JP6344829B2 - 光学的濃度測定方法 - Google Patents

Description

本発明は、液体・気体中の所定の化学成分の濃度や青果物の糖度、日本酒の酒度（甘辛度）等に関する濃度測定方法に関するものである。

半導体の製造においては、半導体製造装置の処理チャンバー内に同一ラインから混合ガスを供給することがしばしば行われる。この混合ガスの供給においては、成分ガスの混合比を処理プロセス期間中一定に保持したり、意図的に瞬時に変更したりする必要がある。そのために、ガス供給ライン中にガス流量計測機構・ガス流量調整機構を備えた、例えばフローコントロールシステムコンポーネント（ＦＣＳＣ）等の流量制御装置が配設される。このＦＣＳＣにおいては、混合ガスを構成する各成分ガスの単位時間当たりの流量（以後、「単位流量」と記す場合がある）がどの程度正確に計測出来るかが重要になる。
今日の様に、原子オーダーレベルからナノオーダーレベルでの成膜或いはエッチングの様な処理プロセスの実施機会が多い半導体製造プロセスにおいては、処理チャンバーへの導入直前の混合ガス中の各成分ガスの単位流量を微量領域まで正確且つ瞬時に計測することが必要である。

上記の要求を満たすような従来の流量制御装置では、混合前の単一成分ガスでの流量を計測し、その流量計測値から混合ガスの目的の混合比を算出するのが一般的である。

しかしながら、処理チャンバーに導入される時点での混合ガスの混合比（以後、「実混合比」と記す場合がある）が、流量計測値から算出された混合比（以後、「計測混合比」と記す場合がある）とプロセス実行中常に同一であるという保証が必ずしもある訳ではない。そのために、従来においては、各単一成分ガスの流量計測を、常時あるいは所定の時間間隔で実施し、いずれかの単一成分ガスの流量が変動したらその変動値を基に元の所定の混合比になるように各単一成分ガスの流量を調整するフィードバック機構を備えてはいる（例えば、特許文献１）。

一方、非分散式赤外線吸収方式によって材料ガスの分圧を測定する分圧測定センサを使用し、このセンサの分圧計測値に基づいて材料ガスの濃度を演算で算出するガス濃度測定システムの例がある（例えば、特許文献２）。

又、ＭＯＣＶＤ（有機金属化合物を使用するＣＶＤ：Metal-Organic Compound Chemical Vapor Deposition ）においても、均一な膜を形成するには、有機金属化合物の供給濃度を膜形成プロセス期間中、一定になるように、或いは、所望の成分分布の膜となるように成分分布に対応して供給濃度に変動を与えるように、有機金属化合物の供給濃度を制御する必要がある。一般的には、有機金属化合物は、バブリングなどを介してキャリアガスに混入されて処理チャンバーに供給される。使用される有機金属化合物は単一に限らず複数種使用されることもある。複数種の有機金属化合物の原料ガスを設計値通りに供給する方法として、例えば、赤外線ガス分析手段を使用する方法がある（例えば、特許文献３）。

更には、青果物の生産・出荷の分野においても、青果物の甘味成分などの成分濃度の測定は、出荷する青果物の売値を決めるので重要である。即ち、リンゴ、梨、もも、柿、イチゴ、スイカ等の青果物はその甘味が品物の売値を大きく左右するので、出荷のための摘み取りに最適な甘味どころか否かを知ることは青果物の生産者にとって一大関心事である。青果物の甘味ごろ合いを見極める方法の一つに、赤外線を使用して非接触で青果物中の糖度を測定する方法がある（例えば、特許文献４）。

更に、医療関係においては、血流中の血液成分、例えば、赤血球数、白血球数、血小板数、網状赤血球数、ヘモグロビン量を採血することなく生体に非接触（非破壊、非侵襲）で瞬時に測定できることは患者の負担軽減に留まらず医者や看護師・医療技師の労働負荷を精神的・身体的に軽減するので、簡便で且つ瞬時に生体に非接触で侵襲なく測定できることが望まれている。に、例えば、最近では若年層にまで糖尿病の疾患が多くみられるようになり、簡易・短時間で精度の高い検査が行える検査方法が強く望まれている。更には、医者の管理下にある患者に限らず潜在的患者（患者予備軍）も多く、そのような者が、例えば車の運転中に突然血糖値が下がって意識不明もしくは意識朦朧となり、このことが原因で事故を起こすケースが日々増大している。血液中のブドウ糖濃度（血糖値、血糖）は、様々なホルモン（インスリン、グルカゴン、コルチゾールなど）の働きによって正常では常に一定範囲内に調節されているが、様々な理由によってこの調節機構が破綻すると、血液中の糖分が異常に増加し、糖尿病になる。糖尿病は、血糖値（血液中のグルコース（ブドウ糖）濃度）が病的に高い状態をさす病名であり、血糖値やヘモグロビンA1c値が一定の基準を超えている場合に糖尿病と診断される。糖尿病は高血糖そのものによる症状を起こすこともあるほか、長期にわたると血中の高濃度のグルコースがそのアルデヒド基の反応性の高さのため血管内皮のタンパク質と結合する糖化反応を起こし、体中の微小血管が徐々に破壊されていき、目、腎臓を含む体中の様々な臓器に重大な障害（糖尿病性神経障害・糖尿病性網膜症・糖尿病性腎症の微小血管障害）を及ぼすことがある（合併症）。そのため血糖値の適切な管理は、厳格な血糖コントロールの維持、食事療法・運動療法の見直し、インスリン投与量の調節・見直し、薬物用法に療法による低血糖の確認・予知、低血糖への不安の解消、重症高血糖の回避などの点で、糖尿病の治療において重要である。

病院などの医療機関での血糖値の測定は、生体の指、腕などから血液を採集する、所謂、侵襲法によるのが一般的である。又、糖尿病の患者は、その治療において、血糖値の検査を病院において医師の下で行う。一方、血糖値は毎日測定する必要のあることが多いので、患者は、自身の入院ベッドにおいて、或いは家庭において、血糖自己測定（ＳＭＢＧ）器を用いて自身で血糖値測定をする機会が多い。しかし、測定が簡便になったとはいえ、依然として自身か誰かの手助けで採血しなければならない。採血は、指や腕に穿刺することで行う。この穿刺には、痛みと刺傷を伴うので患者には、肉体的・精神的負荷がかかる。最近の様に無痛注射針を使用することも考えられるが、刺傷の伴いは避けられず傷口を原因とする感染症の予防など衛生保護が必要となる。最近は、この課題を解決するものとして非侵襲法の提案がみられる（例えば、特許文献５、特許文献６）。

一方、日本においては、糖尿病の判定には、血糖値とヘモグロビンA1c値の両方を測定する必要がある。血糖値とヘモグロビンA1c値の両方を測定すると方法として、例えば、特許文献７に記載の方法がある。

更にまた、日本酒の製造過程の日本酒度・酸度・アミノ酸度を簡易な構成で且つ高精度で即時性を以て測定できる方法が求められている。日本酒は、味・香においてデリケートな酒である。日本酒は、日本酒度で甘辛度、酸度で芳醇・淡麗の味わい度を示す。日本酒度とは「日本酒の中にどれだけの糖分や酸が溶け込んでいるか」ということで、清酒の比重を示す単位である。測定対象を１５℃にし、「日本酒度計」という比重計を浮かべて計測する。そのときに、４℃の蒸留水と同じ重さの酒の日本酒度を「０」として、それよりも軽いものは「+」（プラス）の値、重いものは「-」（マイナス）の値で示す。日本酒において、甘さを決定付けているのはブドウ糖濃度である。
甘辛度を表す日本酒度に対して、「酸度（淡麗度ー芳醇度）」は、「コクや深み」を表す。日本酒は酸度が高いほど、より芳醇な味わいに近づき、低ければ淡麗な味わいになる。日本酒度が同一であれば酸度の高い酒が辛く感じ、低ければ甘く感じる。逆に酸度が低いと、酒の味にハリやキレが無くなり、ボヤけた味わいになってしまいがちである。
しかし、この酸度は「コク」だけでは無く実際の「甘い・辛い」の味覚にも影響する。一般的には酸度が高いほど辛く感じる傾向がある。逆に酸度が低いと糖度が高くなくても甘いように感じる。測定方法は清酒１０ミリリットルを中和するのに要する、１/１０規定水酸化ナトリウム溶液の滴定ミリリットル数のこと。この値が大きければ「さっぱり」、小さければ「こくがある」といった表現が使われる又、日本酒では、アミノ酸度（旨口度）も重要である。アミノ酸とは「旨味」の素になる要素で、アミノ酸度が高いと「旨味」の要素が多く、その日本酒の味が濃厚に感じる。しかしアミノ酸度は高ければ高いほど旨みが増すわけではなく、あまり高すぎる雑味につながる。
以上説明した通り、日本酒の製造においては、日本酒度、酸度、アミノ酸度の管理は、製造される日本酒の売れ行き価値（以後、「売れ価値」ということもある）を大きく左右する。日本酒度・酸度・アミノ酸度は、湿度・温度・衛生面において敏感に変動するので、日本酒の製造においては、湿度・温度・衛生面において厳重な管理がなされ、製造過程において、日本酒度・酸度・アミノ酸度は、頻繁に測定される。

