JP6937055B1 - 非侵襲血中成分濃度測定装置及び非侵襲血中成分濃度測定装置の制御方法 - Google Patents

Abstract

【課題】簡易な構成で、採血を行わずに精度よく血中成分の濃度を測定可能な非侵襲血中成分濃度測定装置の提供。【解決手段】生体の血中成分の濃度を測定する非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈであって、脈動する生体の検査部位に対して入射光を照射する発光素子１１１と、検査部位を透過した透過光を受光する受光素子１１２と、検査部位に対して入射音波を発射する第１音波発信器１１３ａと、検査部位の表面で反射された反射音波を受信する第１音波受信器１１４ａと、血中成分の濃度を算出するＭＰＵ２１ａと、を備え、ＭＰＵ２１ａは、受光素子１１２で測定される透過光の脈動による信号強度変化量ΔＶと、入射音波及び反射音波によって測定される脈動による検査部位の体積変化量ΔＡと、に基づいて血中成分の濃度を算出する。【選択図】図３

Description

本発明は、非侵襲血中成分濃度測定装置及び非侵襲血中成分濃度測定装置の制御方法に係り、特に、光と音波を利用した非侵襲血中成分濃度測定装置及び非侵襲血中成分濃度測定装置の制御方法に関する。

生体の血管を流れる血液に含まれるヘモグロビンなど、血中成分の濃度は、採血を行って血液を生体外に取り出して分析することで正確に測定することが可能である。しかし、採血による血中成分の濃度測定方法では、注射針を刺す時に痛みが生じてしまう。また、生体外に取り出した血液を分析装置で分析する場合、血中成分濃度を知るまでには、時間がかかってしまう。

以上のように、採血を伴う血中成分の濃度測定は、簡単ではなく、必用な装置も高価であった。そこで、採血を行うことなく非侵襲で簡単に血中成分の濃度を測定可能な装置が切望されてきた。

非侵襲で血中の酸素飽和度を測定する装置として、パルスオキシメータが知られている。パルスオキシメータは、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの赤色光と赤外光とに対する吸光度の違いを利用してヘモグロビンの酸素飽和度を測定する装置であるが、ヘモグロビン濃度の絶対値を正確に測定することはできなかった。

特許文献１には、第１波長の第１検査光及び第２波長の第２検査光を強度変調した第１入射光及び第２入射光を生体内の動脈に向けて入射する光入射手段と、生体外から出た第１波長の第１検出光及び第２波長の第２検出光を検出する検出手段と、第１検出光及び第２検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに第１検査光又は第２検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との位相変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、酸素飽和度及び光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する処理手段とを備えた、動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置が記載されている。

特開２００４−１９４９０８号公報

特許文献１に記載の血液測定装置では、異なる波長の複数の光源や、多くの素子を複雑に組み合わせる必要があり、装置本体のサイズが大きく高価なものとなっていた。つまり、従来のパルスオキシメータの測定原理や測定装置では、精度が十分ではなかったり、装置が大掛かりなものとなったりする等の課題があり、一般家庭にも普及するような非侵襲血中成分濃度測定装置が求められていた。

本発明は、上記の課題に鑑みてなされたものであり、その目的は、簡易な構成で、採血を行わずに精度よく血中成分の濃度を測定可能な非侵襲血中成分濃度測定装置を提供することにある。

前記課題は、本発明の非侵襲血中成分濃度測定装置によれば、生体の血中成分の濃度を測定する非侵襲血中成分濃度測定装置であって、脈動する前記生体の検査部位に対して入射光を照射する発光手段と、前記検査部位を透過した透過光を受光する受光手段と、前記検査部位に対して入射音波を発射する発信手段と、前記検査部位の表面で反射された反射音波を受信する受信手段と、前記血中成分の濃度を算出する処理手段と、を備え、前記処理手段は、前記受光手段で測定される前記透過光の前記脈動による信号強度変化量ΔＶと、前記入射音波及び前記反射音波によって測定される前記脈動による前記検査部位の体積変化量ΔＡと、に基づいて前記血中成分の濃度を算出することにより解決される。

上記のように構成された本発明の非侵襲血中成分濃度測定装置では、複数波長の光源や、照射する光の波長のスキャン、複雑な計算が不要であり、ＬＥＤ、フォトセンサ、圧電素子等の低コストな素子を簡易な構成で組み合わせることで、一般家庭にも普及するような、小型、軽量、低コスト、高精度な非侵襲血中成分濃度測定装置を構築することが可能となる。

また、上記の構成において、前記入射光は、略平行光であるとよい。
上記の構成では、検査部位の体積変化量を円柱に近似して精度よく計算することが可能となる。

また、上記の構成において、前記受光手段の受光部の面積は、前記略平行光の光束の面積より広いとよい。
上記の構成では、光検出を行う受光部の表面積が、略平行光の光束の面積よりも広いことで、透過光を漏らすことなく、適切に検出することが可能となる。

また、上記の構成において、前記入射光は、非連続光であるとよい。
上記の構成では、受光手段において透過光の検出を行う際に、非連続光、例えば、パルス光を用いることで、暗電流成分を除去することが可能となる。

また、上記の構成において、前記入射光は、非可視光であるとよい。
上記の構成では、赤外光などの非可視光を用いると、散乱や環境光の影響を受けにくいため、血中成分による光吸収を適切に測定することが可能となる。

また、上記の構成において、前記受光手段は、前記透過光を選択的に透過する光遮蔽手段を備えているとよい。
上記の構成では、ノイズとなる波長の光をカットすることで、透過光を適切に受光素子の受光部で検出することが可能となる。

また、上記の構成において、前記発信手段と前記受信手段は、前記発光手段の側に設けられた第１発信手段及び第１受信手段と、前記受光手段の側に設けられた第２発信手段及び第２受信手段と、を備えているとよい。
上記の構成では、検査部位を挟んだ両側のそれぞれで脈動による検査部位の位置変化を測定して体積変化量を算出するため、測定の精度が向上する。

また、上記の構成において、前記発信手段が備える発振素子は、前記受信手段が備える受信素子と同一の素子であるとよい。
上記の構成では、発振素子と受信素子を同一の圧電素子とすることで、必要になる素子の数を減らすことが可能となる。

また、上記の構成において、前記入射音波は、超音波であるとよい。
上記の構成では、ノイズとなる環境音による影響が抑制される。

また、上記の構成において、前記検査部位において、動脈が最も拡張した時を動脈拡張時Ｔ_１とし、前記動脈が最も収縮した時を動脈収縮時Ｔ_２としたときに、前記発光手段は、少なくとも前記動脈拡張時Ｔ_１及び前記動脈収縮時Ｔ_２において前記検査部位に対して前記入射光を照射し、前記発信手段は、少なくとも前記動脈拡張時Ｔ_１及び前記動脈収縮時Ｔ_２において前記検査部位に対して前記入射音波を発射し、前記処理手段は、前記動脈拡張時Ｔ_１と前記動脈収縮時Ｔ_２における前記信号強度変化量ΔＶを、前記動脈拡張時Ｔ_１と前記動脈収縮時Ｔ_２における前記体積変化量ΔＡで割った値と、採血によって得られた前記血中成分の濃度とから基準となる換算定数ｋを算出して記憶手段に記憶させ、前記記憶手段に記憶された前記換算定数ｋを用いて前記血中成分の濃度を算出するとよい。
上記の構成では、既知の換算定数ｋを用いて血中成分の濃度を算出するため、濃度測定の精度が高くなる。

