JPH06317566A - Method and apparatus for optoacoustic analysis as well as blood component measuring apparatus utilizing them - Google Patents

Method and apparatus for optoacoustic analysis as well as blood component measuring apparatus utilizing them

Info

Publication number
JPH06317566A
JPH06317566A JP5105224A JP10522493A JPH06317566A JP H06317566 A JPH06317566 A JP H06317566A JP 5105224 A JP5105224 A JP 5105224A JP 10522493 A JP10522493 A JP 10522493A JP H06317566 A JPH06317566 A JP H06317566A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
signal
component
light
frequency
photoacoustic
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP5105224A
Other languages
Japanese (ja)
Inventor
Osamu Ozawa
理 小沢
Kageyoshi Katakura
景義 片倉
Hideki Kanbara
秀記 神原
Hideaki Koizumi
英明 小泉
Yoshio Watanabe
吉雄 渡辺
Yutaka Masuzawa
裕 鱒沢
Yuji Miyahara
裕二 宮原
Toshiko Fujii
稔子 藤井
Kotaro Yamashita
浩太郎 山下
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Hitachi Ltd
Original Assignee
Hitachi Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hitachi Ltd filed Critical Hitachi Ltd
Priority to JP5105224A priority Critical patent/JPH06317566A/en
Publication of JPH06317566A publication Critical patent/JPH06317566A/en
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0093Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy
    • A61B5/0095Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy by applying light and detecting acoustic waves, i.e. photoacoustic measurements

Abstract

PURPOSE:To remove the influence of components contained in tissues other than blood and to precisely analyze components in the blood by a method wherein a signal component which has been frequency-shifted from the modulating frequency of a light source out of received acoustic signals is detected and a component provided with a velocity in a sample is quantified selectively. CONSTITUTION:A light source 1 and a wavelength selection device 2 are combined, light at a frequency absorbed by glucose as an object to be measured is obtained, and the light is modulated to intermittent light by a light cutoff device 3. The device 3 is controlled by an oscillator 4, and pulsed light which is intermittent at a definite cycle is generated continuously, a part of the pulsed light is guided to an optoacoustic cell 6 by a beam splitter 5. A part of light waves is transmitted through a living body 7, it is absorbed by a component, to be measured, in blood 9 which flows inside a blood vessel 8, and an optoacoustic radiation is induced. Optoacoustic waves which have been radiated are converted into an electric signal by an acoustic detector 10 inside the cell 6, the electric signal is amplified and waveform-shaped 11, the signal is inputted to a frequency difference detector 12, and the signal is detected and quantified by a frequency analyzer 15 and a central control unit 16.

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【0001】[0001]

【産業上の利用分野】本発明は、光音響分析方法および
装置並びにこれを利用して血液中の成分を採血すること
なく分析する非侵襲血液成分分析装置に関する。
BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a photoacoustic analysis method and device, and a noninvasive blood component analysis device using the same for analyzing components in blood without collecting blood.

【0002】[0002]

【従来の技術】従来、光音響分析装置を用いて血液中の
成分分析を行うに際しては、例えば、Science,181,pp.
657-658,(1973)に記載されているように、被検体である
患者の血液を採血し、体外に取り出してから測定するの
が一般的であった。
2. Description of the Related Art Conventionally, when analyzing components in blood using a photoacoustic analyzer, see, for example, Science, 181, pp.
As described in 657-658, (1973), it was general to collect the blood of a subject patient, remove it from the body, and then measure it.

【0003】[0003]

【発明が解決しようとする課題】しかし、採血は患者の
苦痛や衰弱の原因となるばかりでなく、血液試料を取扱
う際に、看護婦や検査技師への感染の危険性が伴うこと
もあり、できれば採血することなしに分析することが望
ましい。また、採血を行って分析する場合は、一般に、
採血,坑凝固剤との混和,血球分離,分析装置への試料
の分注等、実際に分析が開始されるまでに多くの作業が
必要なため、時間がかかるばかりでなく、誤操作による
誤差が生じる可能性がある。更に、化学的,生物学的に
不安定な成分や、血球などにより消費または(代謝によ
り)放出されやすい成分などは、採血から血球分離や測
定までの時間が長かったり、保管方法が適切でない場
合、測定時の濃度が血液中での濃度を正しく反映しない
可能性もある。従って、採血せずに生体内の血液中の成
分を生体内でそのまま測定できれば理想的である。しか
し、血管内の血液を取り出さず、光音響分析装置を用い
て直接測定しようとすると、血液以外の生体組織等に含
まれる成分が大きな誤差を与えてしまい、正確な分析が
行えないという問題があった。本発明は上記事情に鑑み
てなされたもので、その目的とするところは、従来の技
術における上述の如き問題を解消し、光音響分析で生体
内における血液中の成分を採血せずに直接測定する際、
血液以外の組織等に含まれる成分の影響を除去して、血
液中の成分の正確な分析を行うことを可能とする光音響
分析方法および装置並びにこれを利用する非侵襲血液成
分分析装置を提供することにある。
However, blood sampling not only causes pain and weakness in patients, but also involves the risk of infection of nurses and laboratory technicians when handling blood samples. If possible, it is desirable to analyze without collecting blood. Also, when collecting blood and analyzing it, in general,
A lot of work is required before the analysis actually starts, such as blood collection, mixing with anticoagulant, blood cell separation, and sample dispensing to an analyzer, which not only takes time but also causes errors due to erroneous operation. Can occur. Furthermore, if chemically or biologically unstable components, or components that are easily consumed or released (by metabolism) by blood cells, etc., take a long time from blood collection to blood cell separation or measurement, or if the storage method is not appropriate. , The concentration at the time of measurement may not accurately reflect the concentration in blood. Therefore, it is ideal if the components in the blood in the living body can be directly measured in the living body without collecting blood. However, if the blood in the blood vessel is not taken out and a direct measurement is performed using a photoacoustic analyzer, a component other than blood, such as a biological tissue, gives a large error, and an accurate analysis cannot be performed. there were. The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to solve the above-mentioned problems in the conventional technique, and directly measure components in blood in vivo by photoacoustic analysis without collecting blood. When doing
Provided are a photoacoustic analysis method and device capable of performing accurate analysis of components in blood by removing the influence of components contained in tissues other than blood, and a non-invasive blood component analysis device using the same. To do.