特開２０１２−１３８４０７号公報 特開２０１０−１０９３０４号公報 特開２００６−３２４５３２号公報 特開２００３−１１４１９１号公報 特開２００８−２５６３９８号公報、 特開２００６−１４１７１２号公報 特開２０１２−１３７５００号公報

以上に記した各特許文献に記載の濃度測定法或いは濃度調整法には、以下のような課題が存在する。

特許文献１では、処理チャンバーの上流側で流量計測してフィードバックをかけているに過ぎないので、依然として、計測混合比と実混合比とが同一であるか否かの課題は解決されていない。更に、ガスの混合状態を均一にするためには、混合位置から処理チャンバーへの導入位置までの供給ラインの長さを十分とる必要があるが、その場合は計測混合比と実混合比とを同一と見做すのは一層困難である。計測混合比と実混合比との同一性を担保するのに、混合位置と導入位置を可能な限り近づけることが考えられるが、その場合は、均一混合の保証が担保されにくくなるという課題が生ずる。前述の課題に加えこのような課題も解決しようとするとその機構が益々複雑となり一層の高度なコントロール技術を要することになる。加えて、特許文献１の構成では、流量計測なのでガス種の特定ができない。

特許文献２の場合は、分圧測定なので、本件でいうところの精度の高い測定には不向きで、況してや微量オーダー領域での分圧測定となると測定誤差が大きくなることは否めない。

特許文献３に開示の方法は、ガス混合室から反応室に供給される混合ガス中の各原料ガスの濃度を測定する第１の赤外線ガス分析手段と、前記反応室から排出された排出ガス中の各原料ガスの濃度を測定する第２の赤外線ガス分析手段と、前記第１および第２の赤外線ガス分析手段の測定結果から前記反応室内での各原料ガスの消費量を演算し、それぞれの演算値と予め決めた設計値との差分を制御量として、前記流量制御手段とガス供給源温度制御部と基板温度制御部との内のいずれか一つを個々に調整する構成であるため、反応室内壁面など成膜以外で消費される原料ガスが考慮されていないので、均一膜厚で均一成分の薄膜を形成するのは難しい。しかも、特許文献３には赤外線ガス分析手段の具体例が示されていないので、ナノオーダーレベルの均一膜厚で均一成分の薄膜を形成するとなると、有機金属化合物を所定の濃度で一定時間、処理チャンバーに供給するのに有機金属化合物の供給濃度を厳重に管理しなければならず、濃度測定の高い精度が要求されるが、この要求を満たすことは簡単ではない。

特許文献４に記載の方法は、異なった波長の２つの単色光を青果物に照射して各単色光に関しての、複数の実測例の光透過率Ｔa，Ｔｂの値とその例の実測の糖度Ｃの値とから特定式の係数を夫々決定し、その決定された各係数と計測される２つの単色光の光透過率 のデータを用いて戦記特定式から糖度を求めるものであるので、糖度計測される青果物の平均糖度が得られるに過ぎない。従って、表皮近くや芯近くに高い糖度を有する青果物の場合、食する部分によっては糖度が不十分であったりして商品価値を下げる青果物が出荷中に紛れ込んだりすることを避けるのが難しい場合がある。

特許文献５、６の方法では、患者が緊張して測定患部に汗をかいたり、体温の上昇を招いたりして起こる測定誤差は避けられない。血糖測定器の測定法には、酵素電極法と酵素比色（比色定量）法がある。酵素電極法としては、グルコースオキシダーゼ（GOD）法、グルコースデヒドロゲナーゼ（GDH）法がある。酵素比色（比色定量）法としては、ヘキソキナーゼ（HX）法、グルコースオキシダーゼ / ペルオキシダーゼ（GOD / POD）法がある。しかし、ヘマトクリット（一定量の血液中に含まれる赤血球の割合を調べる検査）値が２０％〜約６０％の間にある場合は、各器測定値の誤差は見られないが、極度の貧血患者や透析患者のようなヘマトクリット値が２０％を下回る血液では高値に、逆に新生児や生理前の女性などのようなヘマトクリット値が５５％を上回る多血症血では低値を示すという課題がある。従って、極度の貧血患者や透析患者に不適切である。更に、ＧＯＤ法は、血液中の溶存酸素分圧が大きいほど血糖値は低く測定されるという課題がある。従って、ＧＯＤ法は、呼吸管理のために酸素を使用している患者に対しては適切ではない。加えて、測定器の使い方や試験紙の取り付け方、血液の吸引・点着の手技の確認などが原因になって、正常な測定値が得られてない場合がある。
特許文献７に記載の方法は、ヘモグロビンによる呈色と糖化ヘモグロビンによる呈色とさらにはグルコースによる呈色とを異なる波長の光の反射でそれぞれ検出するという同じ測定原理で測定するものであるので、装置の簡略化、小型化が図れるという利点があるとするが、ヘモグロビン用、糖化ヘモグロビン用、グルコース用、の３種の呈色のための試薬と呈色作業を要し、しかも、採血の負担がある。

又、日本酒の製造においては、湿度・温度・衛生面において厳重な管理がなされ、製造過程において、日本酒度・酸度・アミノ酸度は、頻繁に測定されるが、日本酒度・酸度・アミノ酸度を簡易な手段で極微量領域の濃度まで非破壊で正確且つ迅速に測定する方法は、未だに提供されてない。

以上の説明から理解されるように、簡易な手段で極微量領域の濃度まで非破壊で正確且つ迅速に所定の化学成分の濃度を測定できる濃度測定方法は今日まで提供されていない。
又、別には、気体、液体、固体に拘らず、被測定物中の複数の化学成分の濃度を同一の測定系・同一条件で高精度にリアルタイムで測定できる濃度測定法もこれまで提供されてない。
更には、被測定対象中の化学成分の濃度を正確・迅速に且つナノオーダの極微量濃度域までリアルタイムで測定でき、様々な態様と形態において具現化され得る万能性を備える濃度測定方法もこれまで提供されてない。
又、更には、被測定対象中の複数の化学成分の濃度を簡単な構成で正確且つ迅速にリアルタイムで測定できる濃度測定方法もこれまで提供されてない。

本発明は上記点に鑑み鋭意研究することでなされたものである。
その目的とするところの一つは、簡便な構成で化学成分の濃度を正確且つ迅速にリアルタイムで測定できる濃度測定方法を提供する事にある。
本発明の他の目的の一つは、簡便な構成で気体・液体・個体に拘らず、被測定対象中の化学成分の濃度を正確・迅速に且つナノオーダの極微量濃度域までリアルタイムで測定でき、様々な態様と形態において具現化され得る万能性を備える濃度測定方法を提供する事にある。
本発明の更に別な目的の一つは、非破壊・非接触で、化学成分の濃度を簡単な構成で且つ迅速・正確に極微量領域まで測定できる濃度測定方法を提供する事にある。
本発明のもう一つ別な目的の一つは、電気回路、電子素子等のシステムの構成要素の特性変動、環境変動に基づく測定誤差の排除が少なくとも実質的に可能な状態で化学成分の濃度を極微量領域まで測定できる濃度測定方法を提供する事にある。
本発明のもう一つの別な目的は、患者が緊張して測定患部に汗をかいたり、体温の上昇を招いたりして起こる測定誤差（検体／被測定対象の生理状況に基づく誤差：以後「生理誤差」と記載することもある）が少なくとも実質的にない状態で、血糖値を簡便な構成と方法で且つ非侵襲で測定出来る濃度測定方法を提供する事にある。
本発明の更に別な目的の一つは、被測定対象中の複数の化学成分の濃度を簡単な構成で正確且つ迅速にリアルタイムで測定できる濃度測定方法を提供する事にある。
本発明の更に別なもう一つの目的は、血糖値とヘモグロビンA1c値の両者を同一の構成と方法で簡便に測定できる濃度測定方法を提供する事にある。

