JP5351848B2 - Constituent concentration measuring method and device - Google Patents

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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To achieve component concentration measurement which is accurate and is not affected by a boundary state. <P>SOLUTION: A laser diode 1 emits light to an object 11 to be measured. An acoustic sensor 5 detects photoacoustic signals generated from the object 11. An information processing device 10 measures amplitude and a phase of a measurement signal while taking a signal of a reference frequency having the largest amplitude out of electric signals obtained at a first time as the measurement signal, and measures a phase of a measurement signal by taking a signal of a reference frequency after the elapse of a period of time as the measurement signal. The information processing device 10 alters the frequency of the measurement signal so that the phase after the elapse of the arbitrary period of time is equal to the phase of the first time. The information processing device 10 measures the amplitude by taking the signal of the altered frequency as a measurement signal, and derives the concentration of a component of a target to be measured after the elapse of the arbitrary period of time from the amount of the change between the measured amplitude and the amplitude measured at the first time. <P>COPYRIGHT: (C)2012,JPO&amp;INPIT

Description

本発明は、被測定物に含まれる血液グルコース等の成分の濃度を連続モニターするための成分濃度測定方法および装置に関するものである。 The present invention relates to component concentration measuring method and apparatus for continuously monitoring the concentration of a component such as blood glucose contained in the measurement object. より詳細には、例えば血液グルコース濃度による測定信号の周波数シフトを補正することによってCW測定系に固有の測定信号の強いバイアスを取り除き、CW測定系の主たる問題を無くす技術に関する。 More specifically, for example, the CW measurement system by correcting the frequency shift of the measured signal by blood glucose concentration removes strong bias inherent in the measurement signal, a technique to eliminate the major problem in CW measurement system.

糖尿病患者の血糖値を連続モニターするための方法として光音響法があり、簡単にまとめると、以下のような特徴がある。 There are photoacoustic method as a method for continuous monitoring of blood glucose levels in diabetic patients, Summarized briefly, it has the following characteristics.
(1)光音響法は、連続的な血液グルコース監視を提供する。 (1) photoacoustic method, to provide a continuous blood glucose monitoring.
(2)糖尿病患者にとって無痛で、血液サンプルを必要とせず、糖尿病患者に不快感を与えることがない。 (2) painless in for diabetic patients, without the need for a blood sample, it is not to give an unpleasant feeling to diabetes patients.
(3)他の光学的な技術と比べて、散乱メディアによる効率の悪化がない。 (3) compared with other optical techniques, there is no deterioration in efficiency due to scattering media.
(4)光学と音響学の結合により高感度の特性を得ることができる。 (4) it is possible to obtain characteristics of high sensitivity by binding of an optical and acoustic.

光音響法には、パルス(pulse)法と連続波(continuous-wave、以下CWとする)法の二つの方式がある。 The photoacoustic method, pulse (pulse) method and continuous wave (continuous-wave, hereinafter referred to as CW) there are two ways of methods. パルス法には、高感度を得るために高い光パワーを使わなければいけないという欠点があった。 The pulse method, there is a drawback that have to use a high optical power in order to obtain a high sensitivity. 一方、CW法には、反射表面のところの特性が変わると信号強度も変わる、すなわち再現性がないという欠点があった。 On the other hand, the CW method, the signal strength when the characteristics change of place of the reflective surface also changes, namely has a drawback that is not reproducible. しかし、高い光パワーは人体にとって安全性の面で問題になる可能性があるので、CW法を採用することが好ましい(特許文献1、特許文献2、特許文献3参照)。 However, (see Patent Document 1, Patent Document 2, Patent Document 3) since high optical power is likely to be a problem in terms of safety to the human body, it is preferable to employ a CW method.

特開2008−125542号公報 JP 2008-125542 JP 特開2008−125543号公報 JP 2008-125543 JP 特開2008−145262号公報 JP 2008-145262 JP

CW法を採用する場合の主たる問題は、測定感度が境界条件への依存を示すことである。 The main problem when adopting the CW method, measurement sensitivity is to illustrate the dependence on boundary conditions. ここで、境界とは、人体の中で弾性波が反射される表面のことを言う。 Here, the boundary refers to a surface on which the elastic wave is reflected in the human body. このような弾性波の反射は、音響インピーダンスZ1と異なる音響インピーダンスZ2との間の界面(例えば肉と骨の間の界面、液体と空気との間の界面)を波が伝播する度に生じる。 Such reflection of the acoustic wave occurs whenever the interface (e.g., meat and the interface between the bone, the interface between the liquid and air) between the acoustic impedance Z2 that is different from the acoustic impedance Z1 waves to propagate. CW法では、このような境界が存在すると、局所的な共鳴腔となり、結果的に光照射された領域の近くの内部で定在波が生じる。 The CW method, when such boundaries exist, become localized resonance cavity, resulting in a standing wave occurs near the inside of the light illuminated area. さらに、この定在波または共鳴のモードは、共鳴腔の寸法とその特性に強く依存する。 Furthermore, the standing wave or resonant mode is strongly dependent on the dimensions of the resonant cavity and its properties.

境界条件の正確かつ再現可能な制御は困難である。 Accurate and reproducible control of the boundary conditions is difficult. なぜならば、寸法は患者毎に変化し、また音響センサの検出部が数ミリメートル動くことは容易だからである。 Since dimensions vary from patient, and because it is easy to detect portions of the acoustic sensor is moved several millimeters.
以上のように、従来のCW法では、人体の血糖値等をモニタリングする際に、光音響波が人体の表面で多重反射するため、測定中の人体のインピーダンスや形状変化によって反射状態が変化し、測定信号にバイアスが生じる結果、算出した血糖値に誤差が生じるという問題点があった。 As described above, in the conventional CW method, in monitoring the human blood sugar level or the like, since the photoacoustic wave is multiple reflection on the surface of the human body, the reflection state varies with the human body impedance and the shape change during the measurement as a result of the bias occurs in the measurement signal, there is a problem that an error occurs in the calculated blood glucose value.

このような問題のため、光音響法を扱うほとんど全ての出版物ではパルス法の仕組みを開示しているが、前述のとおり、パルス法では高感度を得るために高い光パワーを使わなければならず、人体にとって安全性の面で問題になる可能性があった。 Because of these problems, but in almost all publications dealing with photoacoustic method discloses the mechanism of pulse method, as described above, in pulse method must use high optical power in order to obtain a high sensitivity not, there can be a problem in terms of safety to the human body.

本発明は、上記課題を解決するためになされたもので、高い光パワーを使わなくて済むというCW測定系の利点を維持しつつ、正確かつ境界状態の影響を受けない成分濃度測定を実現することができる成分濃度測定方法および装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made to solve the above problems, while maintaining the advantages of CW measurement system that need not use a high optical power, to achieve a measuring concentrations of components which is not affected by the accurate and boundary conditions and to provide a component concentration measuring method and apparatus capable.

本発明の成分濃度測定方法は、測定対象の成分の濃度が既知の被測定物に対して光を照射する第1の光照射ステップと、この第1の光照射ステップによって前記被測定物から発生する光音響信号を検出して電気信号を出力する第1の光音響信号検出ステップと、この第1の光音響信号検出ステップで得られた電気信号のうち振幅が最大となる基準周波数の信号を測定信号として、この測定信号の振幅を測定する第1の振幅測定ステップと、前記測定信号の位相を測定する第1の位相測定ステップと、任意の時間経過後に前記被測定物に対して光を照射する第2の光照射ステップと、この第2の光照射ステップによって前記被測定物から発生する光音響信号を検出して電気信号を出力する第2の光音響信号検出ステップと、この第2の光音響信 Component concentration measuring method of the present invention, generated from the object to be measured and the first light irradiation step of irradiating light to the concentration of the component to be measured is a known object to be measured, by the first light irradiation step to the first photoacoustic signal detecting step for outputting an electric signal by detecting a photoacoustic signal, the reference frequency of the signal having the maximum amplitude of the first electrical signal obtained by the photoacoustic signal detecting step as a measurement signal, a first amplitude measurement step of measuring the amplitude of the measurement signal, a first phase measuring step of measuring the phase of the measurement signal, the light to the object to be measured after any time a second light irradiation step, a second photoacoustic signal detecting step for outputting an electric signal by detecting a photoacoustic signal generated from said object to be measured by the second light irradiation step, the second photoacoustic signal of 検出ステップで得られた電気信号のうち前記基準周波数の信号を測定信号として、この測定信号の位相を測定する第2の位相測定ステップと、この第2の位相測定ステップで測定した位相が前記第1の位相測定ステップで測定した位相と等しくなるように、測定信号の周波数を変更する周波数シフト補正ステップと、前記第2の光音響信号検出ステップで得られた電気信号のうち、前記周波数シフト補正ステップで変更した周波数の信号を測定信号として、この測定信号の振幅を測定する第2の振幅測定ステップと、この第2の振幅測定ステップで測定した振幅と前記第1の振幅測定ステップで測定した振幅との変化量から、前記任意の時間経過後の測定対象の成分濃度を導出する濃度導出ステップとを備えることを特徴とするものである As a measurement signal the signal of the reference frequency of the electrical signal obtained by the detection step, a second phase measuring step of measuring the phase of the measurement signal, the phase measured in the second phase measurement step wherein the to equal phase as measured at 1 phase measuring step, a frequency shift correction step of changing the frequency of the measurement signal, of the electrical signals obtained by the second photoacoustic signal detecting step, the frequency shift correction the frequency of the signal changed in step as a measurement signal, and a second amplitude measurement step of measuring the amplitude of the measurement signal, measured at the second amplitude and said first amplitude measurement step of measuring the amplitude measurement step from the variation of the amplitude, it is characterized in that and a concentration derivation step of deriving the component concentration of the measurement object after the elapse said arbitrary time