【0004】[0004]

【課題を解決するための手段】本発明の上記目的は、光
を吸収した成分が、無放射遷移により失活する際に生成
する熱を音響波の形で周囲に放射する現象を観測するこ
とにより分析を行う光音響分析方法において、受信した
音響信号のうち、光源の変調周波数から周波数偏移した
信号成分を検出することにより、試料中の速度を有する
成分を選択的に定量することを特徴とする光音響分析方
法および装置並びにこれを利用する非侵襲血液成分分析
装置によって達成される。
The above object of the present invention is to observe a phenomenon in which a component that absorbs light radiates heat in the form of an acoustic wave to the surroundings when it is deactivated by nonradiative transition. In the photoacoustic analysis method of performing analysis by the method, a component having a velocity in the sample is selectively quantified by detecting a signal component of the received acoustic signal that is frequency-shifted from the modulation frequency of the light source. And a photoacoustic analysis method and a non-invasive blood component analysis apparatus using the same.

【0005】[0005]

【作用】本発明に係る光音響分析方法においては、光を
吸収した成分が無放射遷移により失活する際、熱を生成
してそれを音響波の形で周囲に放射する現象を観測し、
この熱変換に要する時間より充分長い周期で光源光を変
調し、この変調周波数成分の音響信号を検出することに
より、静止している成分の分析を行う。一方、生体内に
おける血液中の成分は、血流あるいは脈波により、一般
に速度を有するので、検出器をこの速度ベクトルに対し
て垂直以外の方向に設置して観測することにより、血液
中の成分から発せられる音響波のドプラ効果による周波
数偏移(ドプラシフト)を観測することが可能となる。従
って、得られる音響信号のうち、この周波数偏移した成
分を分離して検出,定量することにより、血液以外の組
織等に含まれる成分の影響を除去して、血液中の成分の
正確な非侵襲分析を行うことができる。
In the photoacoustic analysis method according to the present invention, when a component that absorbs light is deactivated by non-radiative transition, it is observed that heat is generated and the heat is radiated to the surroundings in the form of an acoustic wave.
The light source light is modulated at a period sufficiently longer than the time required for this heat conversion, and the stationary component is analyzed by detecting the acoustic signal of this modulation frequency component. On the other hand, the components in the blood in the living body generally have a velocity due to the blood flow or the pulse wave. Therefore, by observing with the detector installed in a direction other than perpendicular to this velocity vector, the components in the blood It is possible to observe the frequency shift (Doppler shift) due to the Doppler effect of the acoustic wave emitted from. Therefore, by separating and detecting and quantifying the frequency-shifted component in the obtained acoustic signal, the influence of the component contained in tissues other than blood is removed, and the accurate non-existence of the component in blood is eliminated. Invasive analysis can be performed.

【0006】[0006]

【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細
に説明する。図1は、本発明に係る光音響分析方法を適
用した光音響分析装置の第1の実施例の構成を示す概念
図である。まず、本実施例の構成を説明する。図1にお
いて、1は光源、2は波長選別装置、3は光遮断装置、
4は発振器、5はビーム分割器、6は光音響セル、7は
生体、8は血管、9は血液、10は音響検出器、11は
増幅器、12は周波数差検出器、13は基準光検出器、
14は増幅器、15は周波数分析装置、16は中央制御
装置を示している。なお、音響検出器10は、血管8の
測定部位における血流方向に対して垂直とならないよう
に設置されている。次に、本実施例の動作の概略を説明
する。本実施例に係る光音響分析装置においては、血中
成分の代表例として、グルコースを測定対象としてい
る。光源1と波長選別装置2との組合せにより、測定対
象であるグルコースが吸収する波長の光を得て、光遮断
装置3により断続する光(パルス光)に変調する。
Embodiments of the present invention will now be described in detail with reference to the drawings. FIG. 1 is a conceptual diagram showing a configuration of a first embodiment of a photoacoustic analysis apparatus to which the photoacoustic analysis method according to the present invention is applied. First, the configuration of this embodiment will be described. In FIG. 1, 1 is a light source, 2 is a wavelength selection device, 3 is a light blocking device,
4 is an oscillator, 5 is a beam splitter, 6 is a photoacoustic cell, 7 is a living body, 8 is a blood vessel, 9 is blood, 10 is an acoustic detector, 11 is an amplifier, 12 is a frequency difference detector, and 13 is reference light detection. vessel,
Reference numeral 14 is an amplifier, 15 is a frequency analyzer, and 16 is a central controller. The acoustic detector 10 is installed so as not to be perpendicular to the blood flow direction at the measurement site of the blood vessel 8. Next, an outline of the operation of this embodiment will be described. In the photoacoustic analyzer according to the present embodiment, glucose is a measurement target as a representative example of blood components. The combination of the light source 1 and the wavelength selection device 2 obtains light having a wavelength absorbed by glucose, which is a measurement target, and the light blocking device 3 modulates the light into intermittent light (pulse light).

