of the apparatus, thereby avoiding the risk of eye damage to the living body due to the irradiation light. It is also possible. As the contact detection sensor 15, for example, an element that detects the degree of contact of a measurement site from a change in pressure or electrical resistance can be used.
The interface unit 17 is provided with a contact degree adjusting mechanism 18 that adjusts the contact degree between the measurement site of the subject 14 and the interface unit 17, and the contact degree can be adjusted by a signal from the contact detection sensor 15. As the mechanism 18 for adjusting the degree of contact, the interface unit 17 or a part thereof may be mechanically moved, or a mechanism using the displacement of the piezoelectric body may be used. In addition, when the degree of contact detected by the contact detection sensor 15 is excessively high, excessively strong stimulation or damage to the measurement site of the subject 14 may be considered. Therefore, in order to avoid such danger, The measurement operation itself such as irradiation stop is stopped to ensure safety. At that time, the control unit 3 can further enhance the safety by controlling the contact degree adjusting mechanism 18 so as to move the interface unit 17 away from the measurement site in conjunction with the stop of the measurement operation. As described above, according to the contact degree detected by the contact detection sensor 15, when the detected value is not within the predetermined normal range, the contact degree is adjusted to ensure safety, irradiation of the irradiation light is stopped, or the like. Control to stop the measurement itself.

前記データ収集部７に送られた電気信号は、データ収集部７においてデジタル信号に変換され収集される。収集されたデジタル信号は、信号処理部６において所望の信号処理が行われ、その結果はデータ記憶部４に保存されると共に、必要に応じて表示部１に所望の情報が表示される。表示部１の情報表示方法は、画面への表示などによる視覚情報伝達手段の他にも、音声などによる聴覚情報伝達手段、あるいは振動などによる触覚情報伝達手段などを用いることもできる。更には、それら複数の手段を併用することも可能である。当該装置の操作は操作部２より行う。操作の方法としては、キーボード、マウス、ボタン、タッチキーパネル、音声など当該装置の使用者に適した所望の操作手段を用いることができる。
制御部３は、当該装置の使用者が操作する操作部２の信号や接触感知センサ１５の出力信号等に基づき、表示部１、データ記憶部４、電源部５、信号処理部６、データ収集部７、光源部８、信号増幅部１２、温度制御部１３などの当該装置の動作を制御する。また、電源部６は、表示部１、制御部３、光源部８、信号増幅部１２などへ電力を供給し、更に制御部３は、必要に応じてデータ記憶部４、信号処理部６、データ収集部７、接触感知センサ１５などへ電力を供給する。
本実施形態の光源部９において使用する単色光あるいはそれに近い光を発生させる光源としては、半導体レーザ（ＬＤ）や発光ダイオード（ＬＥＤ）等の小型の発光素子が望ましく、所望の波長で発光するそれらの素子を一つもしくは複数使用することができる。
例えば、本発明に関わる一実施形態として被検体内のグルコース濃度を測定する場合には、波長が400〜2,500nmの範囲内にある複数の光を照射する。この際に使用するＬＤやＬＥＤとしては、発光波長が550〜650nm程度ではInGaAlP、発光波長が650〜900nm程度ではGaAlAs、発光波長が900〜2,300nm程度ではInGaAsもしくはInGaAsPなどの材料を用いたＬＤやＬＥＤを使用することができる。また最近では、波長が550nm以下で発光する InGaNを用いた発光素子も使用可能になりつつある。 The electrical signal sent to the data collection unit 7 is converted into a digital signal and collected by the data collection unit 7. The collected digital signal is subjected to desired signal processing in the signal processing unit 6, and the result is stored in the data storage unit 4 and desired information is displayed on the display unit 1 as necessary. As the information display method of the display unit 1, in addition to visual information transmission means by display on a screen or the like, auditory information transmission means by voice or the like or tactile information transmission means by vibration or the like can be used. Furthermore, it is possible to use a plurality of these means in combination. The device is operated from the operation unit 2. As an operation method, a desired operation means suitable for the user of the apparatus, such as a keyboard, a mouse, a button, a touch key panel, and voice, can be used.
The control unit 3 is configured to display the display unit 1, the data storage unit 4, the power supply unit 5, the signal processing unit 6, the data collection based on the signal of the operation unit 2 operated by the user of the apparatus, the output signal of the touch sensor 15, and the like. The operation of the apparatus such as the unit 7, the light source unit 8, the signal amplification unit 12, and the temperature control unit 13 is controlled. The power supply unit 6 supplies power to the display unit 1, the control unit 3, the light source unit 8, the signal amplification unit 12, and the control unit 3 further includes a data storage unit 4, a signal processing unit 6, Power is supplied to the data collection unit 7, the touch sensor 15 and the like.
As a light source for generating monochromatic light or light close thereto used in the light source unit 9 of the present embodiment, a small light emitting element such as a semiconductor laser (LD) or a light emitting diode (LED) is desirable, and those emitting light at a desired wavelength. One or a plurality of these elements can be used.
For example, as an embodiment according to the present invention, when measuring the glucose concentration in a subject, a plurality of lights having a wavelength in the range of 400 to 2,500 nm are irradiated. The LD and LED used in this case are InGaAlP when the emission wavelength is about 550 to 650 nm, GaAlAs when the emission wavelength is about 650 to 900 nm, and LD using a material such as InGaAs or InGaAsP when the emission wavelength is about 900 to 2,300 nm. And LEDs can be used. Recently, light-emitting elements using InGaN that emit light with a wavelength of 550 nm or less are becoming available.