本発明の第一の観点は、被測定対象中の所定の化学成分の濃度を光学的に測定する濃度測定方法において、前記化学成分に対して吸収性がある第一の波長の光と、前記化学成分に対し吸収性がないか実質的にないかもしくは前記第一の波長の光よりも吸収性が比較的低い第二の波長の光を一つの発光手段から前記被測定対象に向けてタイムシャリング法によって照射し、該照射によって生じる前記被測定対象からの光を一つの受光手段で受光し、該受光によって生じる前記第一の波長の光に基づく第一の受光信号と前記の波長の光に基づく第二の受光信号とを差動回路に入力し、該入力に応じて前記差動回路から出力される出力信号に基づく測定値を予め記憶手段に記憶されているデータに照合して前記所定の化学成分の濃度を導出することを特徴とする濃度測定方法にある。

本発明の第二の観点は、被測定対象に対しての光吸収率が異なる第一の波長の光と、第二の波長の光とを前記被測定対象にそれぞれタイムシェアリング法で照射し、各波長の光の該照射によって前記被測定対象を光学的に介してくる前記各波長の光を共通の受光センサで受光し、該受光に応じて前記受光センサから出力する前記第一の波長の光に関する信号と第二の波長の光に関する信号の差動信号を形成し、該差動信号に基づいて前記前記被測定対象における化学成分の濃度被測定量を導出測定することを特徴とする濃度測定方法濃度測定方法にある。

本発明の第三の観点は、被測定対象に対しての光吸収率が異なる第一の光と第二の光とをそれぞれ前記被測定対象にタイムシェアリング法で照射し、前記被測定対象へ各光を照射することで前記被測定対象を光学的に介してくる各光を共通の受光センサで受光し、該受光に応じて前記受光センサから出力する前記第一の光に係わる信号と第二の光に係わる信号に基づいて差動信号を形成し、該差動信号に基づいて前記前記被測定対象における所期の化学成分の濃度を導出することを特徴とする濃度測定方法にある。

本発明によれば、簡易な手段で極微量領域の濃度まで非破壊で正確且つ迅速に所定の化学成分の濃度を測定できる。
又、別には、気体、液体、固体に拘らず、被測定物中の複数の化学成分の濃度を同一の測定系・同一条件で高精度にリアルタイムで測定できる。
更には、被測定対象中の化学成分の濃度を正確・迅速に且つナノオーダの極微量濃度域までリアルタイムで測定でき、様々な態様と形態において具現化され得る万能性を備えた濃度測定方法を提供できる。

図１は、本発明の濃度測定方法の原理を説明するためのタイミングチャート。 図２は、本発明の濃度測定方法を具現化する光学的濃度測定システムの好適な実施形態例の一つの構成を説明するためのブロック図。 図３は、本発明の濃度測定方法の好適な実施態様例の一つを説明するためのフローチャート。 図４は、図３の例に於ける信号出力タイミングを説明するためのタイミングチャート。 図５は、検量線を求めるためのフローチャート。 図６は、ガス濃度ＧＣと「−log(1-ΔＴ)」との関係のグラフ。 図７は、本発明の濃度測定方法を具現化する光学的濃度測定システムの好適な実施形態例の一つの主要部を説明するための模式的構成説明図。 図８は、本発明の濃度測定方法を具現化する光学的濃度測定システムの別な好適な実施形態例の主要部を説明するための模式的構成説明図。 図９は、本発明の濃度測定方法を具現化する光学的濃度測定システムのもう一つ別な好適な実施形態例の主要部を説明するための模式的構成説明図。 図１０は、本発明の濃度測定方法を具現化する光学的濃度測定システムの更にもう一つ別な好適な実施形態例の一つの主要部を説明するための模式的構成説明図。 図１１は、本発明において採用される差動信号形成部の好適な一例を説明するための模式的構成説明図。 図１２は、本発明において採用される差動信号形成部の別な好適な一例を説明するため模式的構成説明図。 図１３は、本発明において採用される差動信号形成部の更に別な好適な一例を説明するための模式的構成説明図。 図１４は、本発明において採用される差動信号形成部の更にもう一つ別な好適な一例を説明するための模式的構成説明図。 図１５は、ガス濃度に対する測定された吸光度の値と、計測した信号に重畳するノイズの標準偏差の３倍の値との関係を示すグラフ。 本発明を携帯形端末装置に適用した場合の一実施形態を示す概略外観図。 図１７は、本発明を携帯形端末装置に適用した場合の一実施形態内部構成のブロック図。 図１８は、本発明において採用される差動信号形成部の更にもう一つ別な好適な一例を説明するための模式的構成説明図。

図１は、本発明の濃度測定方法の原理を説明するためのタイミングチャートである。本発明においては、本発明の濃度測定方法を具現化するための濃度測定装置を起動させ、該装置が置かれている空間における背景光の絶対値の信号を、出力Ｓ２０とＳ１０の差として読みだす（絶対値出力Ｘ）。
次いで、第一の波長の光（Ｌλ１）を発する光源１からの光を受光センサで受光して、出力Ｓ３０と出力Ｓ４０の差としての差分出力信号（ＧΔ１）を読みだす（背景光と光源１の光の和として出力される）。
次に、第二の波長の光（Ｌλ２）を発する光源２からの光を同じ受光センサで受光して、出力Ｓ５０と出力Ｓ６０の差としての差分出力信号（ＧΔ２）を読みだす（背景光と光源２光の和として出力される）。
絶対値出力Ｘを利用して、温度変化等による被測定対象の吸光度の変化、光源の光量変化などが生じても測定データを校正することが出来る。
光源１，２による受光信号を差分出力信号として出力することで、回路系のノイズを除去することが出来るので、微弱な濃度であっても高精度で検出することができる。

図１において、「↑」は、受光センサの出力タイミングを示すものである。出力タイミング「↑」は、原理的には、受光センサの出力の立ち上がり開始時点（ｔ１）と立下り開始時点（ｔ２）であるが、図１においては、出力タイミング「↑」は、立ち上がり開始時点（ｔ１）と立下り開始時点（ｔ２）の間のタイミングとされている。その理由は、一度の測定が終了すると次の測定のために電子回路の一部がリセトされることにある。即ち、測定時間とリセット時間が回路のタイムラグが原因で重なることもあり得るので、その影響を確実に避けるために、出力タイミング「↑」は、立ち上がり開始時点（ｔ１）と立下り開始時点（ｔ２）の間のタイミングとされる。

図２には、本発明の濃度測定方法を具現化する好適な実施形態例の一つである光学的濃度測定システム１００の構成例のブロック図が示される。
光学的濃度測定システム１００は、光源部１０１、集光光学部１０２、受光センサ部１０６、差動信号形成部１０８、信号格納／処理部１１０、表示部１１２、制御部１１３、操作部１１４で構成されている。
図２に示す光学的濃度測定システム１００は、光学的ガス濃度測定サブシステム１００−１と制御・操作サブシステム１００−２から構成されている。
光学的ガス濃度測定サブシステム１００−１は、光学的ガス濃度測定装置１００−３備えている。
光学的濃度測定サブシステム１００−１は、光源部１０１、集光光学部１０２、受光センサ部１０６、差動信号形成部１０８、信号格納／処理部１１０、表示部１１２を備える。
制御・操作サブシステム１００−２は、制御部１１３、操作部１１４で構成されている。
所望の化学成分の濃度を測定される被測定対象１０４は、集光光学部１０２と受光センサ部１０６の間の所定の位置に配される。
図２に示す光源部１０１は、第一の波長の光（Ｌλ１）を発する光源１０１aと、第二の波長の光（Ｌλ２）を発する光源１０１bとの２つの光源で構成されているが、本発明においては、これに限定される訳ではなく、第一の波長の光（Ｌλ１）と第二の波長の光（Ｌλ２）を発する単一光源であっても良い。
上述したような２種以上の異なる波長の光を照射可能な発光部は、１種の波長の光を照射可能な発光素子を２個以上有することができる。さらに、前記発光部は２種以上の異なる波長の光を照射可能な発光素子（多波長発光素子）を少なくとも１個有することが好ましい。これにより、装置内部に設置する発光素子の数を減らせるので、装置の小型化が可能になる

２つの光源を採用する場合は、略同一の光軸上で照射出来るように２つの光源を出来るだけ接近させて配設するのが測定値の精度を高めるので望ましい。
単一光源で２つの波長の光（Ｌλ１、Ｌλ２）を照射する場合は、単一光源を採用する場合は、光（Ｌλ１）と光（Ｌλ２）とは、被測定対象１０４に照射される前に波長選択光学フィルター等の手段で選択的に分離される。
単一光源で２つの波長の光（Ｌλ１、Ｌλ２）を照射する場合は、分光フィルター等の光学的波長選択フィルターを使用して、照射タイミングに合わせて該当の波長の光が照射さるように装置の設計がなされる。