【0007】この光遮断装置3は、直接には発振器4に
より制御され、この発振器4の出力がパルス光の点滅を
決定する。本実施例では、この発振器4を連続的に発振
させることにより、一定の周期で断続するパルス光を連
続的に発生させている。ビーム分割器5により、このパ
ルス光の一部を光音響セル6に導く。この光波の一部
は、生体7を透過して、血管8内を流れる血液9中の測
定対象成分(本実施例においては、グルコース)に吸収さ
れ、光音響放射を誘起する。放射された光音響波を光音
響セル6内の音響検出器10により電気信号に変換し、
増幅器11により増幅・波形整形した後、周波数差検出
器12の入力とする。この際、血管8を流れる血液9
は、光音響検出器10に対して速度を有するため、血中
の成分から発せられる光音響信号は、血流速(の検出器
方向成分)に応じた周波数偏移(ドプラシフト)を生じ
る。
The light blocking device 3 is directly controlled by an oscillator 4, and the output of the oscillator 4 determines blinking of pulsed light. In this embodiment, the oscillator 4 is continuously oscillated to continuously generate pulsed light with a fixed cycle. The beam splitter 5 guides a part of the pulsed light to the photoacoustic cell 6. Part of this light wave passes through the living body 7 and is absorbed by the measurement target component (glucose in this embodiment) in the blood 9 flowing in the blood vessel 8 to induce photoacoustic radiation. The radiated photoacoustic wave is converted into an electric signal by the acoustic detector 10 in the photoacoustic cell 6,
After being amplified and shaped by the amplifier 11, it is input to the frequency difference detector 12. At this time, the blood 9 flowing through the blood vessel 8
Has a velocity with respect to the photoacoustic detector 10, so that the photoacoustic signal emitted from the component in the blood causes a frequency shift (Doppler shift) according to (the detector direction component of) the blood flow velocity.

【0008】一方、血液中ばかりでなく、光路内の生体
組織等に含まれるグルコースからも同様のメカニズムに
より光音響波が放射されるが、生体組織は速度を有しな
いため、生体組織に含まれるグルコースからの光音響信
号は周波数偏移を生じない。ハーフミラー5からのもう
一方の光波を、基準光検出器13により光電変換した
後、増幅器14により増幅・波形整形し、基準信号とし
て周波数差検出器12に入力する。周波数差検出器12
は、この基準光の周波数に対する光音響信号の周波数偏
移を検出・出力し、これを、更に周波数分析装置15で
解析することにより、ドプラシフトの周波数スペクトル
が得られる。中央制御装置16により、このスペクトル
のうち血流速に応じた周波数偏移を有する成分を検出・
定量することにより、血液以外の組織等に含まれる成分
の影響を除去して、血液中の成分の正確な分析を行うこ
とができる。
On the other hand, a photoacoustic wave is radiated not only in blood but also from glucose contained in living tissue in the optical path by a similar mechanism, but living tissue does not have a velocity and thus is contained in living tissue. The photoacoustic signal from glucose produces no frequency shift. The other light wave from the half mirror 5 is photoelectrically converted by the reference light detector 13, amplified by the amplifier 14 and waveform-shaped, and input to the frequency difference detector 12 as a reference signal. Frequency difference detector 12
Detects and outputs the frequency shift of the photoacoustic signal with respect to the frequency of the reference light, and further analyzes this with the frequency analysis device 15 to obtain the frequency spectrum of the Doppler shift. The central controller 16 detects a component having a frequency shift according to the blood flow velocity in this spectrum.
By quantifying, the influence of components contained in tissues other than blood can be removed, and accurate analysis of components in blood can be performed.

【0009】以下、本実施例の各構成要素について、詳
細に説明する。光音響分析に使用する光波の波長として
は、生体組織による吸収と比較して、測定対象成分の吸
収が十分大きい波長が好適に用いられる。本実施例で
は、特開昭60-236631号 公報に開示されているのと同様
に、グルコースの近赤外領域における2280nmの吸収を用
いて光音響分析を行った。このような波長の光を放出す
る光源1として、上記公知例と同様に色温度が3300°K
のハロゲンランプを使用している。当然ながら、グルコ
−スの測定には、上記以外のグルコ−スの吸収波長、例
えば、1575nm,1765nm,2100nmもしくは2290nm付近の吸収
ピ−クを用いても良く、また、他の成分の分析には、そ
の成分の吸収波長を用いればよい。例えば、他の成分の
例としてはヘモグロビン,コレステロール,尿素,トリグ
リセライド,血漿たん白質等があり、それぞれ、700nm,1
720nm,6760nm,6990nm,6060nm等に 吸収ピークがある。
Hereinafter, each component of this embodiment will be described in detail. As the wavelength of the light wave used for the photoacoustic analysis, a wavelength at which the absorption of the measurement target component is sufficiently large as compared with the absorption by the living tissue is preferably used. In this example, photoacoustic analysis was performed using absorption of glucose at 2280 nm in the near-infrared region, as disclosed in JP-A-60-236631. As the light source 1 that emits light of such a wavelength, the color temperature is 3300 ° K as in the above-mentioned known example.
I am using a halogen lamp. As a matter of course, for the measurement of glucose, an absorption wavelength of glucose other than the above, for example, an absorption peak near 1575 nm, 1765 nm, 2100 nm or 2290 nm may be used, and for the analysis of other components. May use the absorption wavelength of the component. For example, examples of other components include hemoglobin, cholesterol, urea, triglyceride, plasma protein, etc., respectively, 700 nm, 1
There are absorption peaks at 720nm, 6760nm, 6990nm, 6060nm, etc.

