JP5652938B2 - 血液成分分析装置 - Google Patents

Description

本発明は、血液成分分析装置に関する。

近年、血糖測定装置など血液成分分析装置の小型化および軽量化に伴って屋外で成分分析をする機会が増加している。しかし、光学式の血液成分分析装置においては、屋外での成分分析は外乱光による影響を受ける場合がある。光学的に血糖を測定する血糖測定装置を例にとると、屋外で血糖を測定する際、太陽光などの外乱光の影響により測定誤差が生じる場合がある。外乱光による測定誤差を軽減する技術としては、下記の特許文献１の光学測定装置が知られている。特許文献１の光学測定装置では、血糖値を算出する段階において、発光素子の点灯時の受光量から発光素子の消灯時の受光量を差し引くことにより、外乱光の影響による測定誤差を軽減している。

特開２００８−２３２６６２号公報

しかしながら、外乱光が強い場合では、発光素子の点灯時の受光量から発光素子の消灯時の受光量を差し引く前の段階において、受光量に対応する電気信号を増幅する際に既に電気信号が検出限界電圧まで飽和してしまうおそれがある。このように、電気信号が飽和してしまった場合には、上記先行技術のように発光素子の点灯時の受光量から発光素子の消灯時の受光量を差し引くだけでは、血糖を正確に測定することが難しい。

本発明は、上述した問題を解決するためになされたものである。したがって、本発明の目的は、外乱光が強い場合でも、受光量に対応する電気信号が検出限界電圧まで飽和することを防止する血液成分分析装置を提供することである。

本発明の上記目的は、下記の手段によって達成される。

本発明の血液成分分析装置は、血液に含まれる成分と反応した試薬の色の変化に基づいて前記成分を分析する血液成分分析装置であって、発光手段と、受光手段と、フィルタリング手段と、ピーク保持手段と、算出手段と、を有する。発光手段は、血液が付着した試験片に向けてパルス光を発光する。受光手段は、前記パルス光が前記試験片で反射された反射光を受光して電気信号に変換する。フィルタリング手段は、前記電気信号の直流成分を抑制する。ピーク保持手段は、前記フィルタリング手段を通過した電気信号の信号レベルの最大値を保持する。算出手段は、前記信号レベルの最大値と前記発光手段がパルス光を発光する前の前記電気信号の信号レベルとに基づいて前記成分の量を算出する。前記ピーク保持手段から前記最大値をサンプリングするタイミングは、前記発光手段がパルス光を発光する前のタイミングから所定時間経過後である。

本発明によれば、外乱光が強い場合でも、受光量に対応する電気信号が検出限界電圧まで飽和することを防止するので、外乱光による影響を低減することができ、太陽光下など明るい場所においても成分分析が可能となる。

本発明の一実施の形態における血液成分分析装置を説明するためのブロック図である。 図１に示す受光処理部の構成を説明するためのブロック図である。 図２に示す受光処理部の動作を説明するための波形図である。 図４（Ａ）は図２に示す受光処理部に対する比較例としての受信処理部の構成を説明するためのブロック図であり、図４（Ｂ）は図４（Ａ）の増幅回路の出力信号の波形図である。

以下、添付した図面を参照して本発明の血液成分分析装置の実施の形態を説明する。なお、図中、同一の部材には同一の符号を用いた。

（実施の形態）
図１は、本発明の一実施の形態における血液成分分析装置を説明するためのブロック図である。本実施の形態の血液成分分析装置は、受光量に対応する電気信号の直流成分を抑制することにより、電気信号が検出限界電圧まで飽和することを防止するものである。なお、以下では本実施の形態の血液成分分析装置の主要部について説明し、従来の血液成分分析装置と同様の部分については説明を省略する。

本実施の形態では、血液に含まれるグルコースと反応した試薬の色の変化に基づいて血糖値を測定する比色式血糖測定装置を例示して説明する。比色式血糖測定装置では、血液が付着した試験紙（試験片）に光を照射し、試験紙からの反射光を受光して血液と反応した試薬の色の変化に基づいて血液に含まれる成分を分析する。試験紙には、血液中のグルコースに反応して発色する試薬が含まれており、グルコース濃度が濃くなるほど試験紙の発色が濃くなる。この発色濃度の違いにより受光量が変化することを利用して血糖値を測定する。