第一の波長の光（Ｌλ１）と第二の波長の光（Ｌλ２）は、単一波長の光であっても良いが、ＬＥＤ等光源の入手し易さやコストを考慮すれば、波長にバンド幅をもつ多波長の光を採用するのが望ましい。その様な光は、中心波長（ピーク強度の波長）が、λ１若しくはλ２であることが望ましい。

本発明において、光（Ｌλ１）は、濃度測定される化学成分に対して吸収性がある波長の光である。これに対して、光（Ｌλ２）は、該化学成分に対し吸収性がないか実質的にないか、若しくは、該化学成分に対する吸収性が該光（Ｌλ１）よりも比較的低い波長の光である。
本発明においては、光（Ｌλ２）としては、当該化学成分に対する吸収性がないか、光（Ｌλ１）の吸収性との差が大きい程、測定精度が向上するので、このような光（Ｌλ２）を採用することが好ましい。
同一の被測定対象で複数の化学成分の濃度を測定する場合は、光（Ｌλ１）は、測定される化学成分の数だけ用意される。即ち、Ｎ個の化学成分である場合は、光（Ｌλ１）は、ｎ個の光（Ｌλ１ｎ：ｎは正整数）が用意される。
光（Ｌλ１ｎ：ｎは正整数）の中の該当の１つの光は、該当の一つの化学成分のみに対して吸収性を示し、他の化学成分のいずれに対しては吸収性を示さないか実質的に示さない波長もしくは波長域の光が選択される。例えば、グルコースとヘモグロビンを同一の被測定対象で測定する場合は、グルコースに吸収性を示すがヘモグロビンには吸収性を示さない光（Ｌλ１１数）と、グルコースには吸収性を示さないがヘモグロビンには吸収性を示す光（Ｌλ１２）が選択される。
光（Ｌλ２）は、何れの化学成分に対しても吸収性を示さないか実質的に吸収性を示さない光が選択される。
光源部の光源は、この条件の光を発光するものが選択されて使用されるのは言うまでもない。

光（Ｌλ１）と光（Ｌλ２）とは、タイムシェアリング法に従って被測定対象１０４に照射される。
光（Ｌλ１）と光（Ｌλ２）は、被測定対象１０４に照射される際には、同一光軸若しくは実質的に同一な光軸上で照射されるのが好ましい。即ち、仮に、被測定対象１０４中に於いて、濃度測定の対象である化学成分が空間的・時間的に不均一分布であったり、斑分布であったりする場合でも、光（Ｌλ１）と光（Ｌλ２）の被測定対象１０４中を透過する位置が同一若しくは実質的に同一であると同時に測定時間が極めて短時間であるため、測定誤差の影響が極めて少なく高い精度で測定できる利点がある。
光（Ｌλ１）若しくは光（Ｌλ２）からなる照射光１０３は、被測定対象１０４に照射され、その結果、透過光１０５が被測定対象１０４の正反対側から出射する。

透過光１０５は、受光センサ部１０６にある受光センサの受光面に入射される。
受光センサ部１０６は、この受光に応答して電気信号１０７を出力する。
信号１０７は、光（Ｌλ１）に基づく信号１０７aと、光（Ｌλ２）基づく信号１０７ｂの何れかの信号である。
信号１０７aと信号１０７b とは、設定された時間差で順次或いは同時に差動信号形成部１０８に入力される。
設定された時間差で入力される場合は、先に入力された方の信号は、場合によっては、差動信号を形成するためのタイミングに合わせて差動信号形成部１０８内の所定回路に所定時間ホールドされることもある。
信号１０７の入力に応じて差動信号形成部１０８から出力される差動出力信号１０９は、信号格納／処理部１１０に転送されて出力信号１１１を出力すべく格納／処理が施される。
出力信号１１１は表示部１１２に転送される。出力信号１１１を受信した表示部１１２は、測定した化学成分の濃度表示を表示部１１２の表示画面に出力信号１１１応じた値として表示する。

以上の一連の流れは、操作部１１４からの指令に応じて制御部１１３によって制御される。
受光センサ部１０６を構成する受光センサは、フォトダイオードの様な単一素子でも良いし、所定数の受光画素が一次元配列したラインセンサ、二次元配列したエリアセンサでも良い。
測定すべき化学成分が被測定対象体１０４中で不均一である場合は、測定の位置依存性による誤差が測定精度を下げる可能性があるので、ラインセンサやエリアセンサを採用するのが好ましい。特に、被測定対象体１０４の光軸に垂直で透過光１０５が出射する出射面を覆う大きさの受光面を揺するエリアセンサの採用は、測定精度を一段と高める事が出来るので好ましい。
光（Ｌλ１）と光（Ｌλ２）とは、これまで単一波長の光で説明したが、本発明においては、これに必ずしも限定されることはなく、波長にバンド幅（波長域）を持たせても良い。即ち、本発明では、所定の波長域の光束を使用することも出来る。

次に、図３、図４に基づいて、図２のシステム１００で実際に濃度測定する例を説明する。図３は、本発明の濃度測定方法の好適な実施態様例の一つを説明するためのフローチャートである。

操作部１１４の測定スタート用のボタンスイッチなどが押されると、濃度測定が開始される（ステップ２０１）。
ステップ２０２において、所定の位置に被測定対象である検体１０４が適切に設置されているかも含めて検体１０４の有無が判断される。検体１０４が適切に設置されていることが判断されると、ステップ２０２で、検体１０４中の測定すべき化学成分の濃度を測定するのに必要且つ適切な第一の光（Ｌλ１）と第二の光（Ｌλ２）が選択される。
第一の光（Ｌλ１）と第二の光（Ｌλ２）の選択は、第一の光（Ｌλ１）用の光源１０１aと第二の光（Ｌλ２）用の光源１０１ｂを光学的濃度測定システム１００の所定位置に設置、或いは分光器で分光することで成される。
光源の設置による場合は、検体１０４中の測定すべき化学成分の吸収スペクトルから第一の光（Ｌλ１）と第二の光（Ｌλ２）の選択が予め出来るので、ステップ２０１の前に、ステップ２０３を配することが出来る。

次いで、ステップ２０４で、測定すべき化学成分の濃度値を測定データに基づいて導出するための検量線の取得開始が実行される。
検量線の取得には、光学的濃度測定システム１００の記憶部に予め記憶されている検量線のデータを読み出すことで実行される他、図５で説明される様に、改めて検量線を作成することに依っても実行できる。
検量線の取得が完了したら、ステップ２０６で示されるように検体１０４の測定が開始される。
測定が開始されると、検体１０４には、所定の間隔のタイムシェアリングで、第一の光（Ｌλ１）と第二の光（Ｌλ２）が所定の時間、照射される。
検体１０４を透過してきた第一の光（Ｌλ１）と第二の光（Ｌλ２）は、受光センサ部１０６にセットされている受光センサで受光される（ステップ２０７）。
受光センサが、第一の光（Ｌλ１）と第二の光（Ｌλ２）の各透過光をタイムシェアリングで受光すると、受光の度に受光量に応じた大きさの出力信号が夫々出力される。この出力信号に応じて、「−log(1-ΔＴ)」が算出される（ステップ２０８）。

次いで、ステップ２０９で、「−log(1-ΔＴ)」が検量線の範囲か否かが判定される。
「−log(1-ΔＴ)」が検量線の範囲であれば、検量線データを基に検体１０４中の目的とする化学成分の濃度が導出される（ステップ２１０）。

次いで、ステップ２０９で、「−log(1-ΔＴ)」が検量線の範囲か否かが判定される。
「−log(1-ΔＴ)」が検量線の範囲であれば、検量線データを基に検体１０４中の目的とする化学成分の濃度が導出される（ステップ２１０）。