【0010】本実施例では、波長選別装置2として、上
記公知例と同様に、モノクロメータを使用している。な
お、光音響分析に使用する光波を得る手段は、光源1と
波長選別装置2との組合せには限らない。例えば、目的
とする波長の単色光を発生するレーザを使用してもよ
い。このようなレーザとしては、各種の半導体レーザが
好適に用いられる。この他、ガスレーザと色素レーザと
の組合せも使用できる。もちろん、測定対象成分の吸収
が、生体組織による吸収と比較して十分大きければ他の
波長も使用可能であり、モノクロメータの制御もしくは
単色光源の選択により、その波長の光波を得れば良い。
ところで、ドプラシフトが生じるためには、同一の血流
セグメントから少なくとも2回光音響放射が発生しなけ
ればならない。
In this embodiment, a monochromator is used as the wavelength selection device 2 as in the above-mentioned known example. The means for obtaining the light wave used for the photoacoustic analysis is not limited to the combination of the light source 1 and the wavelength selection device 2. For example, a laser that emits monochromatic light of a desired wavelength may be used. Various semiconductor lasers are preferably used as such a laser. In addition, a combination of a gas laser and a dye laser can be used. Of course, other wavelengths can be used as long as the absorption of the component to be measured is sufficiently larger than the absorption by the biological tissue, and the light wave of that wavelength may be obtained by controlling the monochromator or selecting a monochromatic light source.
By the way, in order for the Doppler shift to occur, photoacoustic emission must occur at least twice from the same blood flow segment.

【0011】従って、光束の幅Wに関し、血流速度Vと
光変調の周波数fとを用いて、 W>(V/f) ・・・・(1) という条件が満たされる必要がある。当然のことなが
ら、上述の光束の幅Wに関する制約は、流路と平行な方
向について規定するものであり、流路と直角な方向につ
いては、光束の幅は上述の値以下であっても良い。本実
施例では、光遮断装置3として、電気光学光変調器を用
いた。同様の効果は、超音波光変調器を使用しても得ら
れる。また、より低い変調周波数を用いる場合には、機
械式の回転チョッパを使用したり、光遮断装置を用いる
代わりに、光源を直接輝度変調する電源変調方式を用い
てもよい。本実施例では、発振器4として、水晶発振器
を原発振器とし、それを中央制御装置からの指示により
希望する周波数に逓減し、波形整形して基本パルスの連
なり(搬送波)として出力するプログラマブルオシレータ
を使用している。
Therefore, regarding the width W of the light flux, it is necessary to satisfy the condition W> (V / f) ... (1) by using the blood flow velocity V and the frequency f of the light modulation. As a matter of course, the above-mentioned constraint on the width W of the light flux defines the direction parallel to the flow channel, and the width of the light flux may be equal to or less than the above value in the direction perpendicular to the flow channel. . In this embodiment, an electro-optical light modulator is used as the light blocking device 3. Similar effects can be obtained by using an ultrasonic light modulator. When a lower modulation frequency is used, a mechanical rotary chopper may be used, or instead of using a light blocking device, a power source modulation method for directly brightness-modulating a light source may be used. In this embodiment, a programmable oscillator is used as the oscillator 4, which uses a crystal oscillator as an original oscillator, which is stepped down to a desired frequency according to an instruction from a central control unit, and whose waveform is shaped and output as a series (carrier wave) of basic pulses. is doing.

【0012】本実施例では、この搬送波の周波数fは、
f=200kHz、デューティ比は50%とした。搬送波の周
期に関しては、1周期のうち、無光状態の期間が光音響
放射の熱失活に要する時間より充分長いことが必要条件
である。しかし、光波のエネルギーを十分大きく保つた
めには、デューティ比を極端に低下させるのは好ましく
ない。また、光の拡散長は周波数の-1/2乗に比例するた
め、皮膚表面から血管までの距離が長い場合は、周波数
を低くした方が大きな信号が得られる。もちろん、以上
の条件が許す限り、別の周波数,別のデューティ比でも
同様に使用可能である。なお、後に述べる他の実施例に
おける場合のように、この発信器4は、中央制御装置1
4の指示により、任意のシーケンスで搬送波を変調して
パルスの列(パルストレイン)を発生させることもできる
が、本実施例では、搬送波は変調せず、基本パルスを単
純に繰り返し発生させて使用している。
In the present embodiment, the frequency f of this carrier is
f = 200 kHz and the duty ratio was 50%. Regarding the period of the carrier wave, it is a necessary condition that the period of the no-light state in one period is sufficiently longer than the time required for thermal deactivation of photoacoustic radiation. However, in order to keep the energy of the light wave sufficiently large, it is not preferable to extremely reduce the duty ratio. Further, since the diffusion length of light is proportional to the −1/2 power of the frequency, when the distance from the skin surface to the blood vessel is long, a larger signal can be obtained by lowering the frequency. Of course, other frequencies and different duty ratios can be used as long as the above conditions allow. It should be noted that, as in the case of other embodiments described later, this oscillator 4 is provided in the central control unit 1.
According to the instruction of 4, the carrier wave can be modulated in an arbitrary sequence to generate a pulse train (pulse train), but in the present embodiment, the carrier wave is not modulated and the basic pulse is simply repeatedly generated for use. is doing.

【0013】本実施例では、ビーム分割器5として、石
英にアルミニウムを蒸着し、透過率(光音響セル方向)95
%、反射率(基準光検出器方向)5%としたものを用い
た。光源からの光波を、光音響セルだけでなく基準光検
出器へも導ければ、他の材料,他の透過率のものを用い
てもよい。本実施例では、光音響セル6の光の導入部の
材料として、石英を用いたが、光源の波長の光をよく通
す材料であれば、他の材料を用いてもよい。また、下記
の第2の実施例のように、この材料を用いて光学ファイ
バを形成し、光音響セルの光の導入部だけに使用するば
かりでなく、ビーム分割器5と光音響セル6との間の光
伝送にも、この光学ファイバを使用することにより、光
音響セルの配置に柔軟性を持たせることも可能である。
この場合、この光学ファイバと音響検出器10とを特定
の位置,特定の角度で固定可能な治具を使用するのが好
ましい。この治具を使用することにより、両者の空間的
配置を再現性良く規定できる。
In this embodiment, as the beam splitter 5, aluminum is vapor-deposited on quartz and the transmittance (in the direction of the photoacoustic cell) is 95.
% And reflectance (reference photodetector direction) 5% were used. If the light wave from the light source is guided not only to the photoacoustic cell but also to the reference photodetector, other materials and materials having other transmittances may be used. In this embodiment, quartz is used as the material of the light introduction portion of the photoacoustic cell 6, but other materials may be used as long as they are materials that allow light of the wavelength of the light source to pass through well. In addition, as in the second embodiment described below, an optical fiber is formed using this material and is used not only for the light introduction portion of the photoacoustic cell, but also for the beam splitter 5 and the photoacoustic cell 6. It is also possible to give flexibility to the arrangement of the photoacoustic cells by using this optical fiber for optical transmission between the two.
In this case, it is preferable to use a jig that can fix the optical fiber and the acoustic detector 10 at a specific position and a specific angle. By using this jig, the spatial arrangement of both can be defined with good reproducibility.