本発明の第１の実施形態に係わる光源部８、及び光合波・導波部９の構成例を図２に示す。４個の光源（２０−１、２０−２、２０−３、２０−４）はそれぞれ異なる波長の光を放射する。また、放射される光の強度や変調周波数は、制御部からの信号によって前記各光源に印加する電流量を可変することによって制御する。各々の波長の光は、コリメートレンズ (collimate lens)（２１−１、２１−２、２１−３、２１−４）により平行光線にし、更にＮＤフィルタ（２２−１、２２−２、２２−３、２２−４）により所望の光強度にされる。そして、直角プリズム(right-angle prism)２３及びダイクロイックプリズム(dichroic prism)（２４−１、２４−２、２４−３）により４波長の光を同一光軸に重ね合わせる。重ね合わせられた光はビームスプリッタ (beam splitter)２８により２つに分割され一方は出力光２９とし、他方は参照光として参照光用ＮＤフィルタ２７とフォーカスレンズ２６を介して参照光用光検出器２５に入射する。参照光用光検出器２５は、入射した光信号を電気信号に変換して参照光信号１６を発生する。
本実施形態では、４個の光源の場合を示しているが、同様な構成により任意の光源数の光を同一光軸に合波することが可能である。本実施形態に示したような構成とすることにより、比較的小型の合波光学系とすることができる。また、本実施形態以外にも光通信用に開発されている市販の多重波長合波・分波器を用いることもできる。更に、出力光２９は空間伝搬により照射部１０へと導いても良いし、或いは光ファイバや薄膜光導波路を介して照射部へと導くことも可能である。
照射部１０より被検体１４に照射するビームの大きさとしては、例えば直径0.4mm程度のほぼ均一な光強度分布を有する円形状のビームを用いる。また、照射する光強度は、被検体の生体組織に損傷を与えない程度とし、例えばレーザ光を用いる場合にはJIS C 6802 「レーザ製品の放射安全基準」に規定されている最大許容露光量（ＭＰＥ）以下の強度とする。 FIG. 2 shows a configuration example of the light source unit 8 and the optical multiplexing / waveguide unit 9 according to the first embodiment of the present invention. The four light sources (20-1, 20-2, 20-3, 20-4) each emit light having different wavelengths. Further, the intensity and modulation frequency of the emitted light are controlled by varying the amount of current applied to each light source by a signal from the control unit. The light of each wavelength is collimated by collimate lenses (21-1, 21-2, 21-3, 21-4), and further ND filters (22-1, 22-2, 22-3). 22-4) to obtain a desired light intensity. Then, light of four wavelengths is superimposed on the same optical axis by a right-angle prism 23 and a dichroic prism (24-1, 24-2, 24-3). The superposed light is split into two by a beam splitter 28, one being output light 29, and the other being reference light, a reference light detector 27 through a reference light ND filter 27 and a focus lens 26. 25 is incident. The reference light detector 25 converts the incident optical signal into an electrical signal and generates a reference optical signal 16.
In the present embodiment, the case of four light sources is shown, but it is possible to multiplex light of an arbitrary number of light sources on the same optical axis with the same configuration. By adopting the configuration as shown in the present embodiment, a relatively compact multiplexing optical system can be obtained. In addition to this embodiment, a commercially available multiple wavelength multiplexer / demultiplexer developed for optical communication can also be used. Further, the output light 29 may be guided to the irradiation unit 10 by spatial propagation, or may be guided to the irradiation unit via an optical fiber or a thin film optical waveguide.
As the size of the beam irradiated from the irradiation unit 10 onto the subject 14, for example, a circular beam having a substantially uniform light intensity distribution with a diameter of about 0.4 mm is used. In addition, the intensity of the irradiated light is set so as not to damage the living tissue of the subject. For example, when laser light is used, the maximum allowable exposure amount specified in JIS C 6802 “Laser Product Radiation Safety Standards” ( MPE) The following strength is assumed.

図３は、本発明に係わる生体情報計測装置の第２の実施形態の構成を示す図である。音響信号検出部１１には上述のPZNT単結晶３０を用いる。PZNT単結晶は可視光から赤外領域の波長において透過性が高く、その透過率は波長400〜6,000nmの光に対して約70%である。電極３１としては、例えば、液晶ディスプレイやプラズマディスプレイ等に用いられているITO (Indium Tin Oxide, In₂O₃(Sn))等の透明導電性物質を用い、両主面にスパッタ法（sputter method）により形成する。さらに被検体１４（生体）との音響インピーダンスの整合をとるために、音響整合層３２、３３を形成する。音響整合層には例えば光学的に透明なエポキシ樹脂 (epoxy resin)等を用い、第１音響整合層３２には約7x10⁶kg/m²sの音響インピーダンスを有する樹脂を、第２音響整合層３３には約3x10⁶kg/m²sの音響インピーダンスを有する樹脂を夫々用いる。 FIG. 3 is a diagram showing the configuration of the second embodiment of the biological information measuring apparatus according to the present invention. The acoustic signal detector 11 uses the PZNT single crystal 30 described above. The PZNT single crystal is highly transmissive at wavelengths from the visible light to the infrared region, and its transmittance is about 70% for light with a wavelength of 400 to 6,000 nm. As the electrode 31, for example, a transparent conductive material such as ITO (Indium Tin Oxide, In ₂ O ₃ (Sn)) used in liquid crystal displays and plasma displays is used, and a sputtering method (sputter method) is used on both main surfaces. ). Further, acoustic matching layers 32 and 33 are formed in order to match the acoustic impedance with the subject 14 (living body). For example, an optically transparent epoxy resin is used for the acoustic matching layer, and a resin having an acoustic impedance of about 7 × 10 ⁶ kg / m ² s is used for the first acoustic matching layer 32. The resin 33 has an acoustic impedance of about 3 × 10 ⁶ kg / m ² s.