図４は、図３の例に於ける信号出力タイミングを説明するためのタイミングチャートである。即ち、図４は、第一の光源１０１aの出力ＯＵＴ１、第二の光源１０１ｂの出力ＯＵＴ２、受光センサの出力ＯＵＴ３、差動信号の出力ＯＵＴ４およびガス濃度ＧＣの時間応答を示すタイミングチャートである。
ここで、光源の出力とは、点灯時間に放射される光量で、指向性の高い光の場合は、受光センサで受光される光の光量に実質的に相当する。
本発明においては、図７乃至図９に記載される様に集光光学部１０２によって、光源１０１a、１０１ｂからの光を集光し、あるいは図１０に示す様に分岐型光ファイバ８０１を採用することが出来るので、光源１０１a、１０１ｂの放射面を集光光学部１０２の入射面に、或は分岐型光ファイバ８０１の入射面に近接若しくは接触させて、光源１０１a，１０１ｂを配設すれば、光源１０１a、１０１ｂの点灯時間に放射される光量は、受光センサで受光される光の光量に近似若しくは実質的に相当させることが出来る。
ガス濃度ＧＣは、例えば、図４に示す、Ｔ１乃至Ｔ４のタイミングで出力信号（差動信号出力ＯＵＴ４）を検出し、該検出した出力信号値と予め取得されている検量線とから導出される、目的のガスの濃度の変化として測定できる。
図４には、時間と共に段階的に増加するガス濃度ＧＣの様子が示されている。
第一の光源の出力ＯＵＴ１と第二の光源の出力ＯＵＴ２が、図４に示す様なタイムミングで相互間の所定間隔と繰り返し間隔で同一軸上に出力されると、タイミングＴ１以前では、測定目的のガスが存在しないので、受光センサの出力ＯＵＴ３は、同じ大きさのパルスＳ１１、パルスＳ２１として出力される。
タイミングＴ１とＴ２の期間、タイミングＴ２とＴ３との期間、タイミングＴ３とＴ４との期間では、パルスＳ１２、Ｓ２２，Ｓ１３、Ｓ２３，Ｓ１４、Ｓ２４が出力される。パスルＳ１２，Ｓ１３，Ｓ１４の大きさはパルスＳ１１と同じ大きさであるのに対して、パスルＳ２２，Ｓ２３，Ｓ２４の大きさは、測定目的のガスの吸光の程度に応じて段階的に低くなっている。
即ち、第二の光源からの光が測定目的のガスに吸収され受光センサに受光される光量がガス濃度に応じて段階的に減少するため、パスルＳ２２，Ｓ２３，Ｓ２４の大きさは、測定目的のガスの濃度の程度に応じて段階的に低くなる。

図５により、ガス濃度の測定前にあらかじめ検量線を取得する方法の一例を説明する。図５は、検量線を求めるためのフローチャートである。
検量線を得るには、検量線取得装置を利用する。
検量線の取得が開始される（ステップＳＴ１）と、ステップＳＴ２において、光学測定セルの準備ができたか否かが判断される。
光学測定セルの準備ができたら、ステップＳＴ３に移行する。ステップＳＴ３において、所定のキャリアガスが所定単位量でセル内に導入されているかが判断される。
所定のキャリアガスが所定単位量でセル内に導入されていると判断されると、ステップＳＴ４に移行する。
このキャリアガスについては省略し、セル内が所定の真空度になっているかの判断のステップに変えても良い。このセル内が所定の真空度になっているかの判断も省略することが出来る。
いずれにしても、ステップＳＴ４に移行する前までに、セル内をクリーニングしておくことがより正確な検量線を得るのに必要である。
ステップＳＴ４では、複数の濃度の測定対象のガスを順次セルに導入し、各濃度のガスの吸光度を測定する。
測定が完了したら、ステップＳＴ５に移行する。
ステップＳＴ５では、吸光度の測定データを基に検量線を作成する。
こうして作成された検量線の一例が図6に示される。
図６は、ガス濃度ＧＣと「−log(1-ΔＴ)」との関係の示したグラフである。
検量線が作成されたら、検体の濃度測定に移ることが出来る。

次に、図７乃至図１０に示される本発明に係る好適な実施形態例について説明する。図７乃至図１０において、図２と同様のものは、図２と同じ符番を使用して示す。
図７は、本発明の濃度測定方法を具現化する光学的濃度測定システムの好適な実施形態例の一つの主要部１００aを説明するための模式的構成説明図である。図７は、透過光による濃度測定の例である。
主要部５００においては、光源部は、第一の光（Ｌλ１）を発する第一の光源１０１aと第二の光（Ｌλ２）を発する第二の光源１０１ｂとから構成されている。
第一の光源１０１aから発せられた第一の光（Ｌλ１）は、集光光学部１０２で光軸上に集光されて照射光１０３aとして光軸上を通って被測定対象体１０４に照射される。照射光１０３aの中、被測定対象体１０４中で吸収し切れなかった量の光が透過光１０５ａとして被測定対象体１０４から出射される。
透過光１０５ａは、受光センサ部１０６の受光面に入射される。
透過光１０５ａが、受光センサ部１０６で受光されると、透過光１０５ａの光量に応じて光電変換された電気信号１０７が受光センサ部１０６から出力される。
受光センサ部１０６から出力された信号１０７は、差動信号形成回路で構成された差動信号形成部１０８に入力する。
第二の光源１０１ｂから発せられた第二の光（Ｌλ２）も第一の光（Ｌλ１）と同様に照射光１０３ｂとして光軸上を通って被測定対象体１０４に照射され、其れに応じて透過光１０５ｂが被測定対象体１０４から出射する。
第二の光（Ｌλ２）の場合は、被測定対象体１０４中に於いて吸収されないか、吸収されるとしても第一の光（Ｌλ１）に比べ吸収性が低いので、照射光１０３ｂと透過光１０５ｂに関しては、その光量は、同じか実質同じであるか、若しくは、その光量差が照射光１０３aと透過光１０５ａとの光量差より少ない。

図８は、本発明の濃度測定方法を具現化する光学的濃度測定システムの別な好適な実施形態例の主要部を説明するための模式的構成説明図である。図７の例の場合が透過光による測定であるのに対して、図８の場合は、反射光による測定である以外は、図７の例と同じであるので詳述は省略する。

図９は、本発明の濃度測定方法を具現化する光学的濃度測定システムのもう一つ別な好適な実施形態例の主要部を説明するための模式的構成説明図である。
図７の例の場合が透過光による測定であるのに対して、図９の場合は、散乱光による測定である以外は、図７の例と同じであるので詳述は省略する。

図１０は、本発明の濃度測定方法を具現化する光学的濃度測定システムの更にもう一つ別な好適な実施形態例の一つの主要部を説明するための模式的構成説明図である。図１０の場合は、図７の例の場合の集光光学部１０２に分岐型光ファイバ８０１を採用している以外は、図７と同様であるので詳述は省略する。

図１１には、本発明において採用される差動信号形成部の好適な一例を説明するための回路図が示される。
差動信号形成部９００は、（電荷）積分アンプ９０２、サンプル／ホールド回路９０３、差動アンプ９０４で構成されている。
青果物等の濃度測定する対象である被測定対象体１０４に濃度測定用の所定の波長の光が照射されて生じる透過光、反射光或いは散乱光が、受光用のフォトダイオード９０１で受光されると、その受光量に応じた電気信号Ｐ１がフォトダイオード９０１から出力される。電気信号Ｐ１は積分アンプ９０２に入力される。
積分アンプ９０２は、検体１０７のガス濃度の微小な変化まで測定できるように高感度化するために設けてある。
積分アンプ９０２の出力信号は、サンプル/ホールド回路９０３に入力される。
サンプル/ホールドされたアナログ信号は差動アンプ９０４へ入力される。

「本発明を具現化したガス濃度の測定例」
次に、本発明を具現化した例をガス濃度の測定例で説明する。
複数の異波長光を用い、該複数の光をタイムシェアリングで照射することで濃度を測定する濃度測定方法の好適な実施様態の一つを記述する。
以下では、主に、測定に透過光を用いるガス濃度測定例の好適な実施様態の一つを説明する。
測定に透過光を用いる代わりに、反射光を用いる場合や、散乱光を用いる場合でも本発明の範疇に入ることは、断るまでもなく当該技術分野においては当然のことである。
また、以下に説明する態様例が、ガス濃度の代わりに溶液の濃度や青果物の糖度などを測定する場合にも容易に展開できることも断るまでもない。

本発明をガス濃度測定装置として具現化するには、該測定装置を、測定目的に適合することを前提に容易に入手可能な通常の光源と受光フォトダイオード、電子回路部品等で構成する事が出来るので、以下の説明では当該分野の技術者にとって自明のことは省略し、要点を簡略に記載することにする。
検体（被測定対象）は、例えば、ガス配管を流れるガスである。
ガス配管には、測定に使用する光（測定光hλ）が入射する入射面と前記ガス配管中を透過して外部へと出射する出射面が設けてある。
該入射面、該出射面は、測定光hλに対して透過率が「１」若しくはほぼ「１」である材料で構成される。
前記ガス配管中を流すガスは単一種のガスであっても複数の混合ガス種であっても目的のガス濃度は測定できる。
以下では、検体としてのガスの種類としては、単一種の場合、例えば、トリメチルガリウム（ＴＭＧa）である場合について記述する。
検体のガスの種類としては、その他、トリメチルインジウム（ＴＭＩn）や４四塩化チタン（ＴｉＣl_４）等も挙げられる。
トリメチルガリウム（ＴＭＧa）のガス濃度測定では、例えば、第一の光源１０１aとしては、中心光波長が５００nmの光（Ｌλ１）を発光するＬＥＤが採用され、その光強度は、1.0mW/cm²/nmとされる。
第二の光源１０１ｂとしては、中心光波長が２３０nmの光（Ｌλ２）を発光するＬＥＤが採用され、その光強度は1.0mW/cm²/nmとされる。