また、前記課題は、本発明の非侵襲血中成分濃度測定装置の制御方法によれば、生体の血中成分の濃度を測定する非侵襲血中成分濃度測定装置の制御方法であって、脈動する前記生体の検査部位に対して入射光を照射する発光工程と、前記検査部位を透過した透過光を受光する受光工程と、前記検査部位に対して入射音波を発射する発振工程と、前記検査部位の表面で反射された反射音波を受信する受信工程と、前記血中成分の濃度を算出する処理工程と、を行い、前記処理工程では、前記受光工程で測定される前記透過光の前記脈動による信号強度変化量ΔＶと、前記入射音波及び前記反射音波によって測定される前記脈動による前記検査部位の体積変化量ΔＡと、に基づいて前記血中成分の濃度を算出することにより解決される。

本発明の非侵襲血中成分濃度測定装置は、従来技術とは、技術的思想及び測定原理自体が異なっており、複数波長の光源や、照射する光の波長のスキャン、複雑な計算が不要であるという利点を有している。

また、本発明の非侵襲血中成分濃度測定装置によれば、発光素子としてＬＥＤ、受光素子としてフォトセンサ、音波発振器や音波受信器として圧電素子を用いることが可能である。したがって、低コストである素子を簡易な構成で組み合わせることで、一般家庭にも普及するような、小型、軽量、低コスト、高精度な非侵襲血中成分濃度測定装置を構築することが可能である。

血中成分の中でも、ヘモグロビンの濃度測定は、健康・医療分野において重要である。小型、軽量、低コスト、高精度な本発明の非侵襲血中成分濃度測定装置によれば、アスリート・登山者等の貧血（スポーツ貧血）の防止、妊娠中や産後の女性等の体調維持管理、潰瘍・癌・消化管からの出血などの早期発見、頭痛・慢性疲労・動悸・むくみ・抜け毛・寒気・吐き気・食欲不振・肩こり等の予防、鉄欠乏性貧血・巨赤芽球性貧血・白血病・再生不良性貧血・老人性貧血等の早期発見などが可能となる。

発光素子と受光素子の間の光束（略平行光）を示す模式図である。 脈動による動脈血の光吸収の変化を示す模式図である。（左）動脈が最も収縮した時、（右）動脈が最も拡張した時。 脈動による指の表面の位置変化を音波で測定する態様を示す模式図である。 受光素子からの出力電圧（信号強度）の時間変化を示す模式図である。 測定装置の第１部材に指を載置した状態を示す外観図である。 測定装置の第１部材の正面図である。 測定装置の第１部材の側面図である。 測定装置の第２部材の外観図である。 測定装置の第２部材の後面図である。 測定装置の第２部材の側面図である。 測定装置の第２部材の下面図である。 第２部材が備えるピンの外観図である。 第２部材が備えるピンの上面図である。 測定装置の使い方を示す説明図である。 測定装置の使い方を示す説明図である。 第１部材が備えるピン受容穴の上面図である。 第１部材のピン受容穴に、第２部材のピンが係合した状態の模式図である。 第１部材の側面に係合する第３部材を示す模式図である。 本実施形態の変形例に係る測定装置の外観図である。 本実施形態の変形例に係る測定装置が備える第２板部の内面の拡大図である。

以下、図１乃至図１２を参照しながら、本発明の実施の形態（以下、本実施形態）に係る非侵襲血中成分濃度測定装置及び非侵襲血中成分濃度の測定原理について説明する。本実施形態に係る非侵襲血中成分濃度測定装置として、非侵襲ヘモグロビン濃度測定装置を例に挙げて説明することとするが、対象となる血中成分はヘモグロビン（以下、適宜「Ｈｂ」と略す）に限定されるものではない。また、検査対象として人を例として説明するが、検査対象となるのは人に限定されるものではなく、人以外の哺乳動物（非ヒト哺乳動物）も対象となる。

なお、以下に説明する実施形態は、本発明の理解を容易にするための一例に過ぎず、本発明を限定するものではない。すなわち、以下に説明する部材の形状、寸法、配置等については、本発明の趣旨を逸脱することなく、変更、改良され得るとともに、本発明にはその等価物が含まれることは勿論である。

［１．測定原理について］
（１−１．測定原理の主要ポイント）
まず、図１乃至図４を参照して、本実施形態に係る非侵襲血中成分濃度測定装置が採用する非侵襲血中成分濃度の測定原理について説明をする。

以下に詳述するように、Ｈｂ濃度Ｃ_Ｈｂ（単位は、［ｇ／ｄＬ］）を算出するためには、「一定量の血液の体積」と、該体積中の「Ｈｂ濃度に相当する値（Ｃ_Ｈｂ’）」との両方を測定する必要がある。「一定量の血液の体積」として、動脈が最も拡張して動脈血流が略最大（略ピーク）になった時（動脈拡張時Ｔ_１）と、動脈が最も収縮して動脈血流が略最小（略ボトム）になった時（動脈収縮時Ｔ_２）との差（ΔＡ）を選択すると好適である。

以下に詳述するように、本実施形態に係るＨｂ濃度Ｃ_Ｈｂの測定では、「一定量の血液の体積」を、略円柱の体積（ΔＡ）として求める。ここで、円柱の高さ（ｄ）は、音波を利用して値を得る。また、円柱の断面積は、検査対象に照射されて、検査対象を透過する略円柱の光束の断面積（Ｓ_Ｌ）から得る。そして、得られた断面積（Ｓ_Ｌ）と、高さ（ｄ）との積から、略円柱の体積（ΔＡ＝Ｓ_Ｌ×ｄ）が求められる。光束の断面積（Ｓ_Ｌ）は、カメラなどの撮像手段を用いて測定することができる。

また、本実施形態に係るＨｂ濃度（Ｃ_Ｈｂ）の測定において、「Ｈｂ濃度に相当する値（Ｃ_Ｈｂ’）」は、光を利用して測定される動脈拡張時Ｔ_１と動脈収縮時Ｔ_２との透過光量または吸収光量の差（ΔＶ）と、採血によって得られたＨｂ濃度の実測値Ｃ_{Ｈｂ−ｒｅａｌ}（単位は、［ｇ／ｄＬ］）とから、後述する演算式を用いて求められる。