音響信号検出部の被検体１４との接触部には薄い保護膜３４を形成すると、信号検出部の信頼性が向上する。この保護膜３４にも、光学的に透明なシリコーン樹脂を用いる。このような構造とすることで、音響信号検出部１１を光学的に透明に構成することができ、照射部より照射するビームを音響信号検出部１１を透過して被検体１４に照射することが可能となる。 If a thin protective film 34 is formed on the contact portion of the acoustic signal detector with the subject 14, the reliability of the signal detector is improved. The protective film 34 is also made of an optically transparent silicone resin. With such a structure, the acoustic signal detection unit 11 can be configured to be optically transparent, and a beam irradiated from the irradiation unit can pass through the acoustic signal detection unit 11 and irradiate the subject 14. It becomes possible.

このとき、照射光が通過するPZNT単結晶３０、音響整合層３２、３３、及び保護膜３４の屈折率は等価であるかもしくは類似していることが望ましい。また、必要に応じて音響整合層３３と保護膜３４の間に被検体１４の照射領域を制御するための対物レンズや光導波路を配置してもよい。照射部１０より照射するビームを音響信号検出部１１を透過して被検体１４に照射することにより、照射部１０と音響信号検出部１１を一体的に構成することが可能となり、例えば複数個の測定系をマトリクス状に配列して測定する場合など、集積度を増加させることができる。また、ビーム照射位置と音響信号検出位置が同一となるので、音響信号の検出効率を高める事ができ測定精度も向上する。 At this time, it is desirable that the refractive indexes of the PZNT single crystal 30, the acoustic matching layers 32 and 33, and the protective film 34 through which the irradiation light passes are equivalent or similar. Further, an objective lens or an optical waveguide for controlling the irradiation region of the subject 14 may be disposed between the acoustic matching layer 33 and the protective film 34 as necessary. By irradiating the subject 14 with the beam irradiated from the irradiation unit 10 through the acoustic signal detection unit 11, the irradiation unit 10 and the acoustic signal detection unit 11 can be integrally configured. The degree of integration can be increased, for example, when measuring is performed by arranging measurement systems in a matrix. In addition, since the beam irradiation position and the acoustic signal detection position are the same, the detection efficiency of the acoustic signal can be increased and the measurement accuracy is also improved.

つまり、図４に示すように、音響整合層３３と保護膜３４の間に、被検体１４の照射領域を制御するための前後移動可能な対物レンズ３５、又は光導波路を配置してもよい。照射部１０より照射するビームを音響信号検出部１１を透過して被検体１４に照射することにより、照射部１０と音響信号検出部１１を一体的に構成することができ、装置の小型化が可能になる。 That is, as shown in FIG. 4, an objective lens 35 that can be moved back and forth for controlling the irradiation region of the subject 14 or an optical waveguide may be disposed between the acoustic matching layer 33 and the protective film 34. By irradiating the subject 14 with the beam irradiated from the irradiating unit 10 through the acoustic signal detecting unit 11, the irradiating unit 10 and the acoustic signal detecting unit 11 can be integrally configured, and the apparatus can be downsized. It becomes possible.

それにより、図５に示すように、複数の音響信号検出部１１を複数の照射部１０とともに、高い集積度で、平面的に（例えば、マトリクス状に）配列することが可能となる。このような配列構造により、複数の音響信号検出部１１で検出された検出位置の異なる複数の生体情報アイテムに基づいて、制御部３において、２次元又は３次元で、生体情報の空間分布、例えばグルコースやヘモグロビンの被検体内濃度分布を生成することができる。また、複数の音響信号検出部１１を平面的に配列したので、ビーム照射位置と音響信号検出位置との距離を一定に保つことができる。したがって、その距離を最適化して音響信号の検出効率を最大化することができ、測定精度も向上する。 Thereby, as shown in FIG. 5, it is possible to arrange the plurality of acoustic signal detection units 11 together with the plurality of irradiation units 10 with a high degree of integration in a plane (for example, in a matrix). Based on such an array structure, based on a plurality of biological information items with different detection positions detected by the plurality of acoustic signal detection units 11, the control unit 3 can perform two-dimensional or three-dimensional spatial distribution of biological information, for example, A concentration distribution of glucose and hemoglobin in the subject can be generated. In addition, since the plurality of acoustic signal detectors 11 are arranged in a plane, the distance between the beam irradiation position and the acoustic signal detection position can be kept constant. Therefore, the distance can be optimized to maximize the detection efficiency of the acoustic signal, and the measurement accuracy can be improved.