本発明においては、第一の光源１０１aから放射される光（Ｌλ１）１０３aと第二の光源１０１ｂから放射される光（Ｌλ２）１０３ｂが、それぞれ別の時刻に（タイムシェアリング）検体１０４を透過し、受光センサ部１０６の受光センサへ入射される。受光センサとしては、例えば、浜松ホトニクス社製のフォトダイオード（S1336-18BQ）を用いることができる。この場合の受光センサの受光感度は光波長５００nmにおいて０.２６A/Wであり、光波長２３０nmにおいて、０.１３A/Wである。
受光センサ部１０６の出力信号１０７は、差動信号形成回路１０８に入力され、それに応じて差動信号形成回路１０８から出力信号１０９が出力される。
第一の光源１０１aは、検体１０４のガスの濃度に依存して吸光度が変化する光を放射する光源が、第二の光源１０１ｂは、検体１０４のガスの濃度に依存して吸光度が変化しない若しくは実質的に変化しない光を放射する光源が、それぞれ採用される。

以上のガス濃度の測定例では、透過光を測定する図７の場合について説明しているが、当然ながら図８に示す反射光を用いる構成の場合や、図９に示す散乱光を用いる構成の場合にも適用できることは改めて詳述するまでもない。
また、図７に示す構成では、第一の光源１０１aの光路と第二の光源１０１bの光路は、集光光学部１０２がなければ、被測定対象１０４において異なっているが、同一光路に出来るだけ近くなるように、第一の光源１０１aと第二の光源１０１ｂとをできるだけ近接しては配するのが好ましい。
或は、集光光学部１０２の代わりに図１０に示すように分岐型光ファイバ８０１を採用すれば、実質的に同一光路とすることができるので好ましい。

図１１に、差動信号形成回路の好適な例の一つの構成を説明するための構成図を示す。
図１１に示す差動信号形成回路９００には、検体１０７のガス濃度の微小な変化まで測定できるように高感度化するために（電荷）積分アンプ９０２が設けてある。
（電荷）積分アンプ９０２の出力信号は、サンプル/ホールド回路９０３に入力される。
サンプル/ホールドされたアナログ信号はＡＤＣ１３０１へ入力される。
ＡＤＣ１３０１からは第一の光源に基づく光信号と第二の光源に基づく光信号とそれらの差動信号が出力される。

図４が、第一の光源１０１aの出力ＯＵＴ１、第二の光源１０１ｂの出力ＯＵＴ２、受光センサの出力ＯＵＴ３、差動信号の出力ＯＵＴ４およびガス濃度ＧＣの時間応答を示すタイミングチャートであることは、先述した通りである。
ここで、光源の出力とは、点灯時間に放射される光量で、指向性の高い光の場合は、受光センサで受光される光の光量に実質的に相当する。
本発明においては、図７乃至図９に記載される様に集光光学部１０２によって、光源１０１a、１０１ｂからの光を集光し、或いは、図１０に示す様に分岐型光ファイバ８０１を採用することが出来るので、光源１０１a、１０１ｂの放射面を集光光学部１０２の入射面に、或は分岐型光ファイバ８０１の入射面に近接若しくは接触させて、光源１０１a，１０１ｂを配設すれば、光源１０１a、１０１ｂの点灯時間に放射される光量は、受光センサで受光される光の光量に近似若しくは実質的に相当させることが出来る。

一般的に、吸光度は下記の式で与えられる。

(１)

ここで、「I₀」は入射光の強度を、「I」は透過光の強度を、「K」はガス濃度を示す。αは係数であり、検体１０４中の光路長および検体１０４中の濃度測定対象であるガスの吸光係数などで決まる値である。
また、「ΔT」は吸光度差を示す。本実施様態では第一の光源１０１aに対してαが実質的に0となるとともに、第二の光源１０１ｂに対してαが2.18×10-4/ppmとなるように前記光路長を設定した。第一の光源１０１aから放射される光（Ｌλ１）の透過光の強度を「I₁」とし、第二の光源１０１ｂから放射される光（Ｌλ２）の透過光の強度を「I₂」とすると、I1は、第一の光源の光波長に対してガス濃度に係らず透過率差が実質的に0であることを用いると、式（１）は式（２）のように変形できる。

（２)

ここで、「Ｘ」は差動信号の出力値で、「I₂-I₁」と等しい。
本方式では、ガス濃度によって吸収率が変化する第一の光源１０１aの出力ＯＵＴ１と、吸収率がガス濃度に応じて変化しない第二の光源１０１ｂの出力ＯＵＴ２とを用いて検体１０４の吸光度を高精度に計測することが出来る。
そのためにガス濃度が既知のリファレンスサンプルを用いて、その都度、検量線を作成するための測定をする必要が無い。
ガス濃度計として測定系やガスの温度などが変化したとしても安定に吸収率の変化を測定することが出来る。
ガス濃度が「０」の場合の第一の光源１０１aに基づく積分アンプ９０２における積分電荷量（１）と第二の光源１０１ｂに基づく積分アンプ９０２における積分電荷量（２）とが等しく、若しくは実質的に等しい様にセットアップする。

ここで本実施様態では、6.1×10^-9Cとなるように、第一の光源１０１aの出力時の積分時間（１）と第二の光源１０１ｂの出力時の積分時間（２）とを調整した。
本実施様態での積分時間（１）と積分時間（２）は、それぞれ４.０msec、２.０msecとした。
この時、ガス濃度に対する測定された吸光度の値と、計測した信号に重畳するノイズの標準偏差の３倍の値との関係を図１５に示す。
又、この電荷量を用いて測定を行った場合、ノイズの主成分はフォトンショットノイズであることが確認された。

結果から、電荷量の値が6.1×10^-9Cであれば、信号電荷量の二乗根に比例するフォトンショットノイズの影響が相対的に小さいために、９９％の信頼度で吸光度差ΔTを5×10^-5まで測定することが出来た。即ち、ガス濃度は０.１ppmの精度で測定することが出来た。
更に、本発明の実施様態では、温度が変化したとしても光波長の異なる２つの光に基づく信号の差から出力を得ているため、温度によって変化する透過率の変動分をキャンセルすることが出来る。そのため、仮に、測定中に温度変動があったとしても安定した感度を高精度に得ることが出来る。

本発明においては、本発明を具現化した濃度測定機器に、Wi-Fi, Bluetooth(登録商標),NFCなどの近距離通信用の通信モジュール、或いは衛星通信用の通信モジュ−ルを組み込むことで、ネットワーク上の情報端末装置として機能させることが出来る。例えば、病院の入院患者が、測定時間になったら、もしくは、ナースステーションからの指示で、入院ベッドで血液中の糖度を本発明に係る非侵襲タイプの濃度測定器で測定し、その測定データをナースステーションにそのまま送信することが出来る。これにより、各患者の病室にまで出向いて測定していたのに対して看護師の労働負担を軽減することが出来る。
更には、例えば、自宅などで観察療養をしている糖尿病予備軍の人や血糖値が低い人や高かい人が、車の運転中に血糖値の異常事態が発生し意識が遠いて正常運転が出来ないか難しくなったりして事故を招く事態が起きる場合があるが、本発明に係る通信機能を有する非侵襲タイプの濃度測定器を着用して運転中測定動作させておけば、血糖値の異常を検知して即座に運転している自動車にその異常検知の信号を送信して、自動車を即時に自動停止させ、或いは道の脇にある安全地帯に自動誘導して停止せることもできる。その上で、持参のインシュリンを投与して正常を回復することもできる。
又、異常検知のデータを運転者の必要な個人データと共に掛かりつけか近くの病院に自動送信し、病院からの応急指示を仰ぐこともできる。

本発明の具現化において、差動信号形成回路の好適な例の一つを図１１に示したが、本発明はこれに限定されることはなく、図１２乃至図１４に示す各差動信号形成回路も好適な例の一つとして採用される。
図１２乃至図１４において、図１１に示す符番のものと同様の機能を果たすものには、図１１に示す符番と同じ符番を付してある。
図１２の場合は、差動信号出力９０５用の回路の加えて、差動前信号出力１００１用の回路が付加されている他は、図１１の場合と同じである。