【0014】本実施例では、生体7の測定部位として、
上腕手首部,血管8として静脈を用いた。血管として
は、体表面からの距離が短く、内径の太いものを選択す
ることにより、血液への照射光強度を強め、また、多く
測定対象物質からの光音響信号が生じるので、高い感度
が得られる。体表面からの距離が十分短く、また、太さ
も十分太ければ、別の部位の静脈あるいは動脈を用いて
もよい。本実施例では、音響検出器10として、PbZr
3-PbTiO3系 圧電セラミクスと発泡ウレタンとを組
み合わせた複合圧電素子を、圧電材料として用いた。圧
電セラミクスと発泡ウレタンとの混合比率を最適化する
ことにより、音響インピーダンスが人体のそれ(1.5M Ra
yls)に近く、また電気機械結合係数の高い材料が得られ
る。圧電材料としては、この他にも、圧電セラミクスや
高分子圧電材料を単独で用いることも可能である。この
圧電材料の前面に音響レンズと音響整合層を設け、ま
た、背面に背面負荷を設けることにより、音響検出器を
構成した。音響検出器としては、また、エレクトレット
コンデンサ等を、受感素子として用いるマイクロホン
も、使用可能である。
In this embodiment, as the measurement site of the living body 7,
A vein was used as the upper wrist and blood vessel 8. By selecting a blood vessel that has a short distance from the body surface and a large inner diameter, the intensity of light irradiating blood is increased, and photoacoustic signals from many substances to be measured are generated, resulting in high sensitivity. To be If the distance from the body surface is sufficiently short and the thickness is sufficiently thick, a vein or artery at another site may be used. In this embodiment, PbZr is used as the acoustic detector 10.
A composite piezoelectric element in which O 3 -PbTiO 3 based piezoelectric ceramics and urethane foam were combined was used as the piezoelectric material. By optimizing the mixing ratio of piezoelectric ceramics and urethane foam, the acoustic impedance can be adjusted to that of the human body (1.5M Ra
yls) and a material with a high electromechanical coupling coefficient can be obtained. Other than this, as the piezoelectric material, it is also possible to use piezoelectric ceramics or a polymeric piezoelectric material alone. An acoustic detector was constructed by providing an acoustic lens and an acoustic matching layer on the front surface of this piezoelectric material, and providing a back load on the back surface. As the acoustic detector, a microphone using an electret condenser or the like as a sensing element can also be used.

【0015】なお、一般に、血流に対する観測角度(測
定部位から音響検出器へのベクトルが血流ベクトルとな
す角)がθであるとき、光音響信号のドプラシフトの大
きさfdは、光源を変調する搬送波の周波数f、血流速
v(検出器方向を正とする)、血液中での音速c(≒1500m
/s)を用いて、 fd=(vfcosθ)/(c−vcosθ)≒(vfcosθ)/c ・・・・(2) と表わされる。本実施例における血流に対する観測角度
θは約30°であり、静脈での血流速が約0.2m/sであった
ため、fd≒23Hzのドプラシフトが生じる。本実施例
では、周波数差検出器12として、混合回路17,低域
通過フィルタ18,高域通過フィルタ19から成るもの
を使用している。この回路の前半は、無線における復調
回路と同様に動作する。
Generally, when the observation angle with respect to the blood flow (the angle formed by the vector from the measurement site to the acoustic detector and the blood flow vector) is θ, the magnitude fd of the Doppler shift of the photoacoustic signal modulates the light source. Carrier frequency f, blood flow velocity v (detector direction is positive), sound velocity c in blood (≈ 1500 m
/ s), fd = (vfcosθ) / (c-vcosθ) ≈ (vfcosθ) / c (2) The observation angle θ with respect to the blood flow in this example was about 30 °, and the blood flow velocity in the vein was about 0.2 m / s, so a Doppler shift of fd≈23 Hz occurs. In this embodiment, the frequency difference detector 12 is composed of a mixing circuit 17, a low pass filter 18 and a high pass filter 19. The first half of this circuit operates similarly to a demodulation circuit in radio.