（１−２．「Ｈｂ濃度に相当する値」の光による測定）
まず、「一定量の血液の体積（ΔＡ）」中の「Ｈｂ濃度に相当する値（Ｃ_Ｈｂ’）」を知るために、光を利用する。より具体的には、例えば、人差し指Ｆの第１関節と第２関節の間付近に、皮膚に対して略垂直に、光源である発光素子１からの入射光を照射する。指Ｆの中に侵入した光は、一部が散乱され、一部が吸収されるが、残りは透過するような波長や強度の光（Ｈｂの場合、波長は、６００ｎｍ付近（例えば、５９０〜６１０ｎｍ）〜１３００ｎｍ付近（例えば、１２００〜１３００ｎｍ））を利用する。

ＬＥＤなどの発光素子１から発せられる入射光の波長は、測定対象の血中成分、具体的には本実施形態におけるＨｂによって吸収される波長であることが必要となる。６００ｎｍ付近より短波長の可視光を用いる場合、生体で吸収されて透過光を検出することが困難であり、散乱や環境光の影響も大きいため、入射光として非可視光を用いることが好ましい。指Ｆなどの検査部位に入射光を照射する場合、良好に生体を透過するため非可視光として波長が８００ｎｍ付近以上の近赤外光を用いることが好適である。なお、入射光の波長の上限値は、生体内の水の吸収が支配的となる波長領域よりも短波長、例えば、１２００〜１３００ｎｍ以下とすると好適である。

また、発光素子１から発せられる入射光の強度は、検査部位（被検部）である指Ｆを透過することも必要条件となる。また、透過光の強度は、血液の脈動（動脈血流の脈動）に応じ、略周期的に変動することが必要条件である。

発光素子１から発せられる入射光の光束Ｌは、光が吸収された部分の体積を精度良く計算できるように、略平行光であることが好ましい（図１）。後述するように、脈動による動脈血の体積の変化量（ΔＡ）を円柱に換算して測定するために、発光素子１と受光素子２の間に、不図示のレンズを配置して、平行光を作成するようにすると好適である。

発光素子１から発せられる入射光は、連続光ではなく、パルス光（非連続光）とする。発光素子１からの入射光を、少なくとも１回、動脈が拡張した時（好ましくは動脈が最も拡張して動脈血流が略最大になった時）に、検査部位に対して照射し、フォトセンサである受光素子２の出力電圧Ｖ_ＯＮを得る。さらに、発光素子１からの入射光を、少なくとも１回、動脈が収縮した時（好ましくは動脈が最も収縮して動脈血流が略最小になった時）に照射し、受光素子２の出力電圧Ｖ_ＯＦＦを得る。

動脈が拡張した時と収縮した時における受光素子２からの出力電圧の差ΔＶ（＝Ｖ_ＯＦＦ−Ｖ_ＯＮ）は、動脈が拡張した時と収縮した時との、動脈血の体積の変化量（ΔＡ）に対応する。出力電圧の差ΔＶは、動脈血中のＨｂ濃度Ｃ_Ｈｂにも依存する。例えば、動脈血の体積の変化量（ΔＡ）は等しいが、Ｈｂ濃度Ｃ_Ｈｂが濃い人と、薄い人とを比べると、動脈が拡張した時と収縮した時の受光素子２からの出力電圧の差は、Ｈｂ濃度Ｃ_Ｈｂが濃い人の値の方が、Ｈｂ濃度（Ｃ_Ｈｂ）が薄い人に比べて、大きくなる。

なお、出力電圧の差ΔＶ＝Ｖ_ＯＦＦ−Ｖ_ＯＮは、出力電圧Ｖのトップ（Ｖ_ＯＦＦ）とボトム（Ｖ_ＯＮ）を引き算していることで、静脈血（Ａｂ）、組織（Ａｃ）による光吸収成分、散乱成分、ノイズ成分を除去することができる。

すなわち、動脈が拡張した時（Ｖ_ＯＮ）と収縮した時（Ｖ_ＯＦＦ）に測定される受光素子２からの出力電圧の差（ΔＶ）は、動脈が拡張した時と収縮した時の動脈血の体積の変化量（ΔＡ）と、「Ｈｂ濃度に相当する値（Ｃ_Ｈｂ’）」との積（ΔＡ×Ｃ_Ｈｂ’）に相当する（つまり、ΔＶ＝ΔＡ×Ｃ_Ｈｂ’）。

ここで、検査部位（被検部）における吸収光量は、動脈の脈動によって変化する。図２は、脈動による動脈血の光吸収の変化を示す模式図であり、生体内の動脈血（Ａａ）、静脈血（Ａｂ）、組織（Ａｃ）による光吸収（Ａ）を模式的に示している。組織による光吸光（Ａｃ）及び静脈血による光吸光（Ａｂ）は、脈動に依存することなく一定である。なお、組織は、骨や肉、皮膚や血管など動脈血や静脈血以外を含むものであり、組織（Ａｃ）は、組織による吸収以外に、散乱成分を一部含んでいる。

動脈は、脈動に応じて収縮と拡張とを繰り返し、動脈の収縮時には光路長が短く、血液量の減少により吸光度が小さくなる。また、動脈の拡張時には光路長が長くなり、血液量の増加により吸光度が大きくなる。したがって、動脈血による光吸収は、動脈の脈動に応じて、Ａａ（動脈が最も収縮した時：動脈収縮時Ｔ_２）とＡａ＋ΔＡ（動脈が最も拡張した時：動脈拡張時Ｔ_１）の間で変化する。

測定対象の血中成分であるヘモグロビンは静脈を流れる静脈血や動脈を流れる動脈血に含まれている。動脈の脈動を利用して、動脈の収縮時と拡張時の受光素子２からの出力電圧の差ΔＶをとることで、静脈血（Ａｂ）や組織（Ａｃ）による光吸収を除外して、動脈血（Ａａ）の光吸収のうち、動脈血の体積の変化量（ΔＡ）に相当する部分を得ることが可能である。

透過光を受光する受光素子２の受光部は、略平行光の光束Ｌ（透過光）の全てを受光するように構成されていると好適である。具体的には、受光素子２の受光部の面積が、略平行光の光束Ｌの面積Ｓ_Ｌより広いと、透過光を漏らすことなく、適切に検出することが可能となる。

なお、受光素子２は、集光レンズなどの集光手段によって略平行光の光束Ｌ（透過光）の全てを受光するように構成されていてもよい。また、受光素子２の手前に、透過光を選択的に透過させ、他の波長の光を遮蔽する光学フィルタなどの光遮蔽手段を備えていると好適である。

なお、発光素子１は、所定の周波数で入射光を発するようにパルス発光させるのが好適である（後述する図４では１００Ｈｚでパルス発光している）。また、受光素子２は、光源である発光素子１が発光する周波数の少なくとも２倍の周波数で透過光を受光することにより、ノイズ除去を行うと、より好適である。