また、本発明の成分濃度測定方法の1構成例において、前記第1、第2の振幅測定ステップと前記第1、第2の位相測定ステップとは、参照信号を発生する関数発生器とこの参照信号を入力とするロックインアンプとを用いることにより、前記第1、第2の光音響信号検出ステップで得られた電気信号から所望の周波数の測定信号を検出することを特徴とするものである。 Additionally, in an example of the constituent concentration measuring method of the present invention, the first, the second amplitude measuring step first and the second phase measurement step, the reference a function generator for generating a reference signal by using a lock-in amplifier that receives the signal, and characterized by detecting a first desired frequency measurement signal from the electric signal obtained by the second photoacoustic signal detecting step .
また、本発明の成分濃度測定方法の1構成例において、前記濃度導出ステップは、振幅の変化量と成分濃度の変化量との関係を示すキャリブレーションデータを参照して、前記第2の振幅測定ステップで測定した振幅と前記第1の振幅測定ステップで測定した振幅との変化量から、前記任意の時間経過後の測定対象の成分濃度を導出することを特徴とするものである。 Additionally, in an example of the constituent concentration measuring method of the present invention, the concentration derivation steps, with reference to the calibration data showing the relationship between the change amount of the change amount and the component concentration of the amplitude, the second amplitude measurement from the variation of the measured amplitude with an amplitude and said first amplitude measurement step measured in step, and is characterized in that to derive the component concentration of the measurement object after the elapse said arbitrary time.
また、本発明の成分濃度測定方法の1構成例は、さらに、前記第1の位相測定ステップで測定する位相が0になるように位相にオフセットを加える位相オフセット調整ステップを備えることを特徴とするものである。 Further, Example 1 construction of component concentration measuring method of the present invention is further characterized in that it comprises the phase offset adjustment step of adding an offset to the phase so that the phase measured in the first phase measuring step becomes 0 it is intended.

また、本発明の成分濃度測定装置は、被測定物に対して光を照射する光照射手段と、この光照射によって前記被測定物から発生する光音響信号を検出して電気信号を出力する光音響信号検出手段と、前記電気信号に含まれる測定信号の振幅を測定する振幅測定手段と、前記電気信号に含まれる測定信号の位相を測定する位相測定手段と、前記測定信号の周波数シフトを補正する周波数シフト補正手段と、任意の時間経過後の前記振幅の変化量から、測定対象の成分の濃度を導出する濃度導出手段とを備え、前記光照射手段は、第1の時刻において測定対象の成分の濃度が既知の前記被測定物に対して光を照射すると共に、任意の時間経過後に前記被測定物に対して光を照射し、前記振幅測定手段は、前記第1の時刻において得られた電気信号 Further, constituent concentration measuring apparatus of the present invention, the light output and the light irradiating means for irradiating light to the object to be measured, an electrical signal by detecting a photoacoustic signal generated from said object to be measured by the light irradiation correction and sound signal detecting means, and amplitude measuring means for measuring the amplitude of the measurement signal included in the electrical signal, a phase measuring means for measuring the phase of the measurement signal included in the electrical signal, the frequency shift of the measurement signal a frequency shift correction means for, from the variation of the amplitude of after an arbitrary time, and a concentration derivation means for deriving the concentration of the component to be measured, the light irradiation means, the measurement object in a first time with the concentration of components is irradiated with light for a known device under test, the light is irradiated to the object to be measured after an arbitrary time, said amplitude measuring means obtained at the first time electrical signal うち振幅が最大となる基準周波数の信号を測定信号として、この測定信号の振幅を測定すると共に、前記任意の時間経過後の電気信号のうち前記周波数シフト補正手段が変更した周波数の信号を測定信号として、この測定信号の振幅を測定し、前記位相測定手段は、前記第1の時刻において前記測定信号の位相を測定すると共に、前記任意の時間経過後の電気信号のうち前記基準周波数の信号を測定信号として、この測定信号の位相を測定し、前記周波数シフト補正手段は、前記任意の時間経過後に測定された位相が前記第1の時刻において測定された位相と等しくなるように、測定信号の周波数を変更し、前記濃度導出手段は、前記任意の時間経過後に測定された振幅と前記第1の時刻において測定された振幅との変化量から、前記任意 The signal of the reference frequency among the amplitude becomes maximum as the measurement signal, together with measuring the amplitude of the measurement signal, the measurement signal a frequency of the signal changes the frequency shift correction means of the electrical signal after the arbitrary time as the amplitude of the measuring signal is measured, the phase measuring means is configured to measure the measurement signal phase in the first time, a signal of the reference frequency of the electrical signal after the arbitrary time as a measurement signal, the phase of the measurement signal is measured, the frequency shift correction means, as the arbitrary measured phase after a time lapse is equal to the measured phase at the first time, the measurement signal change the frequency, the density derivation means, from the amount of change in the measured amplitude in the the measured amplitude after the arbitrary time first time, the arbitrary 時間経過後の測定対象の成分の濃度を導出することを特徴とするものである。 It is characterized in that to derive the concentration of the component to be measured after a time lapse.

また、本発明の成分濃度測定装置の1構成例は、さらに、参照信号を発生する関数発生器と、前記参照信号を入力とし、前記電気信号から所望の周波数の測定信号を検出するロックインアンプとを備えることを特徴とするものである。 Further, Example 1 arrangement of constituent concentration measuring apparatus of the present invention further includes a function generator for generating a reference signal, the lock-in amplifier which receives as input the reference signal, for detecting the measurement signal of a desired frequency from said electrical signal it is characterized in further comprising and.
また、本発明の成分濃度測定装置の1構成例において、前記濃度導出手段は、振幅の変化量と成分濃度の変化量との関係を示すキャリブレーションデータを参照して、前記任意の時間経過後に測定された振幅と前記第1の時刻において測定された振幅との変化量から、前記任意の時間経過後の測定対象の成分濃度を導出することを特徴とするものである。 Additionally, in an example of the constituent concentration measuring apparatus of the present invention, the concentration derivation unit refers to the calibration data showing the relationship between the change amount of the change amount and the component concentration of the amplitude, the after the arbitrary time from the variation of the measured amplitude in the measured amplitude and the first time, it is characterized in that to derive the component concentration of the measurement object after the elapse said arbitrary time.
また、本発明の成分濃度測定装置の1構成例は、さらに、前記第1の時刻において測定する位相が0になるように位相にオフセットを加える位相オフセット調整手段を備えることを特徴とするものである。 Further, Example 1 arrangement of constituent concentration measuring apparatus of the present invention, further characterized in that a phase offset adjusting means for adding an offset to the phase so that the phase measured in the first time becomes 0 is there.

本発明によれば、測定信号の位相情報に基づいて測定信号の周波数シフトを補正することにより、CW法の測定系に固有の周波数シフトというバイアスを無くすことができ、高い光パワーを使わなくて済むというCW測定系の利点を維持しつつ、正確かつ境界状態の影響を受けない測定を実現することができる。 According to the present invention, by correcting the frequency shift of the measuring signal based on the phase information of the measurement signal, the measurement system of the CW method can eliminate bias that specific frequency shift, without using a high optical power while maintaining the benefits of CW measurement system that requires, it is possible to realize a measurement that is not affected by the accuracy and boundary conditions. 本発明では、二つの光波長によるCW法、あるいはただ一つの光波長によるCW法のいずれにおいても、被測定物の中の境界状態がどのような状態であっても対応することができる。 In the present invention, CW method using two light wavelengths, or in any of the CW method by single optical wavelength, it is possible to cope with whatever the state boundary condition in the object to be measured. そして、本発明では、成分濃度を連続して測定することができ、また複数の光波長を用いた多変量解析の場合にいくつかの異なった周波数で利用することができる。 Then, in the present invention can be measured continuously component concentrations, and may be utilized in several different frequencies in the case of the multivariate analysis using the plurality of optical wavelengths. 本発明では、例えば血液グルコース濃度の非侵襲で連続した測定を行う場合に、ロバスト性を向上させることができる。 In the present invention, for example in the case of performing measurement continuously at noninvasive blood glucose concentration, it is possible to improve the robustness.