【0016】つまり、基準光検出器からの角周波数ω=
2πfの搬送波(Bsin(ωt))とドプラ角周波数成分ωd
=2πfdを含む 光音響信号(Acos(ω+ωd)t)とを、
混合回路17により掛け合わせ(2乗検波)、低域通過フ
ィルタ18により不要な高周波成分を除去することによ
り、両信号の差周波数であるAB/2sin(ωdt)、つま
り、ドプラシフト信号が得られる。周波数差検出器の他
の構成法としては、上述の各構成要素をそれぞれ2つず
つ用いて2系列の回路を構成し、各系列に対して発振器
4から互いに90°位相が異なる基準信号を供給する90°
位相差検波方式も可能である。この場合、出力としてA
B/2sin(ωdt)およびAB/2cos(ωdt)の 2種のド
プラシフト信号がそれぞれ得られるため、ωdの絶対値
だけでなく符号も得ることができる。高域通過フィルタ
19は心臓壁や弁運動による低周波のドプラ信号や静止
物体からのDC信号を除去するためのもので、本実施例
では遮断周波数0.1Hz、3次のフィルタを用いた。
That is, the angular frequency from the reference photodetector ω =
2πf carrier (Bsin (ωt)) and Doppler angular frequency component ωd
= 2πfd and the photoacoustic signal (Acos (ω + ωd) t),
The mixing circuit 17 multiplies (square-law detection) and the low-pass filter 18 removes unnecessary high-frequency components to obtain AB / 2sin (ωdt), which is the difference frequency between the two signals, that is, the Doppler shift signal. As another configuration method of the frequency difference detector, a circuit of two series is configured by using two of each of the above-mentioned constituent elements, and a reference signal whose phase is 90 ° different from each other is supplied from the oscillator 4 to each series. 90 °
A phase difference detection method is also possible. In this case, the output is A
Since two types of Doppler shift signals of B / 2sin (ωdt) and AB / 2cos (ωdt) are respectively obtained, not only the absolute value of ωd but also the code can be obtained. The high-pass filter 19 is for removing a low-frequency Doppler signal due to the heart wall or valve movement and a DC signal from a stationary object. In this embodiment, a cut-off frequency of 0.1 Hz and a third-order filter are used.

【0017】本実施例では基準信号を得るためにハーフ
ミラー5と基準光検出器13の組合せを用いたが、光遮
断装置3自体から十分正確な基準信号が得られる場合
は、それを直接周波数差検出器12へ入力してもよい。
本実施例では周波数分析装置15として、A/Dコンバ
ータを内蔵し高速フーリエ変換法を用いるデジタル式周
波数分析装置を用いたが、そのほかの原理に基づく周波
数分析方法を用いても、同様にドプラシフトの周波数ス
ペクトルが得られる。中央制御装置16は、上記各構成
要素をオペレータの指示に基づき制御する。これによっ
て得られたドプラシフトの周波数スペクトルを模式的に
示したのが、図6である。23Hz付近に 光音響信号の
ピークが見られるが、この周波数は、前述の如く、静脈
の血流速vに対応するドプラシフトであり、このピーク
強度が静脈中のグルコースの濃度に対応する。一方、0
Hz付近にも、やや 大きな光音響信号が見られるが、こ
れは組織などに含まれる静止したグルコースによる信号
のうち、高域透過フィルタ19によっても除去し切れな
かった成分である。
In the present embodiment, the combination of the half mirror 5 and the reference photodetector 13 is used to obtain the reference signal. However, when a sufficiently accurate reference signal can be obtained from the light blocking device 3 itself, it is directly converted into a frequency. It may be input to the difference detector 12.
In this embodiment, as the frequency analysis device 15, a digital type frequency analysis device using an A / D converter and using the fast Fourier transform method is used. However, even if a frequency analysis method based on another principle is used, the Doppler shift A frequency spectrum is obtained. The central controller 16 controls each of the above components based on an instruction from an operator. FIG. 6 schematically shows the frequency spectrum of the Doppler shift obtained by this. A peak of the photoacoustic signal is found near 23 Hz, and this frequency is the Doppler shift corresponding to the blood flow velocity v of the vein, as described above, and the peak intensity corresponds to the glucose concentration in the vein. On the other hand, 0
A slightly large photoacoustic signal is also seen near Hz, but this is a component of the stationary glucose signal contained in the tissue that could not be removed by the high-pass filter 19.

【0018】しかし、両ピークは、周波数軸上で良好に
分離しているため、中央制御装置のプログラムまたはオ
ペレータの指示等により、容易に前者から後者を分離し
て検出,定量することができる。これは、すなわち、血
液以外の組織等に含まれる成分の影響を除去して、血液
中のグルコースの正確な分析が行えることを意味する。
なお、従来公知の技術では、ドプラシフトの影響を考慮
せず、周波数偏移した成分としない成分の和を観測する
ことになるが、この場合は、血液中のグルコースと組織
中のグルコースとを区別できず、大きな誤差を生ずる原
因となる。なお、本実施例では,静脈血を観測したため
血流速は脈の影響をほとんど受けず、ほぼ一定であった
が、動脈血を観測する場合は、検出した血流速の時間変
化を追跡し、脈と同期した信号解析を行うことにより、
分析精度を向上することも可能である。また、脈を他の
手法により観測し、それと同期させた信号解析を行うこ
とも、当然可能である。
However, since both peaks are well separated on the frequency axis, it is possible to easily separate and detect the latter from the former according to a program of the central controller or an instruction of the operator. This means that the influence of components contained in tissues other than blood can be removed, and glucose in blood can be accurately analyzed.
Incidentally, in the conventionally known technique, the sum of the frequency-shifted component and the non-frequency-shifted component is observed without considering the effect of Doppler shift, but in this case, glucose in blood and glucose in tissue are distinguished from each other. This is not possible and causes a large error. In the present example, the venous blood was observed, so that the blood flow velocity was hardly affected by the pulse and was almost constant. However, when observing the arterial blood, the time change of the detected blood flow velocity was tracked, By performing signal analysis synchronized with the pulse,
It is also possible to improve analysis accuracy. In addition, it is naturally possible to observe the pulse by another method and perform signal analysis synchronized with it.