発光素子１をパルス発光させる場合、測定を行う部屋の照明の影響を除去することが可能である。例えば、発光素子１（ＬＥＤ）の発光周波数を１００Ｈｚの矩形波にした場合、発光素子１は、５ｍｓ点灯、５ｍｓ消灯、を繰り返す。これを、１〜２秒間の間繰り返し、受光素子２の出力電圧を観測し続けると、受光素子２の出力電圧には、１〜２秒間に１〜２回Ｖ_ＯＦＦ（動脈がＯＦＦ、最も収縮した時の状態）の時のピークが現れ、１〜２回Ｖ_ＯＮ（脈がＯＮ、最も拡張した時の状態）のボトムが現れることになる。毎回の５ｍｓ点灯時の受光素子２の出力電圧から、５ｍｓ消灯時の受光素子２の出力電圧を引けば、概ね部屋の照明の影響は除去可能となる。

（１−３．体積の変化量ΔＶの音波による測定）
次に、動脈が拡張した時と収縮した時との、動脈血の体積の変化量（ΔＡ）を、音波を利用して測定する。人体のうち、脈動がある部分（例えば、指先など）においては、その断面は、極めて微小ではあるが、広がったり狭くなったりしている。例えば、指を横から見た場合、ある任意の箇所における、指の上側の表面と下側の表面との長さは、脈動に応じ、長くなったり短くなったりしている（図３）。

図３では、音波を用いた脈動による指Ｆの表面の位置の変化を示す模式図であり、動脈が最も拡張して動脈血流が略最大になった時（動脈拡張時Ｔ_１）の指Ｆ_ＯＮを二点鎖線で示し、動脈が最も収縮して動脈血流が略最小になった時（動脈収縮時Ｔ_２）の指Ｆ_ＯＦＦを実線で示している。

そこで、指Ｆの表面から少し離れた場所に音波発振器３（発信手段）と音波受信器４（受信手段）を配置し、指Ｆの表面に向けて（連続ではない）入射音波を発射（発振）する。空気中を伝搬した入射音波は、人体の皮膚により、殆どが反射されるので、反射音波は音波受信器４（受信手段）に届いて受信される。

このとき、音波受信器４で反射音波が受信された時間は、音波発振器３から入射音波が発射された時間から、少し遅れた時間となる。一般に、音波が空中を伝搬する速度、つまり、音速ｃの値は分かっているので（１５℃でｃ＝３４０．５ｍ／秒）、遅れた時間と音速ｃとの積から、音波発振器３から音波受信器４までの距離が計算できる。このとき、音波の経路の間には、上下に動く指Ｆの皮膚表面がある。

測定に用いる音波（入射音波）は特に限定されるものではないが、１０ｋＨｚ以上、環境音（ノイズ）による影響を考慮すると、可聴音ではなく１５ｋＨｚ以上、好ましくは２０ｋＨｚ以上、更には、２０ｋＨｚ〜数十ＭＨｚ（例えば、２０ＭＨｚ）の超音波を用いると良い。

図３に示すように、指Ｆの一方側に第１音波発振器３ａ及び第１音波受信器４ａを配置し、指Ｆの他方側に第２音波発振器３ｂ及び第２音波受信器４ｂを配置すると好適である。

動脈拡張時Ｔ_１の指Ｆ_ＯＮに対して第１音波発振器３ａから発射された音波が指Ｆ_ＯＮの表面で反射されて第１音波受信器４ａに到達するまでの時間Ｔ_ＯＮ−ａとし、動脈収縮時Ｔ_２の指Ｆ_ＯＦＦに対して第１音波発振器３ａから発射された音波が指Ｆ_ＯＦＦの表面（上面）で反射されて第１音波受信器４ａに到達するまでの時間Ｔ_{ＯＦＦ−ａ}とする。

同様に、動脈拡張時Ｔ_１の指Ｆ_ＯＮに対して第２音波発振器３ｂから発射された音波が指Ｆ_ＯＮの表面で反射されて第２音波受信器４ｂに到達するまでの時間Ｔ_ＯＮ−ｂとし、動脈収縮時Ｔ_２の指Ｆ_ＯＦＦに対して第２音波発振器３ｂから発射された音波が指Ｆ_ＯＦＦの表面（下面）で反射されて第２音波受信器４ｂに到達するまでの時間Ｔ_{ＯＦＦ−ｂ}とする。

反射を利用して音波発振器３や音波受信器４から指Ｆの表面までの距離ｄを測定する場合、音波は距離ｄの２倍の距離を進むことになる。つまり、距離ｄ＝｛（Ｔ_{ＯＦＦ−ａ}−Ｔ_ＯＮ−ａ）／２＋（Ｔ_{ＯＦＦ−ｂ}−Ｔ_ＯＮ−ｂ）／２｝×音速ｃで算出することができる。この距離ｄは、脈動により動脈が膨らんだ量に相当し、図２における略円柱の高さｄに等しい。

以下、音波発振器３と動脈収縮時Ｔ_２の指Ｆ_ＯＦＦの皮膚との間を４ｍｍ離した場合を想定して検討をする。動脈拡張時Ｔ_１の指Ｆ_ＯＮの表面が、動脈収縮時Ｔ_２の指Ｆ_ＯＦＦと比較して上側と下側でそれぞれ１μｍだけ位置変化すると仮定し、計算を簡単にするために音速を４００ｍｍ／ｍｓと概算した。

音波発振器３から発射された入射音波が、動脈収縮時Ｔ_２の指Ｆ_ＯＦＦの皮膚で反射されて、音波受信器４で受信される場合、４ｍｍ×２＝８ｍｍを音波が進む所要時間は、８ｍｍ÷４００ｍｍ／ｍｓ＝０．０２ｍｓ＝２０μｓとなる。以上のように、音波は光に比べて速度が遅いため、動脈が脈動することで、測定可能な相当の時間差が生じることになる。

動脈拡張時Ｔ_１に指Ｆ_ＯＮの表面が、上側と下側で合計２μｍ＝０．００２ｍｍ位置変化すると、０．００２ｍｍ÷４００ｍｍ／ｍｓ＝０．００５μｓ＝５ｎｓ音波が進む所要時間が短くなる。つまり、動脈収縮時Ｔ_２と動脈拡張時Ｔ_１で、音波の伝搬時間差は、２０．０００μｓから５ｎｓだけ短くなる。具体的には、動脈拡張時Ｔ_１の音波が進む所要時間は、２０．０００μｓ−５ｎｓ＝１９．９９５μｓとなる。

図４は、受光素子２からの出力電圧（信号強度）の時間変化を示す模式図である。動脈の脈動は、１秒間に約１回、つまり約１Ｈｚの周波数で振動する。音波の発射は、少なくとも１回、動脈が拡張した時（好ましくは動脈が最も拡張して動脈血流が略最大になった時、動脈拡張時Ｔ_１）に入射音波を発射し、得られた距離から皮膚表面の位置を知ることができる。さらに、少なくとも１回、動脈が収縮した時（好ましくは動脈が最も収縮して動脈血流が略最小になった時、動脈収縮時Ｔ_２）に入射音波を発射し、得られた距離から皮膚表面の位置を知ることができる。