また、本発明では、関数発生器とロックインアンプとを用いることにより、高い周波数精度を得ることができ、正確かつ境界状態の影響を受けない成分濃度測定を実現することができる。 In the present invention, by using and the lock-in amplifier function generator, it is possible to obtain a high frequency accuracy, it is possible to realize a measuring concentrations of components which is not affected by the accuracy and boundary conditions.

また、本発明では、予め用意されている、振幅の変化量と成分濃度の変化量との関係を示すキャリブレーションデータを参照することにより、第2の振幅測定ステップで測定した振幅と第1の振幅測定ステップで測定した振幅との変化量から、任意の時間経過後の測定対象の成分濃度を導出することができる。 Further, in the present invention, prepared in advance, by referring to the calibration data showing the relationship between the change amount of the change amount and the component concentration of amplitude, amplitude and first measured at a second amplitude measurement step from the variation of the amplitude measured by the amplitude measurement step, it is possible to derive the component concentration measured after the lapse of an arbitrary time.

また、第1の位相測定ステップで測定する位相が0になるように位相にオフセットを加えることにより、周波数シフト補正ステップの処理を容易にすることができる。 Further, by adding an offset to the phase so that the phase of measuring the first phase measuring step becomes zero, it is possible to facilitate the processing of the frequency shift correction step.

音響センサから出力される測定信号の振幅と血液グルコース濃度との関係を示す図である。 It is a diagram showing a relationship between the amplitude and the blood glucose concentration measurement signal output from the acoustic sensor. 2つの異なった血液グルコース濃度における測定信号の変化を示す図である。 It is a diagram showing changes in the measurement signal at two different blood glucose concentration. 本発明の成分濃度測定方法における測定の手順を説明する図である。 It is a diagram illustrating a procedure of measurement in the component concentration measuring method of the present invention. 本発明の実施の形態に係る成分濃度測定装置の構成を示すブロック図である。 The structure of the constituent concentration measuring apparatus according to the embodiment of the present invention is a block diagram showing. 本発明の実施の形態に係る成分濃度測定装置の情報処理装置の構成を示すブロック図である。 It is a block diagram showing a configuration of an information processing apparatus constituent concentration measuring apparatus according to the embodiment of the present invention. 本発明の実施の形態に係る成分濃度測定装置の動作を示すフローチャートである。 The operation of the constituent concentration measuring apparatus according to the embodiment of the present invention is a flow chart showing. 本発明の実施の形態に係る成分濃度測定装置による実験結果の1例を示す図である。 An example of the experimental result by the constituent concentration measuring apparatus according to an embodiment of the present invention. FIG. 本発明の実施の形態に係る成分濃度測定装置による実験結果の1例を示す図である。 An example of the experimental result by the constituent concentration measuring apparatus according to an embodiment of the present invention. FIG. 本発明の実施の形態に係る成分濃度測定装置による実験結果の1例を示す図である。 An example of the experimental result by the constituent concentration measuring apparatus according to an embodiment of the present invention. FIG. 本発明の実施の形態に係る成分濃度測定装置による実験結果の1例を示す図である。 An example of the experimental result by the constituent concentration measuring apparatus according to an embodiment of the present invention. FIG.

[発明の原理] [Principle of the invention]
図1に、音響センサから出力される測定信号の振幅と血液グルコース濃度との関係を示す。 Figure 1 shows the relationship between the amplitude and the blood glucose concentration measurement signal output from the acoustic sensor. ここでは、人体または人体の一部である被測定物に光を照射したときに、光音響効果によって被測定物から発生する光音響信号を音響センサで検出し、音響センサから出力される電気信号(測定信号)を得ている。 Here, when irradiating light to the object to be measured is a human body or a part of a human body, the photoacoustic signal generated from the object to be measured by the photoacoustic effect is detected by the acoustic sensor, the electrical signal output from the acoustic sensor Newsletter (measurement signal). 図1において、100,101,102,103はそれぞれ測定信号の周波数が479kHz、480kHz、481kHz、482kHzの場合の特性である。 In Figure 1, 100, 101, 102, 103 is the frequency of each measurement signal 479kHz, 480kHz, 481kHz, which is characteristic in the case of 482KHz.

従来のように、血液グルコース濃度の測定に、任意の固定された周波数の測定信号を使用する場合では、図1に示すように、血液グルコース濃度の測定感度と、測定信号振幅−血液グルコース濃度特性の直線性とは、測定信号の周波数に強く依存する。 As is conventional, the measurement of blood glucose concentration, in the case of using the measurement signals of any fixed frequency, as shown in FIG. 1, the measurement sensitivity of the blood glucose concentration, the measurement signal amplitude - the blood glucose concentration characteristic linearity and is strongly dependent on the frequency of the measurement signal. すなわち、測定信号の選ばれた周波数によって、音響センサの応答は強く異なる。 That is, the selected frequency of the measurement signal, the response of the acoustic sensor varies strongly. 図1の結果は1つの光波長だけで得た結果であるが、CW法を採用する場合は、いつも同じような現象が現れる。 Results in Figure 1 is the result obtained with only one optical wavelength, in the case of employing the CW method, always appears the same phenomenon.

本発明では、測定信号の周波数を調整する手段として、新たに関数発生器(ファンクションジェネレータ)を用いることを特徴とする。 In the present invention, as means for adjusting the frequency of the measurement signal, characterized by using a new function generator (function generator). この関数発生器は、最高で1MHzの周波数の参照信号を発生し、またmHzオーダーの高い周波数精度を有することが好ましい。 The function generator is up to generate a reference signal having a frequency of 1 MHz, also preferably has a high frequency accuracy mHz order.

次に、時間と共に血液グルコース濃度が変化すると、測定信号は以下のように変化する。 Then, when the blood glucose concentration change with time, the measurement signal changes as follows. 図2(A)、図2(B)に、2つの異なった血液グルコース濃度Ow,Ogにおける測定信号の変化を示す。 FIG. 2 (A), FIG. 2 (B), the illustrated two different blood glucose concentration Ow, a change in the measurement signal in Og. 図2(A)、図2(B)において、200は血液グルコース濃度Owの場合の測定信号の特性を示し、201は血液グルコース濃度Ogの場合の測定信号の特性を示している。 FIG. 2 (A), the in FIG. 2 (B), 200 represents the characteristic of the measurement signal in the case of the blood glucose concentration Ow, 201 shows the characteristics of the measurement signal in the case of the blood glucose concentration Og.

測定信号の振幅情報に関しては、血液グルコース濃度の変化に応じて振幅のピーク周波数がΔfだけシフトし、また振幅のピーク値がΔVだけシフトする。 For the amplitude information of the measurement signal, it shifts the peak frequency of the amplitude only Δf in response to changes in blood glucose concentration, also the peak value of the amplitude is shifted by [Delta] V. 時間と共に血液グルコース濃度が増加した場合には、ピーク周波数は高周波側へとシフトし、血液グルコース濃度が減少した場合には、ピーク周波数は低周波側へとシフトする。 If the blood glucose concentration was increased with time, the peak frequency is shifted to the high frequency side, if the blood glucose concentration decreases, the peak frequency shifts to the low frequency side. また、Δfは光学波長に依存する。 Also, Delta] f is dependent on the optical wavelength.

一方、測定信号の位相情報は、血液グルコース濃度の変化に応じて周波数軸に沿ってシフトする。 On the other hand, the phase information of the measurement signal is shifted along the frequency axis in response to changes in blood glucose concentration. 時間の経過と共に血液グルコース濃度が減少した場合には、位相情報は低周波側へとシフトし、血液グルコース濃度が増加した場合には、位相情報は高周波側へとシフトする。 If the blood glucose concentration was reduced with time, the phase information shifted to the low frequency side, if the blood glucose concentration was increased, the phase information is shifted to the high frequency side.

このように、グルコース濃度の変化には2つのシフトをもたらす効果がある。 Thus, the change of glucose concentration has the effect of resulting in two shifts. すなわち、振幅と位相の両方に現れるX軸(周波数)に沿ってシフトする効果と、振幅だけに現れるY軸(振幅)に沿ってシフトする効果である。 That is, the effect of shifting along the X axis that appears in both amplitude and phase (frequency), it is effective to shift along the Y axis which appears only in the amplitude (amplitude). 振幅情報において2つのシフトを区別することは困難であるが、位相情報は周波数シフトだけを受ける。 Although it is difficult to distinguish between the two shift in the amplitude information, phase information only receive frequency shift.

そこで、本発明の成分濃度測定方法では、測定信号の位相情報から周波数シフトを補正し、振幅情報のシフトを補正した上で、振幅の変化から血液グルコース濃度の正確な測定を実行する。 Therefore, in the component concentration measuring method of the present invention, a frequency shift is corrected from the phase information of the measurement signals, in terms of correcting the shift of the amplitude information, to perform an accurate measurement of the blood glucose concentration from the change in amplitude.