その他、２次元又は３次元の生体情報の空間分布を得るには、照射部１０を複数設ける代わりに、照射部１０を移動させる移動機構を設け、複数の音響信号検出部１１を、図５に示すように、アレイ状にすることにより、移動機構により照射部１０を移動させて光の照射位置を変更させて異なる検出位置（２次元又は３次元的位置）での生体情報を検出するようにすればよい。アレイ状の音響信号検出側は、全ての音響信号検出部１１を信号検出可能にしておくか、あるいは光の照射位置の変更に応じて信号検出可能な音響信号検出部１１を切り換えて信号を検出するようにすればよい。また、照射部１０および音響信号検出部１１を移動させる移動機構を設け、移動機構により照射部１０を移動させて光の照射位置を変更させ、その変更に応じて音響信号検出部１１も移動させることにより異なる検出位置（２次元又は３次元的位置）での生体情報を検出するようにしてもよい。 In addition, in order to obtain a spatial distribution of two-dimensional or three-dimensional biological information, instead of providing a plurality of irradiation units 10, a moving mechanism for moving the irradiation units 10 is provided, and a plurality of acoustic signal detection units 11 are shown in FIG. As shown, the irradiation unit 10 is moved by the moving mechanism to change the irradiation position of the light so as to detect biological information at different detection positions (two-dimensional or three-dimensional positions). do it. The array-like acoustic signal detection side detects all the acoustic signal detection units 11 so that signals can be detected, or switches the acoustic signal detection unit 11 that can detect signals according to the change of the light irradiation position. You just have to do it. Moreover, the moving mechanism which moves the irradiation part 10 and the acoustic signal detection part 11 is provided, the irradiation part 10 is moved by a movement mechanism, the irradiation position of light is changed, and the acoustic signal detection part 11 is also moved according to the change. Thus, biological information at different detection positions (two-dimensional or three-dimensional positions) may be detected.

以上のように本実施形態によれば、音響信号検出器を、チタン酸鉛を含む固溶系圧電単結晶を用いた透明性を有する圧電素子で構成することにより、光照射部と被検体との間に音響信号検出器を配置することができる。それにより、光を被検体に垂直に照射し、それとともに、被検体からの音響を圧電素子で垂直に受けることができ、したがって音響信号の検出効率を高めると共に高感度に検出することが可能となり、測定精度を向上させることができる。また、照射部と音響信号検出部を一体的に構成でき装置小型化を実現することができる。 As described above, according to the present embodiment, the acoustic signal detector is composed of a transparent piezoelectric element using a solid solution type piezoelectric single crystal containing lead titanate, so that the light irradiation unit and the subject are An acoustic signal detector can be arranged between them. As a result, the object can be irradiated with light vertically, and the sound from the object can be received vertically by the piezoelectric element, thus increasing the detection efficiency of the sound signal and detecting it with high sensitivity. Measurement accuracy can be improved. In addition, the irradiation unit and the acoustic signal detection unit can be configured integrally, and downsizing of the apparatus can be realized.

図６に本発明に係わる生体情報計測装置の第３の実施形態の構成を示す図である。本実施形態では、光源４０−１、４０−２、４０−３より放射される複数の波長の光を光合波部４１によって同一光軸に合波し、光ファイバ４２を介して光分波・光スイッチ部４３にて所望の数に合波された光を分波又は分岐すると共に、光照射・音響信号検出部４４への照射光を伝搬させるか否かを制御する。光照射・音響信号検出部４４は前記本発明の第２の実施形態で示した照射部１０より照射するビームを透過して被検体１４に照射可能な音響信号検出部１１を複数有しており、信号増幅部１２において所望の信号強度に増幅された後、サンプルホールド＆マルチプレクサ４５及びデータ収集部７において同時に全ての音響信号検出器からの音響信号を収集することもできるし、一部の音響信号検出器の音響信号のみを収集することもできる。収集した音響信号は信号処理部６において適時処理され、被検体の組織性状の定量分析あるいは定性分析に用いられる。図６に示す生体情報計測装置により２次元又は３次元の生体情報の空間分布を得るには、例えば次のようにすればよい。光分波・光スイッチ部４３により、複数の光ファイバ４２のうちの照射光を伝搬させる光ファイバを選択的に切り換えて、光の照射位置を変更するようにする。そして、音響信号検出部４４は、図５に示すように、複数の音響信号検出部をアレイ状にすることにより、異なる検出位置（２次元又は３次元的位置）での生体情報を検出する。あるいは、光分波・光スイッチ部４３により、複数の光ファイバ４２のうちの照射光を伝搬させる光ファイバを選択的に切り換えて、光の照射位置を変更するようにするとともに、音響信号検出部を移動させる移動機構を設け、光分波・光スイッチ部４３による光照射位置の変更に応じて移動機構が音響信号検出部を移動させるようにして、異なる検出位置（２次元又は３次元的位置）での生体情報を検出するようにしてもよい。このようにして、検出された、異なる位置（２次元又は３次元的位置）での生体情報に基づいて、信号処理部６において、２次元又は３次元の生体情報の空間分布、例えばグルコースやヘモグロビンの被検体内濃度分布を生成することができる。 FIG. 6 is a diagram showing the configuration of the third embodiment of the biological information measuring apparatus according to the present invention. In the present embodiment, light having a plurality of wavelengths emitted from the light sources 40-1, 40-2, and 40-3 is multiplexed on the same optical axis by the optical multiplexing unit 41, and the optical demultiplexing / The optical switch unit 43 demultiplexes or branches the light combined into a desired number, and controls whether or not the irradiation light to the light irradiation / acoustic signal detection unit 44 is propagated. The light irradiation / acoustic signal detection unit 44 includes a plurality of acoustic signal detection units 11 that transmit the beam irradiated from the irradiation unit 10 shown in the second embodiment of the present invention and can irradiate the subject 14. After being amplified to a desired signal intensity by the signal amplifying unit 12, the acoustic signals from all the acoustic signal detectors can be collected simultaneously by the sample hold & multiplexer 45 and the data collecting unit 7. It is also possible to collect only the acoustic signal of the signal detector. The collected acoustic signals are timely processed by the signal processing unit 6 and used for quantitative analysis or qualitative analysis of the tissue properties of the subject. In order to obtain the spatial distribution of two-dimensional or three-dimensional biological information by the biological information measuring device shown in FIG. 6, for example, the following may be performed. The optical demultiplexing / optical switch unit 43 selectively switches an optical fiber that propagates irradiation light among the plurality of optical fibers 42 to change the light irradiation position. Then, as shown in FIG. 5, the acoustic signal detection unit 44 detects biological information at different detection positions (two-dimensional or three-dimensional positions) by arranging a plurality of acoustic signal detection units in an array. Alternatively, the optical demultiplexing / optical switch unit 43 selectively switches the optical fiber that propagates the irradiation light among the plurality of optical fibers 42 to change the light irradiation position, and the acoustic signal detection unit And moving the acoustic signal detector in accordance with the change of the light irradiation position by the optical demultiplexing / optical switch unit 43 so that different detection positions (two-dimensional or three-dimensional positions) are provided. ) May be detected. Thus, based on the detected biological information at different positions (two-dimensional or three-dimensional positions), the signal processing unit 6 uses the spatial distribution of the two-dimensional or three-dimensional biological information, for example, glucose or hemoglobin. In-subject concentration distribution can be generated.