２つの異なるタイミングにおける測定結果の差から、皮膚表面の位置の変動（長さｄ）を知ることができる。なお、動脈が拡張した時の入射音波の発射、および、動脈が収縮した時の入射音波の発射は、上述した、任意の体積中のＨｂ濃度（Ｃ_Ｈｂ）に相当する値を測定する際の、動脈が拡張した時の入射光の照射、および、動脈が収縮した時の入射光の照射にそれぞれ同期させるようにする。具体的には、受光素子２の出力電圧Ｖの周期に合わせて（Ｖ_ＯＮとＶ_ＯＦＦ）、同じタイミングとなるように音波発振器３から入射音波を発射する（図４）。

本実施形態では、光速略平行光を検査部位（被検部）に対して照射しているので、その光束Ｌの断面積（Ｓ_Ｌ）は、イメージセンサなどで簡単に測定することができる。結果として、上述の皮膚表面の位置の変動（長さｄ）と、光束Ｌの断面積（Ｓ_Ｌ）との積（ｄ×Ｓ_Ｌ）から、動脈が拡張した時と、動脈が収縮した時との、動脈血の体積の変化量（ΔＡ）を知ることができる。

なお、音波発振器３と音波受信器４とは、例えば、圧電（ピエゾ）素子を用いれば良い。今日では、非常に小さい圧電素子が市場に出回っており、簡単に入手できる。音波発振器３と音波受信器４は、図３に示したように、発光素子１の側と受光素子２の側のそれぞれに一対ずつあると好適であるが、音波発振器３と音波受信器４は、少なくとも一対あればよい。音波発振器３と音波受信器４が１つずつである場合、上述の距離ｄ＝（Ｔ_ＯＦＦ−Ｔ_ＯＮ）×音速ｃで距離ｄを計算することができる。

また、音波発振器３（発振素子）と音波受信器４（受信素子）を同一の素子（単一の素子）とすることも可能である。具体的には、発振素子と受信素子を兼用する超音波発振受信素子として、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛）などの圧電素子を用いることができる。ＰＺＴ素子などの圧電素子は、加えられた力を電圧に変換し、かつ、加えられた電圧を振動に変換するため、超音波発振受信素子として利用可能である。

（１−４．Ｈｂ濃度の算出）
上述した内容を整理すると、光と音波を用いて測定して得られた値は、（１−２）において測定された、動脈血の体積の変化量（ΔＡ）と、Ｈｂ濃度に相当する値（Ｃ_Ｈｂ’）との積（ΔＡ×Ｃ_Ｈｂ’）、（１−３）において測定された、動脈血の体積の変化量（ΔＡ）である。

したがって、上記、（ΔＡ×Ｃ_Ｈｂ’）の値を（ΔＡ）の値で割ると、得られる商は、「Ｈｂ濃度に相当する値（Ｃ_Ｈｂ’）」となる。しかし、ここで得られた数値、つまり、「Ｈｂ濃度に相当する値（Ｃ_Ｈｂ’）」は、単位が、濃度の単位［ｇ／ｄＬ］にはなっていない。そこで、採血を行い、実際のＨｂ濃度の値（Ｃ_{Ｈｂ−ｒｅａｌ}：単位は、［ｇ／ｄＬ］）を測定しておく。このとき、（ΔＡ×Ｃ_Ｈｂ’）の値を（ΔＡ）の値で割って得られる商の数値であるＣ_Ｈｂ’は、Ｃ_Ｈｂ’×換算定数ｋ＝Ｃ_Ｈｂ（ヘモグロビン濃度：単位は、［ｇ／ｄＬ］）を満たす。

そこで先ず、ある任意の被検者を対象として、上述した方法で「Ｈｂ濃度に相当する値（Ｃ_Ｈｂ’）」を得ておき、採血によって実際のＨｂ濃度の値（Ｃ_{Ｈｂ−ｒｅａｌ}：単位は、［ｇ／ｄＬ］）を得る。そして、換算定数ｋを、ｋ＝Ｃ_{Ｈｂ−ｒｅａｌ}／Ｃ_Ｈｂ’を演算して求める。

この換算定数ｋとして、事前に測定された複数の被験者の平均値を利用することや、使用者が健康診断を受診した際に得られるヘモグロビン濃度の実測値Ｃ_{Ｈｂ−ｒｅａｌ}を利用することも可能である。測定されるＨｂ濃度に相当する値（Ｃ_Ｈｂ’）に対する換算定数ｋを関数として装置に記憶しておいて、関数から求められる換算定数ｋを近似して用いてもよい。

それ以降の被検者については、上述した方法で「Ｈｂ濃度に相当する値（Ｃ_Ｈｂ’）」を得れば、その値に最初の被験者における測定結果から得られた換算定数ｋを乗じることで、Ｈｂ濃度Ｃ_Ｈｂ：単位は、［ｇ／ｄＬ］を得ることができる（つまり、Ｃ_Ｈｂ’×換算定数ｋ＝Ｃ_Ｈｂ［ｇ／ｄＬ］）。

（１−５．測定原理の利点）
以上のように、本実施形態に係る非侵襲血中成分濃度の測定原理は、従来技術とは、技術的思想及び測定原理自体が異なっており、複数波長の光源や、照射する光の波長のスキャン、複雑な計算が不要であるという利点を有している。

本実施形態に係る非侵襲血中成分濃度の測定原理によれば、発光素子１としてＬＥＤ、受光素子２としてフォトセンサ、音波発振器３や音波受信器４として圧電素子を用いることが可能である。したがって、低コストである素子を簡易な構成で組み合わせることで、小型、軽量、低コスト、高精度な非侵襲血中成分濃度測定装置を構築することが可能である。

（１−６．血中成分について）
上述の非侵襲血中成分濃度の測定原理において、対象となる血中成分はＨｂに限定されるものではなく、動脈血に含まれる成分であり、対象となる成分の（血液中に含まれる割合）×（所定の波長における吸収係数）が、対象とならない成分よりも、十分に、例えば、３桁〜４桁も大きければ、相応の精度で濃度測定を行うことができる。このとき、対象となる血中成分の吸収係数の波長依存性を考慮して、適切な波長の入射光を選択すればよい。

本実施形態に係る非侵襲血中成分濃度測定装置が対象とするヘモグロビン以外の血中成分として、例えば、グルコース（血糖値）、Ｃ反応性蛋白（ＣＲＰ値）チトクローム類、フラビン、カロチン、ＧＯＴ（アスパラギン酸アミノ基転移酵素）、ＧＰＴ（アラニンアミノ基転移酵素）、その他の疫病検査物質、ＤＮＡ、ＲＮＡ、蛋白質またはＮＡＤが例示されるが、これらの成分に限定されるものではない。