図3(A)〜図3(E)は本発明の成分濃度測定の手順を説明する図である。 Figure 3 (A) ~ FIG 3 (E) are diagrams for explaining the procedure of measuring concentrations of components of the present invention. ここでは、t 0 ,t 1 ,t 2の3つの時間において測定を行っている。 Here, by performing the measurements at t 0, t 1, 3 one time t 2. 図3(A)、図3(B)において、300,301,302はそれぞれ時刻t 0 ,t 1 ,t 2における測定信号の特性を示している。 FIG. 3 (A), the in FIG. 3 (B), 300,301,302 shows the characteristics of the measurement signal at each time point t 0, t 1, t 2 .

まず、最初の第1の時刻t 0の測定においては、被測定物にレーザ光を照射し、光音響効果によって被測定物から発生する光音響信号を音響センサで検出する際に、音響センサの広い周波数測定スパン(例えば200−600kHzの範囲)で光音響信号の測定を実施する。 First, in the measurement of the initial first time t 0, by irradiating a laser beam to the object to be measured, a photoacoustic signal generated from the measurement object by the photoacoustic effect in detecting acoustic sensors, the acoustic sensors perform measurements of the photoacoustic signal in a wide frequency measurement span (for example in a range from 200-600kHz).

光音響信号の多重反射により、音響センサから出力される測定信号の振幅情報には複数のピークが現れる。 By multiple reflection of the photoacoustic signal, a plurality of peaks appear in the amplitude information of the measurement signal output from the acoustic sensor. これらのうちの1つのピークを選択して、この選択したピークの周波数の近くに、関数発生器から発生する参照信号の周波数を決める。 Select one peak of these, near the frequency of the selected peak, determines the frequency of the reference signal generated from the function generator. このピークの周波数を基準周波数f 0と呼ぶ。 The frequency of this peak is referred to as a reference frequency f 0. ここで、重要なパラメータは、基準周波数f 0における測定信号の振幅A 0と基準周波数f 0における測定信号の位相P 0である。 Here, important parameter is the phase P 0 of the measurement signal in the amplitude A 0 and the reference frequency f 0 of the measurement signal at the reference frequency f 0. このとき、測定信号の位相P 0を0に設定するために、後述のように被測定物に照射するレーザ光の位相にオフセットを加えることが好ましい。 At this time, in order to set the phase P 0 of the measurement signal to 0, preferably adding an offset to the laser beam phases to be irradiated to the object to be measured as described below. そして、振幅A 0と位相P 0 (P 0 =0)と周波数f 0とを記録しておく。 Then, recording the amplitude A 0 and phase P 0 (P 0 = 0) and the frequency f 0.

ここで、本当のグルコース濃度値は分からないので、同時に血液グルコース濃度を確認するために標準測定を実行して、基準濃度X(g/dl)を得る。 Since not know the true glucose concentration values, obtained simultaneously in order to check the blood glucose concentration by performing a standard measurement, the reference density X a (g / dl). これで、基準濃度X(g/dl)で基準周波数f 0における振幅A 0と位相P 0 (P 0 =0)とが得られたことになる。 This becomes an amplitude A 0 and phase P 0 (P 0 = 0) that the is obtained at the reference frequency f 0 at a reference density X (g / dl).

次に、任意の時間経過後の時刻t 1において基準周波数f 0における測定を実施する。 Then, a measurement at the reference frequency f 0 at a time t 1 after the lapse arbitrary time. 測定信号の位相は基準周波数f 0において0に設定されたので、時刻t 1においてグルコース濃度が変化すれば、基準周波数f 0における測定信号の位相P 1は0ではなくなる。 Since the phase of the measurement signal is set to 0 at a reference frequency f 0, if the change of glucose concentration at time t 1, a phase P 1 of the measurement signal at the reference frequency f 0 is not zero. ここで、位相P 0に対して位相P 1が大きい場合は測定信号の周波数を増加すべきことを意味し、位相P 0に対して位相P 1が小さい場合は測定信号の周波数を減少すべきことを意味している。 Here, when the phase P 0 phase P 1 is large means that it should increase the frequency of the measurement signal, when the phase P 1 with respect to the phase P 0 is small should reduce the frequency of the measurement signal which means that. そこで、時刻t 1における測定信号の位相P 1がP 0と等しくなるように(ここでは、0になるように)関数発生器で測定周波数を変更する。 Therefore, so that the phase P 1 of the measurement signal at time t 1 is equal to P 0 (here, to be 0) to change the measurement frequency with the function generator. 位相P 1がP 0と等しくなる周波数をf 1とする。 The frequency of phase P 1 is equal to P 0 and f 1.

図3(C)、図3(D)における303は、測定周波数をf 1にシフトしたときの周波数軸を示しており、このとき図3(D)は時刻t 0における測定信号300の位相と時刻t 1における測定信号301の位相とが等しくなることを示している。 Figure 3 (C), 303 in FIG. 3 (D) the measurement frequency shows the frequency axis when the shifted f 1, this time FIG 3 (D) is a phase of the measurement signal 300 at time t 0 and a phase of the measurement signal 301 at time t 1 indicates that equal.
そして、周波数f 1における測定信号の振幅A 1と位相P 1 (P 1 =P 0 =0)とを記録しておく。 Then, it is recorded and the measurement signal at the frequency f 1 amplitude A 1 and phase P 1 (P 1 = P 0 = 0).

次に、時刻t 1における測定信号の振幅A 1と時刻t 0における測定信号の振幅A 0との相対的な変化から、図3(E)に示すように血液中のグルコース濃度を推論することができる。 Next, from the relative change of the amplitude A 0 of the measurement signal in the amplitude A 1 and the time t 0 of the measured signal at time t 1, to infer the concentration of glucose in the blood, as shown in FIG. 3 (E) can. 以上の測定の過程は、使用される光学波長と測定系に依存するが、1つの光学波長を用いる測定の場合から2つの光学波長を用いる測定の場合まで容易に適用範囲を広げることができる。 Process of the above measurement depends on the measurement system and optical wavelength used, can be widened easily applicable range to the case of measurement using two optical wavelengths from the case of measurements using one optical wavelength.

時刻t 2においても同様で、基準周波数f 0における測定を実施し、時刻t 2における測定信号の位相P 2がP 0と等しくなるように(ここでは、0になるように)関数発生器で測定周波数を変更する。 The same applies to the time t 2, measurements were performed at the reference frequency f 0, so that the phase P 2 of the measurement signal at time t 2 is equal to P 0 (here, to be 0) with the function generator to change the measurement frequency. 位相P 2がP 0と等しくなる周波数をf 2とする。 The frequency of phase P 2 is equal to P 0 and f 2. 図3(C)、図3(D)における304は、測定周波数をf 2にシフトしたときの周波数軸を示しており、このとき図3(D)は時刻t 0における測定信号300の位相と時刻t 2における測定信号302の位相とが等しくなることを示している。 Figure 3 (C), 304 in FIG. 3 (D) is the measured frequency indicates the frequency axis when shifted to f 2, 3 In this case (D) is a phase of the measurement signal 300 at time t 0 and a phase of the measurement signal 302 at time t 2 shows that equal.

そして、周波数f 2における測定信号の振幅A 2と位相P 2 (P 2 =P 0 =0)とを記録する。 Then, it records the amplitude A 2 and phase P 2 of the measurement signal at the frequency f 2 (P 2 = P 0 = 0). これにより、時刻t 1の場合と同様に、時刻t 2における測定信号の振幅A 2と時刻t 0における測定信号の振幅A 0との相対的な変化から、血液中のグルコース濃度を推論することができる。 Thus, as in the case of time t 1, the relative change of the amplitude A 0 of the measurement signal in the amplitude A 2 and time t 0 of the measured signal at time t 2, the inferring the glucose concentration in the blood can.

以上のように、本発明では、測定信号の位相情報に基づいて測定信号の周波数シフトを補正することにより、CW法の測定系に固有の周波数シフトというバイアス無しで測定することができ、高い光パワーを使わなくて済むというCW測定系の利点を維持しつつ、正確かつ境界状態の影響を受けない測定を実現することができる。 As described above, in the present invention, by correcting the frequency shift of the measuring signal based on the phase information of the measurement signal, it can be measured with no bias as unique frequency shift in the measurement system of the CW method, high light while maintaining the benefits of CW measurement system that need not use a power, it is possible to realize a measurement that is not affected by the accuracy and boundary conditions.