【0019】本実施例特有の効果としては、光源変調用
の信号として、基本パルスを単純に繰り返し発生させた
搬送波をそのまま使用することにより、信号の発生およ
び処理が簡単であること、また、血流速度に関する制限
がないことである。次に、本発明の第2の実施例につい
て説明する。図3は、第2の実施例の構成を示す概念図
である。第2の実施例と第1の実施例との構成上の主な
相違点は、ハーフミラー5を使用しないことと、サンプ
リングパルス発生回路20を新たに使用し、周波数差検
出回路として内部構成の異なるもの(12’)使用するこ
とである。また、細部の相違点としては、光遮断装置3
と生体7との間を光学ファイバ21で結合したことと、
ハーフミラーの省略に伴う基準光検出器13と増幅器1
4の省略である。図4は、第2の実施例で用いる周波数
差検出回路12’の構成を示す概念図であり、混合回路
17’,低域通過フィルタ18’,サンプルホールド回
路22,帯域通過フィルタ23とから構成される。次
に、第2の実施例の動作を図3,図4を用いて説明す
る。
As an effect peculiar to this embodiment, as a signal for light source modulation, a carrier wave in which a basic pulse is simply repeatedly generated is used as it is, so that signal generation and processing are simple, and a blood signal is generated. There is no limit on the flow velocity. Next, a second embodiment of the present invention will be described. FIG. 3 is a conceptual diagram showing the configuration of the second embodiment. The main structural differences between the second embodiment and the first embodiment are that the half mirror 5 is not used and the sampling pulse generating circuit 20 is newly used, and the internal structure of the frequency difference detecting circuit is different. It is to use a different one (12 '). Further, the difference in details is that the light blocking device 3
That the optical fiber 21 is coupled between the living body 7 and the living body 7,
Reference photodetector 13 and amplifier 1 due to omission of half mirror
4 is an abbreviation. FIG. 4 is a conceptual diagram showing the configuration of the frequency difference detection circuit 12 'used in the second embodiment, which comprises a mixing circuit 17', a low pass filter 18 ', a sample hold circuit 22, and a band pass filter 23. To be done. Next, the operation of the second embodiment will be described with reference to FIGS.

【0020】本実施例では、基本的には第1の実施例と
同様の構成部品を用いたが、発振器4に単純な繰り返し
パルス(搬送波)を生成させて、周波数差検出回路12’
に供給するだけでなく、その第2の出力として、中央制
御装置16からの送信ゲート信号に基づき、この搬送波
を変調したパルスの列(パルストレイン)生成させた。本
実施例では、搬送波の 周波数fを1MHz、デューティ
比を50%、パルストレインの発生間隔を決定するパルス
繰り返し周波数(PRF)として 2KHzを採用した。ま
た、各パルストレイン当たりのパルス数を50としたた
め、パルス持続時間は50nsである。このようなトーンバ
ースト様の発振器4の第2の出力を用いて光遮断装置3
を制御したため、その出力光も同様のパルス列からなる
間欠的断続光波となる。
In this embodiment, basically the same components as those in the first embodiment are used, but the frequency difference detecting circuit 12 'is generated by causing the oscillator 4 to generate a simple repetitive pulse (carrier wave).
In addition to supplying the pulse train, the second train generated a train of pulses (pulse train) in which this carrier wave was modulated based on the transmission gate signal from the central controller 16. In this embodiment, the carrier frequency f is 1 MHz, the duty ratio is 50%, and the pulse repetition frequency (PRF) that determines the pulse train generation interval is 2 kHz. Moreover, since the number of pulses per pulse train is 50, the pulse duration is 50 ns. By using the second output of the tone burst-like oscillator 4, the light blocking device 3
The output light is also an intermittently intermittent light wave composed of a similar pulse train.

【0021】本実施例では、この光波を、光学ファイバ
21で光音響セル6に直接導くことにより、装置配置の
自由度が高まり、また、光損失を低減することができ
る。生体7中の血管8に照射された光波により、血液中
のグルコースが励起されて光音響放射を行い、これを音
響検出器10,増幅器11,混合回路17’,低域通過
フィルタ18’を通して、ドプラシフト信号を得る点
は、第1の実施例とほぼ共通である。一方、中央制御装
置16からの送信ゲート信号をサンプリングパルス発生
回路20に入力すると、可変自在なディレイの働きによ
り、特定時間後に特定幅の受信ゲート信号が生成され
る。この受信ゲート信号を用いて、サンプルホールド回
路22は、低域通過フィルタ18’からのドプラシフト
信号をサンプル,ホールドする。このことの物理的な意
味は、このディレイ時間に対応する特定の距離(深度)に
ある、受信ゲート信号の幅に対応する特定のサンプリン
グ体積からの情報だけを選択できる点にある。
In this embodiment, the light wave is directly guided to the photoacoustic cell 6 by the optical fiber 21, so that the degree of freedom in the arrangement of the device is increased and the light loss can be reduced. Glucose in the blood is excited by the light wave applied to the blood vessel 8 in the living body 7 to perform photoacoustic emission, which is passed through the acoustic detector 10, the amplifier 11, the mixing circuit 17 ', and the low-pass filter 18', The point of obtaining the Doppler shift signal is almost the same as that of the first embodiment. On the other hand, when the transmission gate signal from the central control unit 16 is input to the sampling pulse generation circuit 20, the reception gate signal of a specific width is generated after a specific time due to the function of the variable delay. Using this reception gate signal, the sample hold circuit 22 samples and holds the Doppler shift signal from the low pass filter 18 '. The physical meaning of this is that only information from a particular sampling volume corresponding to the width of the receive gate signal at a particular distance (depth) corresponding to this delay time can be selected.