図１に示すとおり、本実施の形態の血液成分分析装置（比色式血糖測定装置）１００は、演算制御部１１０、装着部１２０、発光素子１３０、発光駆動部１４０、受光素子１５０、受光処理部１６０、操作部１８０、および表示部１９０を有する。なお、受光素子１５０と受光処理部１６０とを合せて受光回路１７０を構成する。以下、図１に示す各構成要素を順に説明する。

演算制御部１１０は、血液成分分析装置１００の全体制御および血糖値の算出を実行する。より具体的には、演算制御部１１０は、たとえばＣＰＵ、メモリ、Ａ／Ｄコンバータ、サンプルホールド回路、通信回路などを含む周辺回路を備えており、発光駆動部１４０、受光処理部１６０、操作部１８０、および表示部１９０と電気的に接続されている。演算制御部１１０は、操作部１８０を介して入力される、操作者からの指示に応じて血液成分分析装置１００を起動し、所定の手順にしたがって血糖測定処理を実行する。

血液成分分析装置１００の起動手順および測定処理手順は、ＲＯＭなどの不揮発性メモリにプログラムとして予め記憶されており、ＣＰＵはプログラムを逐次的に実行する。演算制御部１１０は、血液成分分析装置１００を起動したのち、発光駆動部１４０に対して所定のパルス信号を出力するように指示するとともに、受光処理部１６０で処理された信号を受光量データとしてＲＡＭなどの揮発性メモリに格納するように指示する。

受光処理部１６０で処理された信号は、所定のタイミングにサンプルホールド回路でサンプリングされ、Ａ／Ｄコンバータを介してディジタル値の受光量データに変換されてメモリに格納される。そして、演算制御部１１０は、格納された受光量データに基づいて血糖値を算出して表示部１９０に出力する。

演算制御部１１０は、受光処理部１６０で処理された信号を所定のタイミングでサンプリングする。サンプリングのタイミングは、発光素子１３０を発光させるタイミングと関連して決定される。より具体的には、演算制御部１１０は、発光素子１３０がパルス光を発光する直前の第１タイミングと、信号レベルが最大値（ピーク電圧）となったのちの第２タイミングでサンプリングをする。最大値をサンプリングする第２タイミングは、第１タイミングから所定時間経過後に設定される。そして、演算制御部１１０は、第２タイミングでの信号レベルの最大値と第１タイミングでの信号レベルとの差を受光量データとして格納し、血液成分量の算出に用いる。より具体的には、演算制御部１１０は、第２タイミングでの信号レベルの最大値と第１タイミングでの信号レベルとの差分に基づいて血糖値を算出する。

本実施の形態では、試験紙に血液を付着させる前後における試験紙の吸光度に基づいて血糖値を算出する。血液を付着させる前の試験紙は、白色に近い色であるため吸光度が小さい値を示す一方で、血液を付着させた後の試験紙は、血液成分と試薬との反応が進行するにつれて発色して吸光度が増大する。このため、血液を付着させた後の吸光度としては、血液成分と試薬との反応が完結した状態に近づき吸光度の増加率が所定値以内となったときの吸光度を採用する。演算制御部１１０は、算出手段として、メモリに格納された受光量データを利用して試験紙に血液を付着させる前後における試験紙の吸光度を算出したのち、吸光度とグルコースとの対応関係を利用して血糖値を算出する。吸光度とグルコース濃度との対応関係は、ルックアップテーブルとして予めＲＯＭなどの不揮発性メモリに記憶されているか、あるいは吸光度とグルコース濃度との関係式から計算される。

装着部１２０は、試験紙１２１を保持する。装着部１２０は、血液成分分析装置１００の筐体（不図示）に取り付けられており、血液が付着される試験紙１２１を保持する。

発光素子１３０は、発光手段として、試験紙１２１に向けてパルス光を発光する。発光素子１３０は、その発光面が試験紙１２１の方向を向くように血液成分分析装置１００の筐体に取り付けられている。発光素子１３０からの照射光は、図示されていないレンズによってスポット状に集光されて試験紙１２１を照射する。発光素子１３０は、たとえば５００〜７２０ｎｍ程度の波長の範囲内で発光する発光ダイオード（ＬＥＤ）である。