[実施の形態] [Embodiment]
以下、本発明の実施の形態について図面を参照して説明する。 It will be described below with reference to the drawings, embodiments of the present invention. 図4は本発明の実施の形態に係る成分濃度測定装置の構成を示すブロック図である。 Figure 4 is a block diagram showing the configuration of a constituent concentration measuring apparatus according to the embodiment of the present invention.
成分濃度測定装置は、レーザ光を放射する光照射手段となるレーザダイオード1と、レーザダイオード1を駆動するLDドライバ2と、レーザダイオード1から放射されたレーザ光を導く光ファイバ3と、光ファイバ3を固定して、人体または人体の一部である被測定物11にレーザ光を照射する光ファイバホルダ4と、光音響効果によって被測定物11から発生する光音響信号を検出し、音圧に比例した電気信号に変換する光音響信号検出手段となる音響センサ5と、音響センサ5から出力された電気信号を増幅する増幅器6と、参照信号を発生する関数発生器7と、増幅器6の出力信号と関数発生器7から出力された参照信号とを入力として、増幅器6の出力信号から所望の周波数の測定信号を検出するロックインアンプ8と、LDドラ Constituent concentration measuring apparatus includes a laser diode 1 serving as a light irradiating means for radiating laser light, an LD driver 2 for driving the laser diode 1, an optical fiber 3 for guiding the laser beam emitted from the laser diode 1, the optical fiber 3 by fixing the, the optical fiber holder 4 for irradiating a laser beam on the measurement object 11 is a human body or a human body part, detects a photoacoustic signal generated from the measurement object 11 by the photoacoustic effect, the sound pressure an acoustic sensor 5 serving as a photoacoustic signal detecting means for converting an electric signal proportional to, an amplifier 6 for amplifying the electric signal output from the acoustic sensor 5, a function generator 7 for generating a reference signal, the amplifier 6 as inputs a reference signal outputted from the output signal and the function generator 7, a lock-in amplifier 8 for detecting a measuring signal of a desired frequency from the output signal of the amplifier 6, LD Dora バ2に駆動電流を供給する電圧−電流コンバータ9と、関数発生器7およびロックインアンプ8を制御すると共に、ロックインアンプ8が検出した測定信号を処理して血液グルコース濃度を導出するコンピュータからなる情報処理装置10とから構成される。 Voltage supplying a driving current to bar 2 - current converter 9, and controls the function generator 7 and the lock-in amplifier 8, from a computer that processes the measurement signals the lock-in amplifier 8 detects derives the blood glucose concentration composed of the information processing apparatus 10 for made. 音響センサ5の例としては、マイクロホンがある。 Examples of the acoustic sensor 5, there is a microphone.

図5は情報処理装置10の構成を示すブロック図である。 Figure 5 is a block diagram showing a configuration of an information processing apparatus 10. 情報処理装置10は、関数発生器7を制御する関数発生器制御部20と、測定信号の振幅を測定する振幅測定部21と、測定信号の位相を測定する位相測定部22と、位相のオフセットを調整する位相オフセット調整部23と、測定信号の振幅と位相と周波数の情報を記録する情報記録部24と、測定信号の周波数シフトを補正する周波数シフト補正部25と、振幅の変化量から血液グルコース濃度を導出するグルコース濃度導出部26と、情報記憶のための記憶部27とを有する。 The information processing apparatus 10 includes a function generator control unit 20 for controlling the function generator 7, the amplitude measurement section 21 for measuring the amplitude of the measuring signal, a phase measurement section 22 for measuring the phase of the measurement signal, phase offset a phase offset adjustment unit 23 for adjusting an information recording unit 24 for recording the amplitude and phase information of the frequency of the measurement signal, the frequency shift correction unit 25 for correcting the frequency shift of the measuring signal, blood from the amplitude of variation having a glucose concentration derivation section 26 derives the glucose concentration, and a storage unit 27 for information storage.

以下、本実施の形態の成分濃度測定装置の動作について説明する。 Hereinafter, the operation of the constituent concentration measuring apparatus of this embodiment. 図6は成分濃度測定装置の動作を示すフローチャートである。 6 is a flowchart showing the operation of the constituent concentration measuring apparatus.
まず、LDドライバ2から駆動電流が供給されると、レーザダイオード1はレーザ光を放射する。 First, when a drive current is supplied from the LD driver 2, the laser diode 1 emits a laser beam. 従来のCW法と同様に、レーザダイオード1から放射されるレーザ光は連続波である。 Like the conventional CW method, a laser beam emitted from the laser diode 1 is a continuous wave. このレーザ光は、光ファイバ3によって導かれ、被測定物11に照射される(図6ステップS1)。 The laser light is guided by the optical fiber 3 is irradiated to the measurement object 11 (FIG. 6 step S1). 音響センサ5は、被測定物11から発生する光音響信号を検出し、増幅器6は、音響センサ5から出力された電気信号を増幅する。 Acoustic sensor 5 detects the photoacoustic signal generated from the measurement object 11, the amplifier 6 amplifies the electric signal output from the acoustic sensor 5. ロックインアンプ8は、増幅器6の出力に含まれる信号のうち、関数発生器7から出力される参照信号によって決まる周波数の測定信号を検出する。 Lock-in amplifier 8, among signals contained in the output of the amplifier 6, to detect the measurement signal of frequency determined by the reference signal output from the function generator 7.

情報処理装置10の関数発生器制御部20は、関数発生器7が発生する参照信号の周波数を変化させることにより、ロックインアンプ8が検出する測定信号の周波数を漸次変化させる周波数掃引を行う(図6ステップS2)。 Function generator control unit 20 of the information processing apparatus 10, by the function generator 7 changes the frequency of the reference signal generated, the frequency sweep to gradually change the frequency of the measurement signal the lock-in amplifier 8 detects ( Figure 6 step S2). こうして、測定信号の共鳴ピークを探索する。 Thus, searching for a resonance peak of the measurement signal.

次に、測定信号の振幅のピークを見つけたときに、情報処理装置10の振幅測定部21は、このピークの周波数(基準周波数f 0 )における測定信号の振幅A 0を測定し(図6ステップS4)、位相測定部22は、基準周波数f 0における測定信号の位相P 0を測定する(ステップS5)。 Then, when it finds a peak in the amplitude of the measuring signal, the amplitude measurement section 21 of the information processing apparatus 10 measures the amplitude A 0 of the measurement signal at the frequency of the peak (reference frequency f 0) (FIG. 6 step S4), the phase measurement section 22 measures the phase P 0 of the measurement signal at the reference frequency f 0 (step S5).

このような測定の前に、情報処理装置10の位相オフセット調整部23は、ロックインアンプ8を通じて電圧−電流コンバータ9を制御し、LDドライバ2からレーザダイオード1に供給される駆動電流の位相を変化させ、被測定物11に照射するレーザ光の位相を変化させることにより、測定信号の位相P 0を0に設定することが好ましい(図6ステップS3)。 Prior to such measurement, the phase offset adjustment unit 23 of the information processing apparatus 10, the voltage through the lock-in amplifier 8 - controls the current converter 9, the phase of the driving current supplied from the LD driver 2 to the laser diode 1 varied, by changing the phase of the laser beam irradiated to the measurement object 11, it is preferable to set the phase P 0 of the measured signal to zero (Figure 6 step S3).

情報記録部24は、振幅測定部21が測定した振幅A 0と、位相測定部22が測定した位相P 0 (P 0 =0)と、ピークの周波数(基準周波数f 0 )とを記憶部27に記憶させる(図6ステップS6)。 Information recording unit 24, an amplitude A 0 of the amplitude measuring unit 21 measures a phase P 0 of the phase measurement section 22 to measure (P 0 = 0), the frequency (reference frequency f 0) of the peak and the storage unit 27 It is stored (FIG. 6 step S6).
次に、被測定物11に対して標準的な血糖測定法を実施し、基準濃度X(g/dl)を得る(図6ステップS7)。 Next, implement standard blood glucose assay relative to the measurement object 11 to obtain the reference density X (g / dl) (FIG. 6 step S7). これで、基準濃度X(g/dl)で基準周波数f 0における振幅A 0と位相P 0 (P 0 =0)とが得られたことになる。 This becomes an amplitude A 0 and phase P 0 (P 0 = 0) that the is obtained at the reference frequency f 0 at a reference density X (g / dl). 標準的な血糖測定法を実施するには、血糖測定器の本体に、グルコースセンサーを差し込み、針を専用の機械(または本体)にセットして、指などから採血し、グルコースセンサーに血を吸収させる。 To implement the standard blood glucose assay, the body of the blood glucose meter, insert the glucose sensor, needle and set on a dedicated machine (or body), etc. were bled from the finger, absorbs blood glucose sensor make. 標準的な血糖測定法は、既知濃度のグルコース液を標準校正液として機械動作確認用に用いる。 Standard blood glucose measurement method is used for verification machine operation glucose solution of a known concentration as a standard calibration solution. 初期動作時に機械が正常に動いているかを確認したり、血糖値が異常値にあるか(正常に機械が動作しているか)を確認したりするときに用いる。 To see if the machine is operating normally at the time of initial operation, it used when or check whether the blood glucose level is in an abnormal value (or normal machine is operating).

ここで、測定の高精度化のために、異なる発振波長のレーザダイオード1を複数用いる場合には、各波長についてステップS2〜S6の処理をそれぞれ実施すればよい。 Here, for the sake of accuracy of measurement, in the case of using a plurality of laser diodes 1 of different oscillation wavelengths, the process of step S2~S6 a may be carried out respectively for each wavelength.