差動前信号出力１００１用の回路を付加することで、図１１の場合に比べて、温度変化等による吸光度の絶対値の変動や、光源の光出力に時間的な変動が発生したとしても、それらの変動分を測定して較正することが出来る点で利点がある。
図１３の場合は、図１２の場合に比べて、サンプル／ホールド回路（９０３a,９０３ｂ)⇒差動アンプ（９０４a、９０４ｂ）と信号が伝送される系統が２系統と、ＡＤＣ１３０１が更に設けられている。
この構成により、図１２に比べて、積分アンプのオフセットを除去できる点で利点がある。

図１４は、図１３場合の例をより具体的に回路設計した例である。
積分アンプ９０２と同様の積分（蓄積）アンプ部１４０１と、１／１０倍アンプ部１４０２が設けられ、各差動アンプ部（９０４a、９０４b）には、差動出力を有するためにそれぞれ2つの計装アンプが設けてある。
この様な構成とすることに依って、差動アンプのオフセットを除去できる点で利点がある。

次に、本発明に係る濃度測定機能を備えた電子装置の好適な例の一実施形態を説明する。
図１６，図１７は、本発明を携帯形端末装置に適用した場合の一実施形態を示す概略構成図である。
図１６は概略外観図、図１７は、内分構成のブロック図である。
図１６，図１７に示される携帯端末装置１７０１は、ＧＰＳ(Global Positioning System)測位部１７０３、演算処理部１７０４、記憶装置１７０５、表示部１７０６、とで構成されている。
ＧＰＳ測位を要しない装置の場合は、ＧＰＳ測位部１７０３は省略される。
又、ＧＰＳ測位部１７０３を備えて、加速度センサ１７０８、角速度センサ１７０９を省略することも出来る。
携帯端末装置１７０１の例としては、ナビゲーション機能を有する携帯電話機器、ＰＤＡ（Personal Digital Assistants）、タブレット、モバイルＰＣ等のモバイル電子機器や腕時計、電子機器機能を備えたスカウター・ネックレス・指輪・腕輪等の着用品が挙げられる。
携帯端末装置１７０１の例としては、更に他に、登山用の携帯気圧計・高度計、ストップウオッチなど挙げられる。
携帯端末装置１７０１は、送受信基地、送受信衛星、自動車に搭載されているＮＡＶＩシステム、ハンディＮＡＶＩ機器、構内ネットワークシステムにつながっている送受信器、他の携帯端末装置などの送受信機能具備装置と相互通信することが出来る。
以後の説明では、送受信機能具備装置の例として送受信衛星１７０２の例で説明する。

ＧＰＳ測位部１７０３は，送受信衛星１７０２から送信される位置情報信号を受信して現在位置を測位する第１の現在位置演算部として機能する。
演算処理部１７０４は、歩数を検出する上下加速度センサ１７０８及び方位を検出する角速度センサ１７０９の検出信号が入力されて、これらに基づいて現在位置を自律測位すると共に、ナビゲーション処理を実行する。
演算処理部１７０４は、マイクロコンピュータ、ＣＰＵ等で構成される。
記憶装置１７０５は、演算処理部１７０４で実行する処理プログラムを格納すると共に、演算処理で必要とする記憶テーブルを記憶するＲＯＭ１７０５ａ、演算処理過程で必要とする演算結果等を記憶するＲＡＭ１７０５ｂ及びナビゲーション処理終了時の現在位置情報を記憶する不揮発性メモリ１７０５ｃで構成される。
表示部１７０６は、演算処理部１７０４から出力されるナビゲーション画像情報を表示するもので、液晶表示器、有機ＥＬ表示器等で構成される。
時計部１７０７は、ＧＰＳ測位部１７０３の作動時にこのＧＰＳ測位部１７０３から出力される年／月／日／時刻を表す現在時刻情報で補正される年／月／日／時刻を表示する。
演算処理部１７０４には、ＧＰＳ測位部１７０３から出力される現在位置情報と、時計部１７０７から出力される年／月／日／時刻を表す現在時刻情報と、携帯端末装置７０１を保持するユーザーの腰位置に装着した加速度センサ１７０８から出力される加速度情報と、携帯端末装置１７０１に装着されたジャイロ等の角速度センサ１７０９から出力されるユーザーの歩行方向の方位に応じた角速度情報と、本発明に係る濃度測定部１７０１からの濃度測定情報と、が入力される。
濃度測定部１７０１は、図７乃至図１０に示される光学的濃度測定システム或は該システムと同様の機能を備えた光学的濃度測定機器で構成され、携帯端末装置１７０１本体に着脱可能に装備されていても好いし、本体と一体的に構成されていても好い。
濃度測定部１７０１が本体に着脱可能に装備されている場合は、測定の際に、濃度測定部１７０１を本体から外して例えば身体に接触させて、例えば血液の糖度を測定することが出来る。
濃度測定部１７０１は本体から外されていても、濃度測定部１７０１と本体との間で通信出来る様に、濃度測定部１７０１と本体の両者に、Wi-Fi，Bluetooth(登録商標)，NFCなどの近距離通信用の通信モジュールが設けられている。
携帯端末装置１７０１によれば、濃度測定データ、位置情報データ、記憶装置１７０５に記憶されている個人特定データ、を送信先に送信できる。例えば、自動車を運転中に血液中の糖度値に異常を来した場合は、異常を示す信号を車に伝送して車を自動停止させると同時にホームドクターや掛かりつけの医者がいる病院に、濃度測定データ、位置情報データ、及び個人特定データを伝送して、送信先の医者から適切な処置の指示を仰ぐことが出来、場合によっては、救急車の速やかな配車も可能である。

演算処理部１７０４には、外部の無線通信機器と無線通信する通信部１７１１が接続されている。
ＲＯＭ１７０５ａには、地域別位置情報記憶テーブルが格納されている。
その他、ＲＯＭ１７０５ａには、自律測位演算を行う自律測位演算用プログラムと、ＧＰＳ測位部１７０３で演算した現在位置情報及び自律測位用プログラムによる自律測位演算処理で演算した現在位置情報の何れかを選択する演算部選択処理プログラム、とが格納されている。
地域別位置情報記憶テーブルには、全国の都道府県名と、各都道府県の庁所在地名と、庁所在地の緯度（Ｎ）及び経度（Ｅ）とが記載されている。
演算処理部１７０４は、自律測位演算を行う自律測位演算用プログラムに従って自律測位演算処理を実行する。

この自律測位演算処理は、演算部選択処理によって自律演算処理が選択されたときに起動され、初期状態で、前回のＧＰＳ測位部１７０３で測位した現在位置を初期位置として設定してから、所定のメインプログラムに対する所定時間（例えば１０ｍｓｅｃ）毎のタイマ割込処理として実行される。
即ち、先ず、角速度センサ９で検出した角速度θvを読込み、次いで、角速度θvを積分して方位θを算出してから次のステップに移行する。
移行したステップでは、加速度センサ１７０８で検出した上下加速度Ｇを読込んで、上下加速度Ｇの変化パターンから歩数Ｐを算出し、算出した歩数Ｐに予め設定した歩幅Ｗを乗算して移動距離Ｌを算出し、算出した方位θ及び移動距離Ｌに基づいて現在位置情報を更新し、更新した現在位置情報を地図情報に重ねて表示部１７０６に表示してからタイマ割込処理を終了して所定のメインプログラムに復帰する。
更に、演算処理部１７０４は、演算部選択処理プログラムに従ってＧＰＳ測位部１７０３で測位した現在位置情報及び自律測位演算処理で測位した現在位置情報の何れかを選択する演算部選択処理を実行する。
この演算部選択処理では、携帯端末装置１７０１に電源が投入されてナビゲーション処理が選択されたときに実行開始され、を選択する演算部選択処理を実行する。
携帯端末装置１７０１の例としては、ナビゲーション機能を有する携帯電話機器、ＰＤＡPersonal Digital Assistants）、タブレット、モバイルＰＣ等のモバイル電子機器や腕時計、モバイル電子機器や腕時計、電子機器機能を備えたスカウター・ネックレス・指輪・腕輪・等の着用品が挙げられる。