発光駆動部１４０は、発光素子１３０にパルス信号を供給する。より具体的には、発光駆動部１４０は、演算制御部１１０の指示に基づいて発光素子１３０に所定のパルス幅、強度、および周期を有するパルス信号を供給する。発光素子１３０は、供給されたパルス信号に応じてこのパルス幅の期間だけ点灯し、次のパルス信号の立ち上りまで消灯することを繰り返す。パルス幅は、概ね数十〜数百μｓであり、好適には１００μｓ程度である。また、周期は数ｍｓ程度であり、好適には２ｍｓ程度である。なお、パルス幅、強度、および周期は、他の構成要素の設計条件に応じて適宜変更されうる。

受光素子１５０は、受光手段として、パルス光が試験紙１２１で反射された反射光を受光して電流信号（光電流）に変換する。受光素子１５０は、その受光面が試験紙１２１の方向に向くように血液成分分析装置１００の筐体に取り付けられる。受光素子１５０は、たとえばフォトダイオード（ＰＤ）である。屋外で血液成分分析装置を作動させる場合、受光素子１５０には、パルス光が試験紙１２１で反射された反射光の他に太陽光などの外乱光も入射する可能性がある。一般に太陽光などの外乱光は、時間的に変動の少ない定常的な光であるので、その周波数は１００Ｈｚ以下であり、特に太陽光は概ね０Ｈｚである。そのため、受光素子１５０は、パルス光が試験紙１２１で反射された反射光の成分が外乱光による直流成分によってバイアスされた電流信号を生成する。

受光処理部１６０は、受光素子１５０で変換された電流信号を信号処理する。より具体的には、受光処理部１６０は、受光素子１５０で変換された電気信号の直流成分を抑制したのち、信号レベルの最大値を保持する。受光処理部１６０の詳細については後述する。なお、受光素子１５０と受光処理部１６０とを合わせて受光回路１７０を構成する。

操作部１８０は、操作者からの指示を演算制御部１１０に伝達する。操作部１８０は、たとえば押しボタンスイッチを有しており、血液成分分析装置１００の筐体に取り付けられる。操作者は、操作部１８０を介して血液成分分析装置１００の起動・停止、測定結果の表示などを指示する。

表示部１９０は、演算制御部１１０で算出された血糖値を表示する。表示部１９０は、たとえば液晶表示パネルを有しており、血液成分分析装置１００の筐体に取り付けられる。

以上のとおり構成される本実施の形態の血液成分分析装置は、血液が付着した試験紙１２１に向けて発光素子１３０がパルス光を発光し、パルス光が試験紙１２１で反射された反射光を受光素子１５０が受光して電気信号に変換する。受光処理部１６０は、電気信号の直流成分を抑制したのち、信号レベルの最大値を保持する。そして、演算制御部１１０は、信号レベルの最大値と発光素子１３０がパルス光を発光する直前の電気信号の信号レベルとの差に基づいて血糖値を算出する。

次に、図２〜図４を参照して、図１に示す受光処理部についてより詳しく説明する。図２は、図１に示す受光処理部の構成を説明するためのブロック図であり、図３は、図２に示す受光処理部の動作を説明するための波形図である。

図２に示すとおり、本実施の形態における血液成分分析装置１００の受光処理部１６０は、Ｉ／Ｖ変換回路（電流電圧変換回路）１６１、フィルタ回路１６２、増幅回路１６３、およびピークホールド回路１６４を有する。以下、図２に示す受光処理部１６０の各構成要素を順に説明する。

Ｉ／Ｖ変換回路１６１は、受光素子１５０で生成された電流信号を電圧信号に変換する。Ｉ／Ｖ変換回路１６１の出力端には、受光素子１５０で生成された電流信号の大きさに比例した大きさの電圧信号が出力される。図３に示すとおり、Ｉ／Ｖ変換回路１６１の出力端には、パルス光が試験紙１２１で反射された反射光の成分が外乱光による直流成分によって基準電圧からバイアスされた電圧が出力される。ここで、基準電圧は、受光素子１５０に光が照射されていない状態におけるＩ／Ｖ変換回路１６１の出力電圧である。なお、受光素子１５０が受光量に応じた光電流ではなく光電圧を出力する電圧出力型の素子の場合には、Ｉ／Ｖ変換回路１６１は省略できる。

フィルタ回路１６２は、フィルタリング手段として、Ｉ／Ｖ変換回路１６１の出力信号の直流成分を抑制する。一般に太陽光などの外乱光は、時間的に変動の少ない定常的な光であるので、その強度に関わらず周波数は概ね０Ｈｚである。フィルタ回路１６２は、たとえばハイパスフィルタ（ＨＰＦ）を有しているので、図３に示すとおりフィルタ回路１６２の出力端には、Ｉ／Ｖ変換回路１６１の出力信号から直流成分、すなわち外乱光によるバイアス分が除去された信号が出力される。したがって、後段の増幅回路１６３で信号が増幅される際に検出限界電圧まで飽和することが防止される。