＜非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈ＞
上述の非侵襲血中成分濃度の測定原理を採用した本実施形態に係る非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈの一実施形態を図５Ａ乃至図１０を参照して説明する。非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈは、第１部材１０と、該第１部材１０に接続される第２部材２０とを主要な構成要素として備えている。

以下、本明細書における方向を示す用語に関し、図５Ａのように各方向を定義する。具体的には、以下の説明中、「前後方向」とは、非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈの使用者から見たときの前後方向を意味し、指先を前方とする。「左右方向」とは、非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈの使用者から見たときの左右方向と一致し、指の幅方向である。また、「上下方向」とは、非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈの使用者から見たときの上下方向と一致し、指の腹を下方とする。

（第１部材１０）
第１部材１０（下部ホルダ）は、検査部位となる指Ｆを載置する部材であり、左右方向の第１側壁１０ａ及び第２側壁１０ｂ、前後方向の前壁１０ｃ及び後壁１０ｄで周囲を囲まれた、底壁１０ｅを有する箱型の部材である（図５Ａ乃至図５Ｃ）。

第１側壁１０ａは、発光素子１１（発光手段）と、該発光素子１１の両側に配置された第１音波発信器１３ａ（発信手段）及び第１音波受信器１４ａ（受信手段）を備えている。発光素子１１と、第１音波発信器１３ａ及び第１音波受信器１４ａは、図５Ａに示されるように、パイプ部材の内側に設けても良いが、第１側壁１０ａの内面が指Ｆの側面に接触しないのであれば、パイプ部材を省略することも可能である。

第２側壁１０ｂは、受光素子１２（受光手段）と、該受光素子１２の両側に配置された第２音波発信器１３ｂ（発信手段）及び第２音波受信器１４ｂ（受信手段）を備えている。

前壁１０ｃには、指Ｆを安定して支持するために下方に向かって窪んだ載置凹部１５ａが形成されている。同様に、後壁１０ｄには、指Ｆを安定して支持するために下方に向かって窪んだ載置凹部１５ｂが形成されている。

第１部材１０の四方の隅には、下方に向かってピン受容穴１６が１つずつ形成されている。ピン受容穴１６には、後述する第２部材２０のピン２６が挿入される。ピン受容穴１６の構成の詳細は、図９Ａを参照して後述する。

（第２部材２０）
第２部材２０（上蓋）は、第１部材１０に接続され、第１部材１０に載置された指Ｆを上方から押さえる部材である。第２部材２０は、天板２１と、該天板２１の上面に配置された表示操作パネル２２（表示操作手段）及び電源スイッチ２３と、指Ｆを上方から押さえる押さえ板２４と、押さえ板２４を下方へと付勢するバネ２５と、第１部材１０と機械的及び電気的に接続するためのピン２６と、を備えている（図６Ａ乃至図６Ｄ）。

天板２１には、ＭＰＵ２１ａ（処理手段）及びメモリ２１ｂ（記憶手段）、不図示のバッテリーや回路基板が収納されている。ＭＰＵ２１ａは、一般的なマイクロプロセッサ（Ｍｉｃｒｏ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）であり、非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈの各構成要素を制御する処理手段（制御部、制御装置）としての役割を果たす。ＭＰＵ２１ａは、上述の非侵襲血中成分濃度の測定原理（測定方法）を実行するために、各構成要素を制御したり、得られた測定値から演算を行う処理手段である。

記憶手段（記憶装置）としてのメモリ２１ｂには、非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈを駆動して血中成分の濃度測定を行うためのプログラムや、上述した換算定数ｋの値を記憶している。なお、メモリ２１ｂに記憶されている換算定数ｋの値は、表示操作パネル２２を操作して、書き換えることも可能である。

表示操作パネル２２は、非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈの操作を行うためのタッチパネルであり、血中成分の濃度の値や各種項目を表示する表示装置としても機能する。電源スイッチ２３は、非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈを使用する際に電源をオンにするためのスイッチである。

押さえ板２４は、天板２１の下面にバネ２５を介して連結されており、指Ｆの上面の形状に合わせて上方に向かってアーチ状に湾曲した板部材である。バネ２５は、押さえ板２４の四方の隅にそれぞれ配置されており、第１部材１０に対して第２部材２０を接続したときに、押さえ板２４を下方の指Ｆに向けて付勢する付勢手段として機能する。

図７Ａ及び図７Ｂに示されるように、ピン２６は、中央付近が膨らんだ形状のプラスチック製の絶縁部２６ａの表面に、３本の配線電極２６ｂが形成されている。また、ピン２６は、絶縁部２６ａの表面から外側に向かって突出する一対のガイドウイング２６ｃを備えている。配線電極２６ｂは、接触抵抗が生じるように、外側に膨らむように形成されている。

検査部位を指Ｆとした場合に、正確に血中成分の濃度を測定するためには、脈動を妨げないように可能な限りソフトに、且つ、第１部材１０内で指Ｆが動かないように固定することがポイントとなる。また、光や音波が照射される部位が、指Ｆの骨や爪を避けた位置で、且つ、皮膚表面から所定距離だけ離間することも正確な測定に必要なポイントである。

図８Ａに示されるように、第１部材１０の前側の載置凹部１５ａに第１関節を載置し、後側の載置凹部１５ｂに第２関節を載置するように、指Ｆを配置する。そして、第１部材１０のピン受容穴１６に、第２部材２０のピン２６を挿入して２つの部材を係合する（図８Ｂ）。

この状態では、第１部材１０の発光素子１１及び受光素子１２、第１音波発信器１３ａ及び第１音波受信器１４ａ、第２音波発信器１３ｂ及び第２音波受信器１４ｂが、指Ｆの下面から所定の位置（好ましくは骨のない部分）に位置することになるため、好ましい指Ｆの配置が実現する。

好ましい指Ｆの配置を実現するために、第１部材１０の載置凹部１５ａ，１５ｂが下方へと湾曲した一番低い部分から数ｍｍだけ上方に光や音波に関連する各素子を配置している。そして、載置凹部１５ａ，１５ｂの左右方向における端部から、少しだけ隙間を開けた位置に、光や音波に関連する各素子を備える第１側壁１０ａ及び第２側壁１０ｂを配置している。

図８に示されるように、指Ｆの上面に沿うようにして押さえ板２４が当接して、バネ２５の付勢力で指Ｆを適切な位置に保持する。図９Ａに示されるように、第１部材１０のピン受容穴１６は、ピン２６の絶縁部２６ａを受け入れる受容部１６ａと、配線電極２６ｂに対応する電極１６ｂと、一対のガイドウイング２６ｃに対応する一対の受けスリット１６ｃを備えている。