図８は、本発明に係わる生体情報計測装置の第４の実施形態の構成を示す図であり、図７は音響信号検出部１１や光照射・音響信号検出部４４に用いる複合圧電体の構造を示した図である。まず図７に示す複合圧電体について説明する。はじめに、前述の如くPZNT単結晶ウェハを作製する。厚さ0.5〜5mm程度に研磨し、単結晶をダイシングソーで、0.1〜0.6mm厚のブレードにより、0.5〜1mmピッチで低部50mm程度を切り残す深さの溝をアレイ状に入れた後、エポキシ樹脂を切断溝に充填して硬化させた。なお、用いたエポキシ樹脂の音響インピーダンスは、3x10⁶kg/m²sであり、光学的に透明な樹脂を使用した。次に、先の切断溝に対して直角に同様の切断溝を形成して同様なエポキシ樹脂を充填し、硬化させた。その後、切り残し部を研磨除去し、両面にITO電極をスパッタにより形成して複合圧電体とした。図７に示す複合圧電体は１−３型構造と呼ばれ、樹脂５０の母相に圧電体柱３０がマトリクス状に配置された構造となっている。この状態で電気機械結合係数を測定したところ85%となり、極めて大きな値が得られる。このように、ＰＺＮＴ単結晶の圧電素子と樹脂を組み合せて複合圧電体とすることにより、さらに感度を向上させることができる。 FIG. 8 is a diagram showing the configuration of the fourth embodiment of the biological information measuring apparatus according to the present invention, and FIG. 7 shows the structure of a composite piezoelectric material used for the acoustic signal detection unit 11 and the light irradiation / acoustic signal detection unit 44. FIG. First, the composite piezoelectric body shown in FIG. 7 will be described. First, a PZNT single crystal wafer is fabricated as described above. After polishing to a thickness of about 0.5 to 5 mm, a single crystal is diced with a blade of 0.1 to 0.6 mm thickness, and after placing grooves with a depth of leaving about 50 mm at a pitch of 0.5 to 1 mm in an array, The epoxy resin was filled in the cut groove and cured. The acoustic impedance of the epoxy resin used was 3 × 10 ⁶ kg / m ² s, and an optically transparent resin was used. Next, a similar cut groove was formed at a right angle to the previous cut groove, and the same epoxy resin was filled and cured. Thereafter, the uncut portion was polished and removed, and ITO electrodes were formed on both surfaces by sputtering to obtain a composite piezoelectric body. The composite piezoelectric material shown in FIG. 7 is called a 1-3 type structure, and has a structure in which the piezoelectric columns 30 are arranged in a matrix on the matrix of the resin 50. When the electromechanical coupling coefficient was measured in this state, it was 85%, and an extremely large value was obtained. Thus, sensitivity can be further improved by combining a piezoelectric element of PZNT single crystal and a resin to form a composite piezoelectric body.

図８に示すように、複数の圧電素子３０の共通電極３１の背面には、音響整合層３２、３３、保護膜３４が積層される。音響整合層３２、３３及び保護膜３４を形成する。これらは第２の実施形態と同様に光学的に透明な樹脂を用いる。このような構造にすることで、音響信号検出部１１や光照射・音響信号検出部４４を光学的に透明に構成することができ、照射部より照射するビーム２９を音響信号検出部１１や光照射・音響信号検出部４４を透過して被検体１４に照射することが可能となる。また、光学的に不透明なPZTセラミクスを圧電体部３０に用いても良い。この場合は、照射部より照射するビームは、複合圧電体の樹脂部５０を透過して被検体１４に照射する。 As shown in FIG. 8, acoustic matching layers 32 and 33 and a protective film 34 are laminated on the back surface of the common electrode 31 of the plurality of piezoelectric elements 30. The acoustic matching layers 32 and 33 and the protective film 34 are formed. These use an optically transparent resin as in the second embodiment. With such a structure, the acoustic signal detection unit 11 and the light irradiation / acoustic signal detection unit 44 can be configured to be optically transparent, and the beam 29 irradiated from the irradiation unit is used as the acoustic signal detection unit 11 and the light. It is possible to irradiate the subject 14 through the irradiation / acoustic signal detection unit 44. Further, optically opaque PZT ceramics may be used for the piezoelectric body portion 30. In this case, the beam irradiated from the irradiation unit passes through the resin portion 50 of the composite piezoelectric body and irradiates the subject 14.