ハイパスフィルタが遮断する周波数帯域は、ハイパスフィルタの低域遮断周波数で決定され、低域遮断周波数よりも低い周波数の信号成分は大幅に抑制される。とくに、直流成分についてはハイパスフィルタでほぼ完全に遮断される。ハイパスフィルタの低域遮断周波数は、他の構成要素の設計条件に応じて数百〜数ｋＨｚの間で設定することができ、好適には数ｋＨｚ程度に設定される。

また、本実施の形態では、低域遮断周波数が数ｋＨｚに設定されているため、数ｋＨｚより低い周波数成分は大幅に抑制される。したがって、フィルタ回路１６２の出力信号は、低周波成分が抑制される影響でＩ／Ｖ変換回路１６１の出力信号と比較して波形が歪む可能性がある。より具体的には、フィルタ回路１６２の出力信号は、その最大値が一定である期間が短くなる可能性がある。

増幅回路１６３は、フィルタ回路１６２の出力信号を所定の増幅率で増幅する。図３に示すとおり、増幅回路１６３は、後段の演算制御部１１０において血糖値を算出する際に適した受光量データとなるように、フィルタ回路１６２の出力信号を所定の増幅率で増幅してダイナミックレンジを調整する。増幅回路１６３は、たとえばオペアンプを用いて構成することができる。

ピークホールド回路１６４は、ピーク保持手段として、増幅回路１６３の出力信号の最大値（ピーク電圧）を保持する。上述のとおり、フィルタ回路１６２の出力信号の最大値が一定である期間が短いため、増幅回路１６３の出力信号の最大値も一定である期間が短い。信号の最大値が一定である期間が短いと、信号をサンプリングする際にタイミングによってその最大値を得られない可能性が高くなる。そこで、本実施の形態では、図３に示すとおり、ピークホールド回路１６４を利用して増幅回路１６３の出力信号の最大値を確実に保持する。

ピークホールド回路１６４は、演算制御部１１０の指示を受けて増幅回路１６３の出力信号の最大値を保持し、保持した最大値を所定のタイミングでクリアする。保持された最大値は、演算制御部１１０に伝達される。本実施の形態のピークホールド回路１６４は、クリアされた状態では増幅回路１６３の出力信号をそのまま通過させて演算制御部１１０に伝達する。したがって、ピークホールド回路１６４は、発光素子１３０が発光する直前の第１タイミングＴ１では基準電圧が出力され、その後、増幅回路１６３の出力信号の最大値が保持された状態ではこの最大値が出力され続ける。そして、ピークホールド回路１６４は、第１タイミングＴ１から所定時間後の第３タイミングで保持された最大値をクリアして基準電圧を再び出力する。

以上のとおり構成される本実施の形態における血液成分分析装置１００の受光処理部１６０は、Ｉ／Ｖ変換回路１６１、フィルタ回路１６２、増幅回路１６３、およびピークホールド回路１６４を有する。Ｉ／Ｖ変換回路１６１は、受光素子１５０で生成された電流信号を電圧信号に変換し、フィルタ回路１６２は、Ｉ／Ｖ変換回路１６１の出力信号の直流成分を抑制する。そして、増幅回路１６３は、フィルタ回路１６２の出力信号を所定の増幅率で増幅し、ピークホールド回路１６４は、増幅回路１６３の出力信号の最大値を保持する。

次に、図４を参照して、本実施の形態における直流成分の抑制効果についてより詳しく説明する。図４（Ａ）は、図２に示す受光処理部に対する比較例としての受信処理部の構成を説明するためのブロック図であり、図４（Ｂ）は図４（Ａ）の増幅回路の出力信号の波形図である。

図４（Ａ）に示すとおり、本実施の形態に対する比較例としての受光処理部１６０’は、Ｉ／Ｖ変換回路１６１’および増幅回路１６３’を有しており、Ｉ／Ｖ変換回路１６１’は、増幅回路１６３’に直接的に接続されている。

受光処理回路１６０’では、Ｉ／Ｖ変換回路１６１’の出力信号の直流成分は抑制されずにそのまま増幅回路１６３‘に伝達されるので、増幅回路１６３’の出力信号は、検出限界電圧まで飽和してしまう場合がある。