次に、ある時刻t 1における測定について説明する。 Next, description will be given of a measurement at a certain time t 1. 最初の測定の場合と同様に、被測定物11にレーザ光を照射する(図6ステップS8)。 As with the first measurement is irradiated with laser light to the measurement object 11 (FIG. 6 step S8). ここでは、LDドライバ2からレーザダイオード1に供給する駆動電流の位相をステップS3の場合と同じにすることにより、被測定物11に照射されるレーザ光の位相をステップS3の場合と同じにしている。 Here, by the phase of the driving current supplied from the LD driver 2 to the laser diode 1 in the same as in step S3, the phase of the laser beam irradiated to the measurement object 11 in the same as in the step S3 there.

情報処理装置10の関数発生器制御部20は、関数発生器7が発生する参照信号の周波数を変化させることにより、ロックインアンプ8に基準周波数f 0の測定信号を検出させる。 Function generator control unit 20 of the information processing apparatus 10, by the function generator 7 changes the frequency of the reference signal generated, to detect the measurement signal of the reference frequency f 0 to the lock-in amplifier 8. 情報処理装置10の位相測定部22は、基準周波数f 0における測定信号の位相P 1を測定する(図6ステップS9)。 Phase measurement unit 22 of the information processing apparatus 10 measures the phase P 1 of the measurement signal at the reference frequency f 0 (FIG. 6 step S9). 測定信号の位相P 1が位相P 0 (P 0 =0)と等しい場合(ステップS10においてYES)、時刻t 1における血液グルコース濃度は基準濃度X(g/dl)と同じとなるので、測定が終了する。 When phase P 1 of the measurement signal is equal to the phase P 0 (P 0 = 0) (YES at step S10), and since the blood glucose concentration at time t 1 is the same as the reference density X (g / dl), it is measured finish.

一方、測定信号の位相P 1が位相P 0 (P 0 =0)と異なる場合、情報処理装置10の周波数シフト補正部25は、測定信号の位相P 1がP 0と等しくなるように(ここでは、位相P 1が0になるように)、関数発生器7が発生する参照信号の周波数を変化させることにより、測定信号の周波数を変更する(図6ステップS11)。 On the other hand, when the phase P 1 of the measurement signal is different from the phase P 0 (P 0 = 0) , the frequency shift correction unit 25 of the information processing unit 10, so that the phase P 1 of the measurement signal is equal to P 0 (where so as phase P 1 is 0), by the function generator 7 changes the frequency of the reference signal generated, to change the frequency of the measurement signal (FIG. 6 step S11). 位相P 1がP 0と等しくなる周波数をf 1とする。 The frequency of phase P 1 is equal to P 0 and f 1.

周波数f 1を見つけたときに、情報処理装置10の振幅測定部21は、周波数f 1における測定信号の振幅A 1を測定する(図6ステップS12)。 When you find a frequency f 1, the amplitude measurement section 21 of the information processing apparatus 10 measures the amplitude A 1 of the measurement signal at the frequency f 1 (FIG. 6 step S12).
そして、情報記録部24は、振幅測定部21が測定した振幅A 1を記憶部27に記憶させる(図6ステップS13)。 Then, the information recording section 24 stores the amplitude A 1 of the amplitude measuring unit 21 has measured the storage unit 27 (FIG. 6 step S13).

記憶部27には、測定信号の振幅の変化量と血液グルコース濃度の変化量との関係を示すキャリブレーションデータが振幅A 0の値毎に予め記憶されている。 The storage unit 27, the calibration data showing the relationship between the change amount of the change amount and the blood glucose concentration of the amplitude of the measurement signal is previously stored for each value of the amplitude A 0. このようなキャリブレーションデータは、標準的な血糖測定法を実施することにより、予め求めることができる。 Such calibration data, by performing a standard blood glucose assay, can be obtained in advance.

グルコース濃度導出部26は、記憶部27に記憶されたキャリブレーションデータを参照して、測定信号の振幅の変化量(A 1 −A 0 )に対応する血液グルコース濃度の変化量(Y−X)を求めることにより、時刻t 1における血液グルコース濃度Yを導出する(図6ステップS14)。 Glucose concentration derivation section 26 refers to the calibration data stored in the storage unit 27, the variation of the blood glucose concentration corresponding to the amplitude of the variation of the measurement signal (A 1 -A 0) (Y -X) by seeking to derive the blood glucose concentration Y at time t 1 (FIG. 6 step S14).
以上で、本実施の形態の成分濃度測定装置の処理が終了する。 Thus, the process of the constituent concentration measuring apparatus of the present embodiment is completed. ステップS8〜S14の処理を繰り返し実施すれば、血液グルコース濃度を連続でモニターすることができる。 If repeated processing of steps S8 to S14, it is possible to monitor the blood glucose concentration continuously.

なお、異なる発振波長のレーザダイオード1を複数用いる場合には、各波長についてステップS9〜S14の処理をそれぞれ実施し、グルコース濃度導出部26が波長毎に導出した血液グルコース濃度の値を統合処理(例えば平均処理)すればよい。 In the case of using a plurality of laser diodes 1 of different oscillation wavelengths, respectively executes processing of step S9~S14 for each wavelength, integrating process the value of the blood glucose concentration glucose concentration derivation section 26 derives for each wavelength ( For example it is sufficient averaging).
また、ステップS1〜S14の処理の順番は1例であって、図6の例に限るものではない。 Further, the order of the processing of Step S1~S14 a 1 example, and is not limited to the example of FIG.

図7、図8(A)、図8(B)、図9(A)、図9(B)、図10(A)、図10(B)は本実施の形態の成分濃度測定装置による実験結果の1例を示す図である。 7, FIG. 8 (A), the FIG. 8 (B), the FIG. 9 (A), the FIG. 9 (B), the FIG. 10 (A), the FIG. 10 (B) Experiments with constituent concentration measuring apparatus of this embodiment is a diagram showing an example of the result. 以下の実験では、レーザダイオード1から被測定物11に照射するレーザ光の波長を1610nmとした。 The following experiment was the wavelength of the laser beam irradiated from the laser diode 1 to the measurement object 11 and 1610 nm.

まず、最初に、純粋な水を被測定物11として、図6のステップS1〜S6の処理を実施した。 First, first, pure water as the measurement object 11, and executes the processing in step S1~S6 in FIG. ここでは、被測定物11を円柱状のガラスセルの中に封入した。 Here, encapsulating the measurement object 11 in cylindrical glass cell. 言うまでもなく、水の血液グルコース濃度は0(g/dl)である。 Needless to say, the blood glucose concentration of water is 0 (g / dl). このときの測定結果を図7に示す。 The measurement results at this time is shown in FIG. 図7において、700は測定信号の振幅、701は測定信号の位相である。 7, 700 the amplitude of the measurement signal, 701 is a phase of the measurement signal. ここでは、ステップS2で説明したとおり、測定信号の共鳴ピークを探索するために、測定信号の周波数を変化させる周波数掃引を行った。 Here, as described in step S2, to search for the resonance peak of the measurement signal, and performing frequency sweep to change the frequency of the measurement signal. そして、1つのピークとして481kHzのピークを選択した。 Then, select the peak of 481kHz as a single peak.

続いて、血液グルコース濃度が2(g/dl)の水液中グルコースを被測定物11として、図6のステップS9の処理を実施した。 Subsequently, blood glucose concentration as the measurement object 11 water solution of glucose 2 (g / dl), was carried out the processing of step S9 in FIG. 6. 上記の純粋な水の場合と同様に、被測定物11を円柱状のガラスセルの中に封入した。 As in the case of pure water described above to encapsulate the object to be measured 11 in a cylindrical glass cell. ここでは、測定信号の周波数の解像度を1kHzとした。 Here, the resolution of the frequency measurement signal and 1 kHz. 図4に示した関数発生器7を設けない場合でも、実験結果を得ることはできるが、関数発生器7を設けない場合には、1kHzという高い周波数精度を得ることはできない。 Even if not provided a function generator 7 shown in FIG. 4, although it is possible to obtain the experimental results, the case without the function generator 7 can not be obtained with high frequency accuracy of 1 kHz.

図8(A)に測定信号の振幅の測定結果を示し、図8(B)に測定信号の位相の測定結果を示す。 Figure 8 (A) to show the measurement results of the amplitude of the measurement signal, indicating the phase measurement result of the measurement signal in FIG. 8 (B). 図8(A)において、800は純粋な水の場合の振幅、801は2(g/dl)の水液中グルコースの場合の振幅である。 In FIG. 8 (A), 800 is the case of a pure water amplitude, 801 is the amplitude in the case of aqueous solution of glucose 2 (g / dl). 図8(B)において、802は純粋な水の場合の位相、803は2(g/dl)の水液中グルコースの場合の位相である。 In FIG. 8 (B), 802 is the case of a pure water phase, 803 is a phase when the water solution of glucose 2 (g / dl). 図8(A)、図8(B)から分かるように、純粋な水に対して2(g/dl)の水液中グルコースの場合、一定に保たれた円柱セル寸法にもかかわらず、振幅情報と位相情報の両方における周波数シフトは明らかである。 FIG. 8 (A), the as can be seen from FIG. 8 (B), the case of aqueous solution of glucose 2 (g / dl) relative to pure water, despite the cylindrical cell dimensions were held constant, the amplitude frequency shift in both the information and the phase information is clear.