本実施形態では、以上の方法で１−３型複合圧電体を作製したが、作製方法はこれに特定する必要はない。例えば、単結晶を最初からフルカットしても良いし、最初からマトリクス状にカットして、その後樹脂を充填しても良い。また、切り残し部を完全に除去しなくても良い。以上のことは２−２型構造においても同様である。さらに、本実施形態のようにエポキシ樹脂を２段階に分けて充填する場合は、その種類を変えても良い。複合圧電体を作製後、再分極処理を施しても良い。 In the present embodiment, the 1-3 type composite piezoelectric body is manufactured by the above method, but the manufacturing method is not necessarily specified. For example, the single crystal may be fully cut from the beginning, or may be cut from the beginning into a matrix and then filled with resin. Moreover, it is not necessary to completely remove the uncut portion. The same applies to the 2-2 type structure. Further, when the epoxy resin is filled in two stages as in this embodiment, the type may be changed. After the composite piezoelectric material is manufactured, repolarization treatment may be performed.

以上、圧電単結晶は、亜鉛ニオブ酸鉛とチタン酸鉛の固溶系についての実施形態や比較例を示したが、Znの代わりにMg、Ni、Sc、In、Ybの少なくとも一部を用いた場合、またNbを一部Taで置換したものでも同様の結果が得られる。 As described above, the piezoelectric single crystal has shown an embodiment and a comparative example of a solid solution system of lead zinc niobate and lead titanate, but at least a part of Mg, Ni, Sc, In, and Yb was used instead of Zn. In this case, the same result can be obtained even when Nb is partially substituted with Ta.

また、圧電単結晶はフラックス法(flux method)、ブリッジマン法(Bridgman method)やキロプーロス法（溶融引き上げ法）(Kyropoulous method(a melt pulling method))、ゾーンメルティング法(zone melting method)、水熱育成法(hydrothermal growth method) などで作製してもよい。 Piezoelectric single crystals are also available in the flux method, Bridgman method, Kiropoulous method (a melt pulling method), zone melting method, water It may be produced by a thermal growth method.

前記実施形態では、電極をスパッタ法により形成したが、焼き付け法（a baking method）や蒸着法(a vapor deposition method)を用いてもよい。前記樹脂と圧電体により形成される複合圧電体は、圧電単結晶３０と複合圧電体樹脂部５０の光学的な屈折率と透過率を等価にするかもしくは類似させ、前記照射光は複合圧電体の任意の場所を透過して前記被検体に照射できるようにしてもよい。 In the above embodiment, the electrodes are formed by the sputtering method, but a baking method or a vapor deposition method may be used. The composite piezoelectric body formed of the resin and the piezoelectric body equalizes or resemble the optical refractive index and transmittance of the piezoelectric single crystal 30 and the composite piezoelectric resin portion 50, and the irradiation light is the composite piezoelectric body. It may be possible to irradiate the subject through an arbitrary place.

また、光ファイバ４２を採用しないで、図９に示すように、圧電素子３０と樹脂部５０との複合圧電体の直上に照射部１０を配置するようにしても良い。 Alternatively, the irradiation unit 10 may be disposed directly on the composite piezoelectric body of the piezoelectric element 30 and the resin unit 50 as shown in FIG. 9 without using the optical fiber 42.

また、図１０に示すように、複数の圧電素子３０を稠密に配列し、光照射経路上の部分だけ透明樹脂５０で形成するようにしても良い。より具体的な生体情報計測の例として、被検体１４内のグルコース濃度を非侵襲的に計測する場合を以下に示す。まず、被検体１４に存在する所望の分子由来の音響信号を得るため、被検体１４の皮膚表面にグルコース分子や水分子等の吸収スペクトル帯にある波長が４００〜２，５００ｎｍの複数波長の光（電磁波）を個別にパルス的に印加する。その時、各々の光は前記インタフェース部１７の一部を構成する照射部１０を介して被検体１４に照射される。この時、被検体１４に照射された各々の光のエネルギーを吸収した所望の分子は音響信号を発生する。ここで、少なくとも前記所望の分子由来の音響信号の一つはグルコース分子由来の音響信号であるとする。音響信号は被検体１４の皮膚表面部（例えば、指の関節位置の表皮に近いところに血管が通っている部分）において音響信号検出部１１によって検出される。それらの信号は信号処理部６において処理され、グルコース分子由来の音響信号が抽出され、その信号強度から被検体１４内に存在するグルコース濃度が算出される。 Further, as shown in FIG. 10, a plurality of piezoelectric elements 30 may be arranged densely, and only a portion on the light irradiation path may be formed with a transparent resin 50. As a more specific example of biological information measurement, a case where the glucose concentration in the subject 14 is measured noninvasively is shown below. First, in order to obtain an acoustic signal derived from a desired molecule present in the subject 14, light having a plurality of wavelengths with wavelengths of 400 to 2,500 nm in the absorption spectrum band of glucose molecules, water molecules, etc. on the skin surface of the subject 14. (Electromagnetic waves) are individually applied in pulses. At that time, each light is irradiated to the subject 14 via the irradiation unit 10 constituting a part of the interface unit 17. At this time, desired molecules that have absorbed the energy of each light irradiated to the subject 14 generate an acoustic signal. Here, it is assumed that at least one of the acoustic signals derived from the desired molecule is an acoustic signal derived from glucose molecules. The acoustic signal is detected by the acoustic signal detection unit 11 on the skin surface portion of the subject 14 (for example, a portion where the blood vessel passes near the epidermis at the finger joint position). These signals are processed in the signal processing unit 6, an acoustic signal derived from glucose molecules is extracted, and the concentration of glucose present in the subject 14 is calculated from the signal intensity.