これまでの例では、差動信号の形成は、差動回路、差動増幅回路等の電気回路（ハードウエア）を介して形成する場合を例示してきたが、本発明においては、これらに限定されるのではなく、デジタル演算処理のソフトウエアを採用して形成しても良い。
好適な実施態様の一例について図１８を用いて説明する。
図１８に示す実施態様は、差動信号形成部１８００、受光センサ部１８０１を備えている。
差動信号形成部１８００は、積分回路部１８０２、アナログ−デジタル変換（Ａ／Ｄ変換）部（ＡＤＣ）１８０３、差動信号形成要素部１８０４を備えている。
受光センサ部１８０１には、測定用の受光センサとしてフォトダイオード１８０５が設けてある。積分回路部１８０２には、オペアンプ１０８、コンデンサＣ１、スイッチＳＷ１が設けられてある。
図１１の場合の差動信号形成部９００の例は、アナログ信号を用いて差動信号９０５を形成するものであるが、図１８の例では、差動信号１８０９は、積分回路部１８０２から出力される信号８０７をアナログ−デジタル変換（Ａ／Ｄ変換）後にデジタル演算処理を施して形成される。
フォトダイオード１８０５の出力端子は、オペアンプ１８０９の反転入力ピンと電気的に接続されている。
オペアンプ１８０６の非反転ピンは、接地されている。
積分回路部１８０２とＡＤＣ１８０３との間は、スイッチＳＷ２が必要に応じて設けられえ信号伝達路が形成されている。該信号伝達経路は、積分回路部１８０２とＡＤＣ１８０３との間を電気的に接続することで形成することができる。
波長または波長帯域が異なる２つの光（第一の光と第二の光）が、被測定対象（検体）にタイムシェアリングによって順次照射されると、その照射に応じて被測定対象を介して来る第一の光と第二の光がタイムシェアリングによって、順次、フォトダイオード１８０５で受光される。
フォトダイオード１８０５は受光すると光電荷を発生し、該光電荷は、コンデンサＣ１に蓄積される。積分回路部１８０２からは、この蓄積電荷量に応じた大きさの電圧の信号１８０７が、スイッチＳＷ２がＯＮの場合に出力される。信号１８０７は、アナログ・デジタル変換手段（ＡＤＣ）１８０３に入力されてデジタル信号化されて、信号１８０８としてＡＤＣ１８０３から出力される。デジタル化された信号１８０８は、差動信号形成要素部１８０４に入力される。
第一の光に対応する信号１８０８aと第二の光に対応する信号１８０８ｂは、先に入力された方の信号は、後で入力される信号が少なくとも入力されるまで差動信号形成要素部１８０４内部に一時的に保存される。
測定目的とする第一の光と第二の光のそれぞれに対応する信号１８０８a、１８０８ｂが、差動信号形成要素部１８０４に順次入力されると、これらの信号１８０８a、１８０８ｂを基に差動信号形成要素部１８０４において差動信号形成処理が実施されて差動信号１８０９が差動信号形成要素部１８０４から出力される。

以上説明した通り、本発明の濃度測定方法は、様々な態様と形態において具現化されるもので、万能性を備える。

１００ 光学的濃度測定システム
１００−１ 光学的濃度測定サブシステム
１００−２ 制御・操作サブシステム
１００−３ 光学的濃度測定装置
１０１ 光源部
１０１a、１０１b 光源
１０２ 集光光学部
１０３、１０３ａ、１０３ｂ 照射光
１０４ 被測定対象
１０５、１０５ａ、１０５ｂ 透過光
１０６ 受光センサ部
１０７、１０７ａ、１０７ｂ 電気信号
１０８ 差動信号形成部
１０９ 差動出力信号
１１０ 信号格納／処理部
１１１ 出力信号
１１２ 表示部
１１３ 制御部
１１４ 操作部
２０１〜２１１ ステップ
５００、６００、７００，８００ 光学的ガス濃度測定システム
８０１ 分岐型光ファイバ
８０１ａ、８０１ｂ 分岐光学路
８０２ａ、８０２ｂ 照射光
９００、１０００、１３００、１４００ 差動信号形成部（回路構成）
９０１ フォトダイオード
９０２ 積分アンプ
９０３、９０３ａ、９０３ｂ サンプル／ホールド回路
９０４、９０４ａ、９０４ｂ 差動アンプ
９０５ 差動信号出力
９０６ 差動前信号出力
１１０１ 差動信号形成要素部
１３０１ ＡＤＣ
１３０２ 信号出力
１４０１ 積分アンプ部
１４０２ １／１０倍積分アンプ部
１７０１ 携帯端末装置
１７０３ ＧＰＳ測位部
１７０４ 演算処理部
１７０５ 記憶装置
１７０６ 表示部
１７０８ 加速度センサ
１７０９ 角速度センサ
１８００ 差動信号形成部
１８０１ 受光センサ部
１８０２ 積分回路部
１８０３ デジタル・アナログ変換部
１８０４ 差動信号形成要素部
１８０５ フォトダイオード
１８０６ オペアンプ
１８０７、１８０８、信号
１８０９ 差動信号
Ｌλ１ 第一の波長の光
Ｌλ２ 第二の波長の光

Claims (10)

1. 被測定対象中の所定の化学成分の濃度を光学的に測定する濃度測定方法において、
   前記化学成分に対して吸収性がある第一の波長の光と、前記化学成分に対し吸収性がないか実質的にないかもしくは前記第一の波長の光よりも吸収性が比較的低い第二の波長の光を一つの発光手段から前記被測定対象に向けてタイムシェアリング法によって照射し、
   該照射によって生じる前記被測定対象からの光を一つの受光手段で受光し、
   該受光によって生じる前記第一の波長の光に基づく第一の受光信号と前記第二の波長の光に基づく第二の受光信号とを共通の積分回路に入力し、
   前記積分回路では前記第一の受光信号に対する積分時間と前記第二の受光信号に対する積分時間とがそれぞれ予め独立に設定され、前記積分回路により積分された、前記第一の受光信号に基づく信号と前記第二の受光信号に基づく信号とを差動回路に入力し、
   該入力に応じて前記差動回路から出力される出力信号に基づく測定値を予め記憶手段に記憶されているデータと照合して前記所定の化学成分の濃度を導出することを特徴とする濃度測定方法。
2. 被測定対象に対しての光吸収率が異なる第一の波長の光と、第二の波長の光とを前記被測定対象にそれぞれタイムシェアリング法で照射し、
   各波長の光の該照射によって前記被測定対象を光学的に介してくる前記各波長の光を共通の受光センサで受光し、
   該受光に応じて前記受光センサから出力する前記第一の波長の光に関する第一の信号と第二の波長の光に関する第二の信号とを共通の積分回路に入力し、
   前記積分回路では前記第一の信号に対する積分時間と前記第二の信号に対する積分時間とがそれぞれ予め独立に設定され、前記積分回路により積分された第一の信号に基づく信号と第二の信号に基づく信号との差動信号を形成し、
   該差動信号に基づいて前記被測定対象における化学成分の濃度を導出することを特徴とする濃度測定方法。
3. 前記被測定対象がガス状態にある請求項１又は２に記載の濃度測定方法。
4. 前記被測定対象が液体状態にある請求項１又は２に記載の濃度測定方法。
5. 前記被測定対象が青果物である請求項１又は２に記載の濃度測定方法。
6. 前記発光手段は、前記第一の波長の光を発光する光源と、前記第二の波長の光を発光する光源と、を備えている請求項１に記載の濃度測定方法。
7. 前記発光手段は、前記第一の波長の光と前記第二の波長の光とを発光する光源を備えている請求項１に記載の濃度測定方法。
8. 被測定対象に対しての光吸収率が異なる第一の光と第二の光とをそれぞれ前記被測定対象にタイムシェアリング法で照射し、
   前記被測定対象へ各光を照射することで前記被測定対象を光学的に介してくる各光を共通の受光センサで受光し、
   該受光に応じて前記受光センサから出力する前記第一の光に係わる信号と第二の光に係わる信号とを共通の積分回路に入力し、
   前記積分回路では前記第一の光に係わる信号に対する積分時間と前記第二の光に係わる信号に対する積分時間とがそれぞれ予め独立に設定され、前記積分回路により積分された第一の光に係わる信号に基づく信号と第二の光に係わる信号に基づく信号とに基づいて差動信号を形成し、
   該差動信号に基づいて前記被測定対象における所定の化学成分の濃度を導出することを特徴とする濃度測定方法。
9. 前記タイムシェアリング法での照射は、発光と受光の光学軸が同じか若しくは実質的に同じである照射光路を伝搬させて行う請求項８に記載の濃度測定方法。
10. 前記タイムシェアリング法での照射は、前記被測定対象において同じか若しくは実質的に同じである照射光路を伝搬させて行う請求項８に記載の濃度測定方法。