ステップS11の処理により、2(g/dl)の水液中グルコースの場合の測定信号の位相P 1が純粋な水の場合の測定信号の位相P 0と等しくなるように、測定信号の周波数を変更する。 By the process of step S11, 2 so that the phase P 1 of the measurement signal in the case of (g / dl) aqueous solution of glucose is equal to the phase P 0 of the measurement signal in the case of pure water, the frequency of the measurement signal change. この周波数シフト補正後の測定結果を図9(A)、図9(B)、図10(A)、図10(B)に示す。 9 The measurement results after the frequency shift correction (A), FIG. 9 (B), the shown in FIG. 10 (A), FIG. 10 (B). 図9(A)、図9(B)、図10(A)、図10(B)において、900は2(g/dl)の水液中グルコースの場合の周波数シフト補正後の振幅、901は周波数シフト補正後の位相である。 In FIG. 9 (A), the FIG. 9 (B), the FIG. 10 (A), the FIG. 10 (B), 900 is 2 (g / dl) the amplitude of the frequency-shift correction in the case of aqueous solution of glucose, the 901 it is the frequency shift after the correction phase.

図10(A)は図9(B)の周波数シフト補償後の振幅信号から抽出した拡大図である。 FIG. 10 (A) is an enlarged view extracted from the amplitude signal after frequency shift compensation in FIG. 9 (B). 本実施の形態では、新たに設定した周波数で1点のみ測定すれば血糖値が測定できるのに十分であるように記載している。 In the present embodiment, it is described as being sufficient to be measured blood glucose level by measuring only one point at a frequency newly set. しかしながら、実験では参照周波数が1kHz周波数分解能であるため、位相からの周波数シフト補償後に、実験値は数百Hz程度はずれてしまう。 However, since the reference frequency in the experiment it is 1kHz frequency resolution, after the frequency shift compensation from the phase, experimental values ​​deviates about several hundred Hz. したがって、二つの実験結果を直接比較することは不可能である。 Therefore, it is impossible to compare the two test results directly. 周波数シフトは1kHz以下である場合に、精度を低下させる問題となる。 If the frequency shift is 1kHz or less, a problem of lowering the accuracy. したがって、振幅のオフセットを評価するために、一つの測定結果のみを用いるのではなく、共鳴ピークの全体的な傾向を用いる。 Therefore, in order to evaluate the offset of the amplitude, rather than using a single measurement only, using the overall trend of the resonant peak. 図10(A)と図10(B)はその評価を示す図である。 Figure 10 (A) and FIG. 10 (B) is a diagram showing the evaluation. すなわち、図10(A)、図10(B)は、それぞれ振幅オフセット評価前、振幅オフセット評価後の図である。 That is, FIG. 10 (A), the FIG. 10 (B), respectively the amplitude offset estimation before a drawing after amplitude offset estimation. 図10(A)に示すオフセット評価前においては、点線800(グルコース無し)は実線900(グルコース有り)の下にあるが、図10(B)に示すオフセット評価後においては点線800と実線900はほとんど重なっている。 Before offset estimation shown in FIG. 10 (A) is the dotted line 800 (without glucose) under the solid line 900 (glucose present), the dotted line 800 and solid line 900 after the offset evaluation shown in FIG. 10 (B) It is almost overlapping. なお、グルコースによる周波数シフトが大きく、実験値は異なる横軸(周波数)で取得したため、共鳴ピーク周辺では完全には重ならない。 Incidentally, a large frequency shift due to glucose, since acquired by experimental values ​​different horizontal axis (frequency), not completely overlap in the peripheral resonant peak. このような処理によって、二つのスペクトルが同一となる最適な振幅オフセット値を最小2乗法などにより決定した後に、血糖値の変化量を決定する。 Such process, after determining by a least square method the optimum amplitude offset value two spectra are the same, it determines the amount of change in the blood sugar level.

この周波数シフト補正後の周波数f 1における測定信号の振幅A 1と純粋な水の場合の測定信号の振幅A 0との差から、血液グルコース濃度を導出することができる。 From the difference between the amplitude A 0 of the amplitude A 1 and the pure measurement signal in the case of the water of the measurement signal at the frequency f 1 after the frequency shift correction, it is possible to derive the blood glucose concentration. ここでは、振幅A 0に対する振幅A 1のシフトは、50μV±20μVであった。 Here, the shift of the amplitude A 1 to the amplitude A 0 was 50μV ± 20μV. 関数発生器7の周波数精度をより高精度にすることができれば、振幅のシフトをより高感度に検出することができ、小さいグルコース濃度レベルについても測定が可能となる。 If it is possible to the frequency accuracy of the function generator 7 with higher accuracy, it is possible to detect a shift in amplitude with higher sensitivity, it is possible to measure even for small glucose concentration level.

なお、本実施の形態では、測定する成分の1例として血液グルコースを例に挙げて説明したが、これに限るものではなく、本発明は、被測定物に含まれる成分分析に幅広く適用可能である。 In this embodiment, the blood glucose has been exemplified as an example of a component to be measured is not limited thereto, the present invention is widely applicable to component analysis contained in the object to be measured is there.

本実施の形態の情報処理装置10は、例えばCPU、記憶装置およびインタフェースを備えたコンピュータとこれらのハードウェア資源を制御するプログラムによって実現することができる。 The information processing apparatus 10 of the present embodiment, for example, can be implemented by CPU, a storage device and a program for controlling a computer and these hardware resources with the interface. このようなコンピュータを動作させるためのプログラムは、フレキシブルディスク、CD−ROM、DVD−ROM、メモリカードなどの記録媒体に記録された状態で提供される。 Programs for operating such a computer is composed of a flexible disk, CD-ROM, DVD-ROM, is provided in a state of being recorded on a recording medium such as a memory card. CPUは、読み込んだプログラムを記憶装置に書き込み、このプログラムに従って本実施の形態で説明した処理を実行する。 The CPU writes a read program in the storage device, and executes processing described in this embodiment in accordance with this program.

本発明は、血液グルコース等の成分の濃度を連続モニターする技術に適用することができる。 The present invention can be applied to concentration of a component such as blood glucose in continuous monitoring technologies.

1…レーザダイオード、2…LDドライバ、3…光ファイバ、4…光ファイバホルダ、5…音響センサ、6…増幅器、7…関数発生器、8…ロックインアンプ、9…電圧−電流コンバータ、10…情報処理装置、11…被測定物、20…関数発生器制御部、21…振幅測定部、22…位相測定部、23…位相オフセット調整部、24…情報記録部、25…周波数シフト補正部、26…グルコース濃度導出部、27…記憶部。 1 ... laser diode, 2 ... LD driver 3 ... optical fiber 4 ... optical fiber holder, 5 ... acoustic sensor, 6 ... amplifier, 7 ... function generator, 8 ... lock-in amplifier, 9 ... Voltage - current converter, 10 ... information processing apparatus, 11 ... object to be measured, 20 ... function generator control unit, 21 ... amplitude measurement unit, 22 ... phase measuring unit, 23 ... phase offset adjustment unit, 24 ... information recording unit, 25 ... frequency shift correction unit , 26 ... glucose concentration derivation unit, 27 ... storage unit.

Claims (8)