図９Ｂに示されるように、第１部材１０のピン受容穴１６に、第２部材２０のピン２６が受容されると、受容部１６ａに絶縁部２６ａが当接して係合状態が安定化し、電極１６ｂが配線電極２６ｂと電気的に接続されることで第１部材１０の各素子と第２部材２０のＭＰＵ２１ａが電気的に連結される。このとき、受けスリット１６ｃとガイドウイング２６ｃの配置を、所定の角度となったときにのみ、係合可能に構成すると好適である。

指Ｆは、第２部材２０の重さと、ピン２６とピン受容穴１６の摩擦抵抗でソフトに固定される。このとき、指Ｆは、柔らかいバネ２５で緩やかに湾曲した押さえ板２４でソフトに付勢される。このようにして、指Ｆの第１関節と第２関節の間の領域は、強く圧迫されることなく、脈動が十分に感知できるようになっている。

このような非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈでは、脈動による指Ｆの左右方向の変形を観察して、上述した非侵襲血中成分濃度の測定原理で、血中成分の濃度を測定することが可能である。なお、観察する脈動による指Ｆの変形の方向は、左右方向に限定されず、上下方向の変形を観察しても良いことは、上述したとおりである。

なお、上記の実施形態では、指Ｆの第１関節と第２関節の間の領域を測定部位としたが、指Ｆにおける測定部位は、特に限定されるものではなく、指先と第１関節の間や、第２関節と第３関節（指Ｆの付け根）を測定部位としてもよい。

図１０に示すように、第１部材１０の左右方向の第１側壁１０ａ及び第２側壁１０ｂの外側から、カバー部材としての第３部材３０を取り付けて、光や音波による測定に、ノイズが混入しないようにすると好適である。

＜非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈの制御方法＞
以下、非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈを用い、上述の非侵襲血中成分濃度の測定原理を採用した、非侵襲血中成分濃度測定装置の制御方法（つまり、非侵襲血中成分濃度測定方法）を、検査部位を指Ｆとした場合を例示して説明する。以下に説明する各工程は、ＭＰＵ２１ａ（処理手段）が処理を実行する。

本実施形態に係る非侵襲血中成分濃度測定装置の制御方法は、血中成分の濃度を測定する非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈの制御方法である。使用者が指Ｆに非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈを装着し、電源スイッチ２３がオンにすると、ＭＰＵ２１ａは以下の処理フローを開始して測定が始まる。

まず、ＭＰＵ２１ａは、脈動する指Ｆに対して発光素子１１（発光手段）から入射光を照射する発光工程を実行する（ステップＳ１）。次に、ＭＰＵ２１ａは、指Ｆを透過した透過光を受光素子１２（受光手段）で受光する受光工程を実行する（ステップＳ２）。次に、ＭＰＵ２１ａは、指Ｆに対して第１音波発信器１３ａ及び第２音波発信器１３ｂ（発信手段）から入射音波を発射する発振工程を実行する（ステップＳ３）。次に、ＭＰＵ２１ａは、指Ｆの表面で反射された反射音波を第１音波受信器１４ａ及び第２音波受信器１４ｂ（受信手段）で受信する受信工程を実行する（ステップＳ４）。そして、ＭＰＵ２１ａは、血中成分の濃度を算出する処理工程を実行する（ステップＳ５）。

処理工程（ステップＳ５）では、受光工程で測定される透過光の脈動による信号強度変化量ΔＶと、入射音波及び反射音波によって測定される脈動による前記検査部位の体積変化量ΔＡと、に基づいて血中成分の濃度を算出する。

処理工程（ステップＳ５）では、上述の非侵襲血中成分濃度の測定原理にしたがって、血中成分の濃度を算出する。そして、ＭＰＵ２１ａは、算出された血中成分の濃度の値を表示操作パネル２２に表示して、処理フローを終了する。

＜非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈの変形例＞
本実施形態の変形例に係る非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈ２を図１１及び図１２を参照して説明する。変形例に係る非侵襲血中成分濃度測定装置Ｈ２は、検査部位を耳たぶとするものであり、センサ部１００と、本体部１２０とを主要な構成要素として備えている。

耳たぶを検査部位とする場合、重たい測定装置を装着することは好ましくないため（強い力で耳たぶをはさむ必要があるため）、センサ部１００のみを耳たぶに装着し、本体部１２０とケーブル１１８で連結する構成としている。

そこで、耳たぶを可能な限りソフトにセンサ部１００で挟み、且つ、耳たぶの皮膚表面から離して、光や音波による測定を行うようにした。センサ部１００は、第１板部１１０ａ及び第２板部１１０ｂ（センサ板）を備えている。２つのセンサ板は、交差部１１０ｃでこうさしており、バネ１１０ｄによって、互いに近づくように付勢されている。

第１板部１１０ａは耳たぶ側の面（内面）に、発光素子１１１（発光手段）と、該発光素子１１１の両側に配置された第１音波発信器１１３ａ（発信手段）及び第１音波受信器１１４ａ（受信手段）を備えている。

第２板部１１０ｂは耳たぶ側の面（内面）に、受光素子１１２（受光手段）と、該受光素子１１２の両側に配置された第２音波発信器１１３ｂ（発信手段）及び第２音波受信器１１４ｂ（受信手段）を備えている。

第１板部１１０ａの耳たぶ側の面には、発光素子１１１、第１音波発信器１１３ａ及び第１音波受信器１１４ａの周囲を囲むように、突起としての４つのシリコンゴム１１７を設けている。同様に第２板部１１０ｂの耳たぶ側の面には、受光素子１１２、第２音波発信器１１３ｂ及び第２音波受信器１１４ｂの周囲を囲むように、突起としての４つのシリコンゴム１１７を設けている。

光や音波に関連する各素子の周囲にシリコンゴム１１７を配置することで、ソフトに耳たぶ（検査部位）を挟むとともに、第１板部１１０ａや第２板部１１０ｂと耳たぶの皮膚表面との間に、空気層が存在するようになっている。

このように、検査部位を耳たぶとした場合に、正確に血中成分の濃度を測定することを目的として、脈動を妨げないように可能な限りソフトに、且つ、センサ部１００内で耳たぶが動かないようになっている。

本体部１２０は、天板１２１に表示操作パネル１２２（表示操作手段）及び電源スイッチ１２３が設けられている。本体部１２０の内部には、上述した天板２１と同様に、ＭＰＵ１２１ａ（処理手段）及びメモリ１２１ｂ（記憶手段）、不図示のバッテリーや回路基板が収納されている。