グルコース濃度以外にも、例えば、血液中のヘモグロビンに特徴的な吸収帯をもつ電磁波（望ましくは、５００〜１６００ｎｍの領域から選択された１つ以上の波長の光）を印加することによって被検体内の血管血液の分布を測定することもできるしすることができ、例えば癌組織など血液の含有量の多い生体内の変性組織を識別することが出来る。或いは、水分子の吸収体の電磁波を印加することによって被検体組織の含水量を測定することもできる。 In addition to the glucose concentration, for example, an electromagnetic wave having an absorption band characteristic of hemoglobin in blood (preferably, light having one or more wavelengths selected from a region of 500 to 1600 nm) is applied to the inside of the subject. The distribution of vascular blood can be measured, and for example, a denatured tissue in a living body having a high blood content such as cancer tissue can be identified. Alternatively, the water content of the subject tissue can be measured by applying an electromagnetic wave of an absorber of water molecules.

本発明は、上記以外にも種々変形して実施可能であり、例えば、音響信号検出部１１や光照射・音響信号検出部４４の近傍にフォトダイオード等の光検出器を配置する事により、照射光が被検体１４の表面や内部で散乱や反射して戻ってくる光信号を音響信号と同時に計測し、音響信号と共にその光信号の情報を被検体の組織性状の定量分析あるいは定性分析に用いることもできる。 The present invention can be implemented with various modifications other than those described above. For example, irradiation can be performed by arranging a photodetector such as a photodiode in the vicinity of the acoustic signal detection unit 11 and the light irradiation / acoustic signal detection unit 44. An optical signal in which light is scattered and reflected on the surface or inside of the subject 14 is measured simultaneously with the acoustic signal, and information on the optical signal is used together with the acoustic signal for quantitative analysis or qualitative analysis of the tissue property of the subject. You can also.

以上詳述したように本発明によれば、音響信号を少なくともチタン酸鉛を含む固溶系圧電単結晶を用いた圧電素子により検出することで高感度に検出することが可能となる。さらに圧電単結晶を樹脂との複合圧電体とすることでより感度を向上させることができる。また、圧電単結晶は可視光から赤外領域の波長において透過性が高く、透明導電性物質を電極に用いて、また音響整合層にも光学的に透明なエポキシ樹脂等を用いて、音響信号検出部を光学的に透明に構成することにより、照射部より照射するビームを音響信号検出部を透過して被検体（生体）に照射することが可能となり、照射部と音響信号検出部を一体的に構成でき装置をコンパクトにできる。また、音響信号の検出効率を高める事ができ、測定精度も向上する。 As described above in detail, according to the present invention, it is possible to detect an acoustic signal with high sensitivity by detecting the acoustic signal with a piezoelectric element using a solid solution type piezoelectric single crystal containing at least lead titanate. Furthermore, sensitivity can be further improved by using a piezoelectric single crystal as a composite piezoelectric material with a resin. Piezoelectric single crystals are highly transmissive at wavelengths from the visible light to the infrared region, using transparent conductive materials for electrodes, and acoustic matching layers using optically transparent epoxy resins, etc. By configuring the detection unit to be optically transparent, it is possible to irradiate the subject (living body) with the beam irradiated from the irradiation unit through the acoustic signal detection unit, and the irradiation unit and the acoustic signal detection unit are integrated. And can be made compact. In addition, the detection efficiency of the acoustic signal can be increased, and the measurement accuracy is also improved.

（変形例）
本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施することが可能である。さらに、上記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。 (Modification)
The present invention is not limited to the above-described embodiments, and various modifications can be made without departing from the scope of the invention at the stage of implementation. Furthermore, the above embodiment includes various stages, and various inventions can be extracted by appropriately combining a plurality of disclosed constituent elements. For example, some constituent requirements may be deleted from all the constituent requirements shown in the embodiment.

本発明に係わる生体情報計測装置の実施形態の構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure of embodiment of the biological information measuring device concerning this invention. 本発明の第１の実施形態に係わる光源部８、及び光合波・導波部９の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the light source part 8 and the optical multiplexing and waveguide part 9 concerning the 1st Embodiment of this invention. 本発明に係わる生体情報計測装置の第２の実施形態の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of 2nd Embodiment of the biological information measuring device concerning this invention. 第１実施形態において、対物レンズを有する音響信号検出部の断面図である。In 1st Embodiment, it is sectional drawing of the acoustic signal detection part which has an objective lens. 第１実施形態において、音響信号検出部アレイの斜視図である。In 1st Embodiment, it is a perspective view of an acoustic signal detection part array. 本発明に係わる生体情報計測装置の第３の実施形態の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of 3rd Embodiment of the biological information measuring device concerning this invention. 音響信号検出部１１や光照射・音響信号検出部４４に用いる複合圧電体の構造を示した図である。FIG. 4 is a diagram showing the structure of a composite piezoelectric material used for the acoustic signal detection unit 11 and the light irradiation / acoustic signal detection unit 44. 本発明に係わる生体情報計測装置の第４の実施形態の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of 4th Embodiment of the biological information measuring device concerning this invention. 本実施形態において、他の音響信号検出部の断面図である。In this embodiment, it is sectional drawing of another acoustic signal detection part. 本実施形態において、他の音響信号検出部の断面図である。In this embodiment, it is sectional drawing of another acoustic signal detection part.