  1. 測定対象の成分の濃度が既知の被測定物に対して光を照射する第1の光照射ステップと、 A first light irradiation step of irradiating light to the concentration of the component to be measured is a known object to be measured,
    この第1の光照射ステップによって前記被測定物から発生する光音響信号を検出して電気信号を出力する第1の光音響信号検出ステップと、 A first photoacoustic signal detecting step for outputting an electric signal by detecting a photoacoustic signal generated from said object to be measured by the first light irradiation step,
    この第1の光音響信号検出ステップで得られた電気信号のうち振幅が最大となる基準周波数の信号を測定信号として、この測定信号の振幅を測定する第1の振幅測定ステップと、 As a measurement signal the signal of the reference frequency having the maximum amplitude of the electrical signal obtained by the first photoacoustic signal detecting step, the first amplitude measurement step of measuring the amplitude of the measurement signal,
    前記測定信号の位相を測定する第1の位相測定ステップと、 A first phase measuring step of measuring the phase of the measurement signal,
    任意の時間経過後に前記被測定物に対して光を照射する第2の光照射ステップと、 A second light irradiation step of irradiating light to the object to be measured after an arbitrary time,
    この第2の光照射ステップによって前記被測定物から発生する光音響信号を検出して電気信号を出力する第2の光音響信号検出ステップと、 A second photoacoustic signal detecting step for outputting an electric signal by detecting a photoacoustic signal generated from said object to be measured by the second light irradiation step,
    この第2の光音響信号検出ステップで得られた電気信号のうち前記基準周波数の信号を測定信号として、この測定信号の位相を測定する第2の位相測定ステップと、 As a measurement signal the signal of the reference frequency of the electrical signal obtained in this second photoacoustic signal detecting step, a second phase measuring step of measuring the phase of the measurement signal,
    この第2の位相測定ステップで測定した位相が前記第1の位相測定ステップで測定した位相と等しくなるように、測定信号の周波数を変更する周波数シフト補正ステップと、 As the second phase as measured by the phase measuring step is equal to the phase measured by the first phase measurement step, a frequency shift correction step of changing the frequency of the measurement signal,
    前記第2の光音響信号検出ステップで得られた電気信号のうち、前記周波数シフト補正ステップで変更した周波数の信号を測定信号として、この測定信号の振幅を測定する第2の振幅測定ステップと、 Of the electrical signals obtained by the second photoacoustic signal detecting step, a signal of a frequency change in said frequency shift correction step as a measurement signal, and a second amplitude measurement step of measuring the amplitude of the measurement signal,
    この第2の振幅測定ステップで測定した振幅と前記第1の振幅測定ステップで測定した振幅との変化量から、前記任意の時間経過後の測定対象の成分濃度を導出する濃度導出ステップとを備えることを特徴とする成分濃度測定方法。 From the variation of the amplitude measured by the second amplitude and said first amplitude measurement step of measuring the amplitude measurement step, and a concentration derivation step of deriving the component concentration of the measurement object after the elapse said arbitrary time measuring concentrations of components wherein the.
  2. 請求項1記載の成分濃度測定方法において、 In the component concentration measuring method according to claim 1, wherein,
    前記第1、第2の振幅測定ステップと前記第1、第2の位相測定ステップとは、参照信号を発生する関数発生器とこの参照信号を入力とするロックインアンプとを用いることにより、前記第1、第2の光音響信号検出ステップで得られた電気信号から所望の周波数の測定信号を検出することを特徴とする成分濃度測定方法。 Said first, said second amplitude measurement step the first and the second phase measurement step, a function generator for generating a reference signal and by using a lock-in amplifier which inputs the reference signal, the first, component concentration measuring method characterized by detecting the measurable signal of the desired frequency from the electric signal obtained by the second photoacoustic signal detecting step.
  3. 請求項1または2記載の成分濃度測定方法において、 In the component concentration measuring method according to claim 1 or 2, wherein,
    前記濃度導出ステップは、振幅の変化量と成分濃度の変化量との関係を示すキャリブレーションデータを参照して、前記第2の振幅測定ステップで測定した振幅と前記第1の振幅測定ステップで測定した振幅との変化量から、前記任意の時間経過後の測定対象の成分濃度を導出することを特徴とする成分濃度測定方法。 The concentration derivation steps, measured in refers to the calibration data showing the relationship between the change amount of the change amount and the component concentration of amplitude, the said second amplitude measured by the amplitude measurement step the first amplitude measurement step component concentration measuring method characterized by the amount of change of the amplitude, to derive the component concentration of the measurement object after the elapse said arbitrary time.
  4. 請求項1乃至3のいずれか1項に記載の成分濃度測定方法において、 In the component concentration measuring method according to any one of claims 1 to 3,
    さらに、前記第1の位相測定ステップで測定する位相が0になるように位相にオフセットを加える位相オフセット調整ステップを備えることを特徴とする成分濃度測定方法。 Further, component concentration measuring method characterized by comprising the phase offset adjustment step of adding an offset to the phase so that the phase measured in the first phase measuring step becomes zero.
  5. 被測定物に対して光を照射する光照射手段と、 A light irradiating means for irradiating light to the object to be measured,
    この光照射によって前記被測定物から発生する光音響信号を検出して電気信号を出力する光音響信号検出手段と、 Photoacoustic signal detecting means for outputting an electric signal by detecting a photoacoustic signal generated from said object to be measured by the light irradiation,
    前記電気信号に含まれる測定信号の振幅を測定する振幅測定手段と、 Amplitude measuring means for measuring the amplitude of the measurement signal included in the electrical signal,
    前記電気信号に含まれる測定信号の位相を測定する位相測定手段と、 Phase measuring means for measuring the phase of the measurement signal included in the electrical signal,
    前記測定信号の周波数シフトを補正する周波数シフト補正手段と、 A frequency shift correction means for correcting the frequency shift of the measuring signal,
    任意の時間経過後の前記振幅の変化量から、測定対象の成分の濃度を導出する濃度導出手段とを備え、 From the variation of the amplitude of after an arbitrary time, and a concentration derivation means for deriving the concentration of the component to be measured,
    前記光照射手段は、第1の時刻において測定対象の成分の濃度が既知の前記被測定物に対して光を照射すると共に、任意の時間経過後に前記被測定物に対して光を照射し、 The light irradiation means, with the concentration of the components to be measured at the first time is irradiated with light for a known device under test, the irradiated light to the measurement object after elapse any time,
    前記振幅測定手段は、前記第1の時刻において得られた電気信号のうち振幅が最大となる基準周波数の信号を測定信号として、この測定信号の振幅を測定すると共に、前記任意の時間経過後の電気信号のうち前記周波数シフト補正手段が変更した周波数の信号を測定信号として、この測定信号の振幅を測定し、 The amplitude measurement means, a reference frequency of the signal having the maximum amplitude of the electrical signal obtained in the first time as a measurement signal, together with measuring the amplitude of the measuring signal, after the lapse the arbitrary time the frequency of the signal changes the frequency shift correction means of the electrical signal as a measurement signal, measuring the amplitude of the measurement signal,
    前記位相測定手段は、前記第1の時刻において前記測定信号の位相を測定すると共に、前記任意の時間経過後の電気信号のうち前記基準周波数の信号を測定信号として、この測定信号の位相を測定し、 The phase measurement unit is adapted to measure the phase of the measurement signal in the first time, as a measurement signal the signal of the reference frequency of the electrical signal after the arbitrary time, measuring the phase of the measurement signal and,
    前記周波数シフト補正手段は、前記任意の時間経過後に測定された位相が前記第1の時刻において測定された位相と等しくなるように、測定信号の周波数を変更し、 It said frequency shift correction means, as the arbitrary measured phase after a time lapse is equal to the measured phase at the first time, to change the frequency of the measurement signal,
    前記濃度導出手段は、前記任意の時間経過後に測定された振幅と前記第1の時刻において測定された振幅との変化量から、前記任意の時間経過後の測定対象の成分の濃度を導出することを特徴とする成分濃度測定装置。 The density derivation means, from the amount of change in the measured amplitude in the measured amplitude and the first time after the elapse said arbitrary time, deriving the concentration of the component to be measured after a lapse of the arbitrary time constituent concentration measuring apparatus according to claim.
  6. 請求項5記載の成分濃度測定装置において、 In constituent concentration measuring apparatus according to claim 5,
    さらに、参照信号を発生する関数発生器と、 Further, a function generator for generating a reference signal,
    前記参照信号を入力とし、前記電気信号から所望の周波数の測定信号を検出するロックインアンプとを備えることを特徴とする成分濃度測定装置。 It said reference signal as an input, constituent concentration measuring apparatus characterized by comprising a lock-in amplifier to detect the measurement signal of a desired frequency from said electrical signal.
  7. 請求項5または6記載の成分濃度測定装置において、 In constituent concentration measuring apparatus according to claim 5 or 6 wherein,
    前記濃度導出手段は、振幅の変化量と成分濃度の変化量との関係を示すキャリブレーションデータを参照して、前記任意の時間経過後に測定された振幅と前記第1の時刻において測定された振幅との変化量から、前記任意の時間経過後の測定対象の成分濃度を導出することを特徴とする成分濃度測定装置。 The density derivation means, amplitude refers to the calibration data showing the relationship between the change amount of the change amount and the component concentration of the amplitude, measured in the measured amplitude and the first time after a lapse the arbitrary time from the change amount between, to derive the component concentration of the measurement object after the elapse said arbitrary time constituent concentration measuring apparatus according to claim.
  8. 請求項5乃至7のいずれか1項に記載の成分濃度測定装置において、 In constituent concentration measuring apparatus according to any one of claims 5 to 7,
    さらに、前記第1の時刻において測定する位相が0になるように位相にオフセットを加える位相オフセット調整手段を備えることを特徴とする成分濃度測定装置。 Furthermore, constituent concentration measuring apparatus characterized in that it comprises the phase offset adjustment means for applying an offset to the phase so that the phase measured in the first time is zero.
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JP4418447B2 (en) * 2006-08-30 2010-02-17 日本電信電話株式会社 Calibration method for calibration phantom and constituent concentration measuring apparatus
JP4914388B2 (en) * 2008-03-07 2012-04-11 日本電信電話株式会社 Constituent concentration measuring apparatus
JP2010069065A (en) * 2008-09-19 2010-04-02 Panasonic Corp Non-invasive blood sugar measuring apparatus
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