１ 発光素子（発光手段）
２ 受光素子（発光手段）
３ 音波発信器（発信手段）
３ａ 第１音波発信器（発信手段）
３ｂ 第２音波発信器（発信手段）
４ 音波受信器（受信手段）
４ａ 第１音波受信器（受信手段）
４ｂ 第２音波受信器（受信手段）
Ｌ 光束
Ｓ_Ｌ 光束の断面積
Ａ 検査部位における光吸収
Ａａ 動脈血による光吸収
Ａｂ 静脈血による光吸収
Ａｃ 組織による光吸収
ΔＡ 脈動による動脈血による光吸収の変動
ｄ 脈動による動脈の変動
Ｖ_ＯＦＦ 動脈が収縮した時の受光素子からの出力電圧
Ｖ_ＯＮ 動脈が拡張した時の受光素子からの出力電圧
ΔＶ 動脈が収縮した時と動脈が拡張した時の受光素子からの出力電圧の差
Ｆ_ＯＦＦ 動脈収縮時の指
Ｆ_ＯＮ 動脈拡張時の指
Ｔ_ＯＮ−ａ，Ｔ_ＯＮ−ｂ 動脈拡張時に音波発振器から発射された音波が反射されて音波受信器に到達するまでの時間
Ｔ_{ＯＦＦ−ａ}，Ｔ_{ＯＦＦ−ｂ} 動脈収縮時に音波発振器から発射された音波が反射されて音波受信器に到達するまでの時間
Ｈ 非侵襲血中成分濃度測定装置
１０ 第１部材
１０ａ 第１側壁
１０ｂ 第２側壁
１０ｃ 前壁
１０ｄ 後壁
１０ｅ 底壁
１１ 発光素子（発光手段）
１２ 受光素子（受光手段）
１３ａ 第１音波発信器（発信手段）
１３ｂ 第２音波発信器（発信手段）
１４ａ 第１音波受信器（受信手段）
１４ｂ 第２音波受信器（受信手段）
１５ａ，１５ｂ 載置凹部
１６ ピン受容穴
１６ａ 受容部
１６ｂ 電極
１６ｃ 受けスリット
２０ 第２部材
２１ 天板
２１ａ ＭＰＵ（処理手段）
２１ｂ メモリ（記憶手段）
２２ 表示操作パネル（表示操作手段）
２３ 電源スイッチ
２４ 押さえ板
２５ バネ
２６ ピン
２６ａ 絶縁部（プラスチック部）
２６ｂ 配線電極
２６ｃ ガイドウイング
３０ 第３部材
Ｈ２ 非侵襲血中成分濃度測定装置
１００ センサ部
１１０ａ 第１板部
１１０ｂ 第２板部
１１０ｃ 交差部
１１０ｄ バネ
１１１ 発光素子（発光手段）
１１２ 受光素子（受光手段）
１１３ａ 第１音波発信器（発信手段）
１１３ｂ 第２音波発信器（発信手段）
１１４ａ 第１音波受信器（受信手段）
１１４ｂ 第２音波受信器（受信手段）
１１７ シリコンゴム
１１８ ケーブル
１２０ 本体部
１２１ 天板
１２１ａ ＭＰＵ（処理手段）
１２１ｂ メモリ（記憶手段）
１２２ 表示操作パネル（表示操作手段）
１２３ 電源スイッチ

Claims (11)

1. 生体の血中成分の濃度を測定する非侵襲血中成分濃度測定装置であって、
   脈動する前記生体の検査部位に対して入射光を照射する発光手段と、
   前記検査部位を透過した透過光を受光する受光手段と、
   前記検査部位に対して入射音波を発射する発信手段と、
   前記検査部位の表面で反射された反射音波を受信する受信手段と、
   前記血中成分の濃度を算出する処理手段と、を備え、
   前記処理手段は、前記受光手段で測定される前記透過光の前記脈動による信号強度変化量ΔＶと、前記入射音波及び前記反射音波によって測定される前記脈動による前記検査部位の体積変化量ΔＡと、に基づいて前記血中成分の濃度を算出することを特徴とする非侵襲血中成分濃度測定装置。
2. 前記入射光は、略平行光であることを特徴とする請求項１に記載の非侵襲血中成分濃度測定装置。
3. 前記受光手段の受光部の面積は、前記略平行光の光束の面積より広いことを特徴とする請求項２に記載の非侵襲血中成分濃度測定装置。
4. 前記入射光は、非連続光であることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか一項に記載の非侵襲血中成分濃度測定装置。
5. 前記入射光は、非可視光であることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか一項に記載の非侵襲血中成分濃度測定装置。
6. 前記受光手段は、前記透過光を選択的に透過する光遮蔽手段を備えていることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか一項に記載の非侵襲血中成分濃度測定装置。
7. 前記発信手段と前記受信手段は、前記発光手段の側に設けられた第１発信手段及び第１受信手段と、前記受光手段の側に設けられた第２発信手段及び第２受信手段と、を備えていることを特徴とする請求項１乃至６のいずれか一項に記載の非侵襲血中成分濃度測定装置。
8. 前記発信手段が備える発振素子は、前記受信手段が備える受信素子と同一の素子であることを特徴とする請求項１乃至７のいずれか一項に記載の非侵襲血中成分濃度測定装置。
9. 前記入射音波は、超音波であることを特徴とする請求項１乃至８のいずれか一項に記載の非侵襲血中成分濃度測定装置。
10. 前記検査部位において、動脈が最も拡張した時を動脈拡張時Ｔ_１とし、前記動脈が最も収縮した時を動脈収縮時Ｔ_２としたときに、
    前記発光手段は、少なくとも前記動脈拡張時Ｔ_１及び前記動脈収縮時Ｔ_２において前記検査部位に対して前記入射光を照射し、
    前記発信手段は、少なくとも前記動脈拡張時Ｔ_１及び前記動脈収縮時Ｔ_２において前記検査部位に対して前記入射音波を発射し、
    前記処理手段は、前記動脈拡張時Ｔ_１と前記動脈収縮時Ｔ_２における前記信号強度変化量ΔＶを、前記動脈拡張時Ｔ_１と前記動脈収縮時Ｔ_２における前記体積変化量ΔＡで割った値と、採血によって得られた前記血中成分の濃度とから基準となる換算定数ｋを算出して記憶手段に記憶させ、前記記憶手段に記憶された前記換算定数ｋを用いて前記血中成分の濃度を算出することを特徴とする請求項１乃至９のいずれか一項に記載の非侵襲血中成分濃度測定装置。
11. 生体の血中成分の濃度を測定する非侵襲血中成分濃度測定装置の制御方法であって、
    脈動する前記生体の検査部位に対して入射光を照射する発光工程と、
    前記検査部位を透過した透過光を受光する受光工程と、
    前記検査部位に対して入射音波を発射する発振工程と、
    前記検査部位の表面で反射された反射音波を受信する受信工程と、
    前記血中成分の濃度を算出する処理工程と、を行い、
    前記処理工程では、前記受光工程で測定される前記透過光の前記脈動による信号強度変化量ΔＶと、前記入射音波及び前記反射音波によって測定される前記脈動による前記検査部位の体積変化量ΔＡと、に基づいて前記血中成分の濃度を算出することを特徴とする非侵襲血中成分濃度測定装置の制御方法。

Images