たとえば、図４（Ｂ）に示すとおり、外乱光によるバイアス電圧が低いｖｂ１の場合、増幅回路１６３’の出力信号は飽和しない。しかしながら、外乱光によるバイアス電圧が高いｖｂ２の場合、増幅回路１６３’の出力信号は検出限界電圧まで飽和するので、破線で示す部分の信号が再現されない。

一方、本実施の形態の受光処理回路１６０では、フィルタ回路１６２がＩ／Ｖ変換回路１６１の出力信号の直流成分を抑制するので、太陽光などの外乱光によるバイアス分が低減されて増幅回路１６３の出力信号が検出限界電圧まで飽和することを防止する。

以上のとおり、説明した本実施の形態は以下の効果を奏する。

（ａ）本実施の形態の血液成分分析装置によれば、外乱光が強い場合でも、受光量に対応する電気信号が検出限界電圧まで飽和することを防止するので、外乱光による影響を低減することができ、太陽光下など明るい場所においても成分分析が可能となる。

（ｂ）本実施の形態の血液成分分析装置は、フィルタ回路を通過した電気信号を増幅したのちにピークホールド回路に伝達する増幅回路をさらに有するので、電気信号のダイナミックレンジを調整することができる。

（ｃ）本実施の形態の受光回路によれば、外乱光が強い場合でも、受光量に対応する電気信号が検出限界電圧まで飽和することを防止するので、外乱光による影響を低減することができ、太陽光下など明るい場所においても成分分析が可能となる。

以上のとおり、実施の形態において、本発明の血液成分分析装置および血液成分分析装置用の受光回路を説明した。しかしながら、本発明は、その技術思想の範囲内において当業者が適宜に追加、変形、および省略することができることはいうまでもない。

たとえば、本実施の形態では、演算制御部は、信号レベルの最大値と発光素子がパルス光を発光する直前の第１タイミングでの信号レベルとの差分に基づいて血糖値を算出する方法を説明した。しかしながら、演算制御部が血糖値を算出する方法は上記の方法に限定されない。たとえば、演算制御部は、信号レベルの最大値と第１タイミングでの信号レベルとにそれぞれ所定の係数を乗じた上で差分を計算して血糖を算出することもできる。

また、本実施の形態では、サンプルホールド回路が演算制御部に内蔵される場合を説明した。しかしながら、サンプルホールド回路は、受光処理部に内蔵されてもよい。

また、本発明は、血糖値を算出するのに好適に用いることができるが、パルス波の反射光や透過光の受光量を定量的に測定して血液成分分析を行う分野において広く利用できることはもちろんである。

１００ 血液成分分析装置、
１１０ 演算制御部（算出手段）、
１２０ 装着部、
１２１ 試験紙（試験片）、
１３０ 発光素子（発光手段）、
１４０ 発光駆動部、
１５０ 受光素子（受光手段）、
１６０ 受光処理部（フィルタリング手段、ピーク保持手段）、
１６１ Ｉ／Ｖ変換回路、
１６２ フィルタ回路、
１６３ 増幅回路、
１６４ ピークホールド回路、
１７０ 受光回路、
１８０ 操作部、
１９０ 表示部。

Claims (3)

1. 血液に含まれる成分と反応した試薬の色の変化に基づいて前記成分を分析する血液成分分析装置であって、
   前記血液が付着した試験片に向けてパルス光を発光する発光手段と、
   前記パルス光が前記試験片で反射された反射光を受光して電気信号に変換する受光手段と、
   前記電気信号の直流成分を抑制するフィルタリング手段と、
   前記フィルタリング手段を通過した電気信号の信号レベルの最大値を保持するピーク保持手段と、
   前記信号レベルの最大値と前記発光手段がパルス光を発光する前の前記電気信号の信号レベルとに基づいて前記成分の量を算出する算出手段と、を有し、
   前記ピーク保持手段から前記最大値をサンプリングするタイミングが、前記発光手段がパルス光を発光する前のタイミングから所定時間経過後であることを特徴とする血液成分分析装置。
2. 前記フィルタリング手段は、ハイパスフィルタを有することを特徴とする請求項１に記載の血液成分分析装置。
3. 前記フィルタリング手段を通過した電気信号を増幅したのちに前記ピーク保持手段に伝達する増幅手段をさらに有することを特徴とする請求項１または２に記載の血液成分分析装置。

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