Explanation of symbols

１…表示部
２…操作部
３…制御部
４…データ記憶部
５…電源部
６…信号処理部
７…データ収集部
８…光源部
９…光合波・導波部
１０…照射部
１１…音響信号検出部
１２…信号増幅部
１３…温度制御部
１４…被検体
１５…接触感知センサ
１６…参照光信号
１７…インタフェース部
２０−１…光源１
２０−２…光源２
２０−３…光源３
２０−４…光源４
２１−１…コリメートレンズ１
２１−２…コリメートレンズ２
２１−３…コリメートレンズ３
２１−４…コリメートレンズ４
２２−１…ＮＤフィルタ１
２２−２…ＮＤフィルタ２
２２−３…ＮＤフィルタ３
２２−４…ＮＤフィルタ４
２３…直角プリズム
２４−１…ダイクロイックプリズム１
２４−２…ダイクロイックプリズム２
２４−３…ダイクロイックプリズム３
２５…参照光用光検出器
２６…フォーカスレンズ
２７…参照光用ＮＤフィルタ
２８…ビームスプリッタ
２９…出力光
３０…圧電素子
３１…透明電極
３２…第１音響整合層
３３…第２音響整合層
３４…保護膜
４０−１…光源１
４０−２…光源２
４０−３…光源３
４１…光合波部
４２…光ファイバ
４３…光分波・光スイッチ部
４４…光照射・音響信号検出部
４５…信号線
４５…サンプルホールド＆マルチプレクサ
５０…複合圧電体樹脂部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Display part 2 ... Operation part 3 ... Control part 4 ... Data storage part 5 ... Power supply part 6 ... Signal processing part 7 ... Data collection part 8 ... Light source part 9 ... Optical multiplexing / waveguide part 10 ... Irradiation part 11 ... Sound Signal detector 12 ... Signal amplifier 13 ... Temperature controller 14 ... Subject 15 ... Contact sensor 16 ... Reference light signal 17 ... Interface unit 20-1 ... Light source 1
20-2. Light source 2
20-3. Light source 3
20-4 ... Light source 4
21-1 ... Collimating lens 1
21-2. Collimating lens 2
21-3. Collimating lens 3
21-4. Collimating lens 4
22-1 ND filter 1
22-2 ND filter 2
22-3... ND filter 3
22-4... ND filter 4
23 ... right angle prism 24-1 ... dichroic prism 1
24-2 ... Dichroic Prism 2
24-3 ... Dichroic Prism 3
Reference light detector 26 ... Focus lens 27 ... Reference light ND filter 28 ... Beam splitter 29 ... Output light 30 ... Piezoelectric element 31 ... Transparent electrode 32 ... First acoustic matching layer 33 ... Second acoustic matching layer 34 ... Protective film 40-1 ... Light source 1
40-2. Light source 2
40-3. Light source 3
DESCRIPTION OF SYMBOLS 41 ... Optical multiplexing part 42 ... Optical fiber 43 ... Optical demultiplexing / optical switch part 44 ... Light irradiation / acoustic signal detection part 45 ... Signal line 45 ... Sample hold & multiplexer 50 ... Composite piezoelectric resin part

Claims

A light source;
An irradiation unit that emits light including a specific wavelength component within a range of 400 to 6,000 nm generated by the light source;
Together with a piezoelectric element formed from a piezoelectric single crystal containing titanium, lead caused by specific substance is disposed between the irradiating part and the specimen is present in the subject absorbs light energy An acoustic signal detection unit for detecting an acoustic signal is provided,
The piezoelectric single crystal has a transmittance of about 70% for wavelength components in the range of 400 to 6,000 nm,
The non-invasive biological information measurement apparatus according to claim 1, wherein the light emitted from the irradiation unit is irradiated to the subject through the acoustic signal detection unit.

In the piezoelectric single crystal, x = 0.05 to 0.55, B1 is any one of Zn, Mg, Ni, Sc, In, and Yb, B2 is Nb or Ta, and Pb [(B1, B2) _1-X The noninvasive living body information measuring device according to claim 1, wherein Ti _x ] O ₃ .

The non-invasive biological information measuring apparatus according to claim 1, wherein the acoustic signal detection unit includes a plurality of piezoelectric elements arranged in a plane.

The noninvasive living body information measuring device according to claim 1, wherein transparent electrodes having transparency to the specific wavelength component are formed on both principal surfaces of the piezoelectric element.

The non-invasive biological information measuring device according to claim 1, wherein the acoustic signal detection unit is composed of a composite piezoelectric body formed of the piezoelectric element and a resin.

The non-invasive biological information measuring device according to claim 1, wherein the acoustic signal detection unit is formed by applying a resin to a gap between the piezoelectric elements.

The non-invasive biological information measuring device according to claim 5 or 6, wherein the resin is permeable to the specific wavelength component.

The non-invasive biological information measuring device according to claim 1, wherein the optical refractive index and transmittance of the piezoelectric element are substantially equivalent to the optical refractive index and transmittance of the resin.

The noninvasive living body information measuring device according to claim 1, further comprising a temperature control unit that controls the temperature of the measurement site of the subject.

The noninvasive living body information measuring device according to claim 1, further comprising a sensor that senses contact of the acoustic signal detection unit with the subject.

11. The apparatus according to claim 10, further comprising a contact degree adjustment mechanism that moves the acoustic signal detection unit or a mechanism that stops light irradiation from the irradiation unit according to the degree of contact sensed by the sensor. Non-invasive biological information measuring device.

The non-invasive biological information measuring device according to claim 1, wherein the plurality of acoustic signal detection units are arranged in a plane.

The specific substance is glucose, and the irradiation light is light of one or more kinds of wavelengths composed of an entire region or a partial region selected from a region of at least 400 to 2,500 nm. The non-invasive biological information measuring device according to 1.

The specific substance is hemoglobin, and the irradiation light is light having one or more types of wavelengths composed of an entire region or a partial region selected from at least a region of 500 to 1,600 nm. The non-invasive biological information measuring device according to 1.