【0022】本実施例では、この後の帯域通過フィルタ
23での波形整形後の処理として、第1の実施例と同様
の方法を用いたので、やはり、血液以外の組織等に含ま
れる成分の影響を除去して、血液中のグルコースの正確
な分析を行うことができる。本実施例固有の効果の第1
は、光学ファイバ21を用いて光波を光音響セル6に直
接導くことにより、装置配置の自由度が高まり、また、
光損失を低減できることである。本実施例固有の効果の
第2は、光源をパルス変調し、特定時間のディレイによ
るサンプリングを行うことにより、特定深度にある速度
を有する成分だけを、選択的に分析できることである。
第3の実施例では、上述の第2の実施例とほぼ同様の構
成を用いたが、基準信号との混合による周波数差検出
や、帯域通過フィルタ23で波形整形した後の周波数分
析を省略して、単にサンプリングにより得られた信号強
度の平均値を観測した。この第3の実施例固有の特長
は、特定深度にある成分のみを選択的に分析できること
である。
In this embodiment, since the same method as that in the first embodiment is used as the processing after the waveform shaping by the band pass filter 23, the components contained in the tissues other than blood are also used. The effects can be removed and an accurate analysis of glucose in blood can be performed. First effect unique to this embodiment
Directs a light wave to the photoacoustic cell 6 using the optical fiber 21, thereby increasing the degree of freedom in device arrangement, and
That is, the light loss can be reduced. The second effect peculiar to this embodiment is that by pulse-modulating the light source and performing sampling with a delay of a specific time, only a component having a velocity at a specific depth can be selectively analyzed.
In the third embodiment, a configuration similar to that of the second embodiment is used, but the frequency difference detection by mixing with the reference signal and the frequency analysis after waveform shaping by the band pass filter 23 are omitted. Then, the average value of the signal intensities obtained by simply sampling was observed. The characteristic feature of the third embodiment is that only the component at a specific depth can be selectively analyzed.

【0023】更に、第4の実施例では、上述の第3の実
施例とほぼ同様の構成を用いたが、サンプリングパルス
発生回路20として、可変自在な複数のディレイの働き
により、特定時間後に特定幅のパルスを複数個、それぞ
れ別個の出力端子から生成するものを使用した。更に、
サンプルホールド回路22およびそれ以降の回路を複数
個並列に用いて、各受信ゲート信号ごとにそれぞれの信
号強度の平均値を観測した。各ゲート信号のディレイ時
間と生体中の音速(約1530m/s)との積とから光音響信
号の信号源と音響検出器との距離が算出でき、更に、光
照射部位と音響検出器との距離を用いて、信号源の深度
が求められる。このようにして求めた各ディレイ時間に
対応する深度ごとの光音響信号の例を模式的に図7に示
した。約1.5mmと約2.3mmを中心とする2つの深度か
らの信号ピークが観測されているが、それぞれ、別の静
脈を流れる血液中のグルコースに由来する光音響信号で
ある。なお、ベースラインは、組織中に含まれるグルコ
ースに由来する。
Further, in the fourth embodiment, although a configuration similar to that of the above-mentioned third embodiment is used, the sampling pulse generating circuit 20 is specified after a specified time by the action of a plurality of variable delays. A plurality of pulses each having a width was generated from each separate output terminal. Furthermore,
A plurality of sample hold circuits 22 and subsequent circuits were used in parallel, and the average value of the respective signal intensities was observed for each reception gate signal. The distance between the signal source of the photoacoustic signal and the acoustic detector can be calculated from the product of the delay time of each gate signal and the sound velocity in the living body (about 1530 m / s). Furthermore, the distance between the light irradiation site and the acoustic detector can be calculated. The distance is used to determine the depth of the signal source. An example of the photoacoustic signal for each depth corresponding to each delay time thus obtained is schematically shown in FIG. Signal peaks from two depths centered at about 1.5 mm and about 2.3 mm are observed, each of which is a photoacoustic signal derived from glucose in blood flowing through another vein. The baseline is derived from glucose contained in the tissue.

【0024】本実施例固有の特徴は、試料中の光路に沿
った一次元の情報を一度に得ることができることであ
る。また、組織中の成分と血液中の成分とを深度の差を
利用して検出,定量できるという効果もある。なお、デ
ータ処理の速度が十分大きければ、複数の受信ゲート信
号に対応する別々の処理を一つの回路を時分割で使用し
て、最終的な出力は見かけ上同時に得ることも可能であ
る。この場合は、サンプリングパルス発生回路20から
の複数個の受信ゲート信号は単一の出力端子から生成
し、サンプルホールド回路22およびそれ以降の回路も
一組でよいため、構成が簡単になるという特長がある。
本発明の第5の実施例は、上記第4の実施例のごとく複
数の受信ゲート信号を用いるものの、その他の構成は第
2の実施例と同様として、各深度における光音響信号の
周波数偏移を独立に検出、定量した。本実施例固有の効
果は、血液以外の組織等に含まれる成分の影響を除去し
て、血液中の成分の正確な分析を各深度毎について同時
に行うことができることである。
A characteristic feature of this embodiment is that one-dimensional information along the optical path in the sample can be obtained at one time. Further, there is also an effect that the component in the tissue and the component in the blood can be detected and quantified by utilizing the difference in depth. If the data processing speed is sufficiently high, it is possible to use separate processes corresponding to a plurality of reception gate signals in one circuit in a time-sharing manner, and finally obtain final outputs at the same time. In this case, a plurality of reception gate signals from the sampling pulse generating circuit 20 are generated from a single output terminal, and the sample and hold circuit 22 and the subsequent circuits may be one set, which simplifies the configuration. There is.
The fifth embodiment of the present invention uses a plurality of reception gate signals as in the fourth embodiment, but other configurations are the same as in the second embodiment, and the frequency shift of the photoacoustic signal at each depth is the same. Were independently detected and quantified. The effect peculiar to the present embodiment is that the influence of the components contained in tissues other than blood can be removed, and the accurate analysis of the components in blood can be performed simultaneously for each depth.

【0025】本発明の第6,第7および第8の実施例
は、それぞれ、上記第1,第3および第5の実施例と同
様の構成を用い、その使用方法を、以下のようにしたも
のである。すなわち、上述の実施例では、周波数分析の
際、特定の試料速度に対応するドプラシフトを生じた周
波数成分のみを検出したが、周波数スペクトル全体を用
いて、試料中の成分量の速度分布を計測することが可能
である。第6,第7および第8の実施例それぞれ固有の
効果の第1は、試料中の成分の速度分布を計測できるこ
とである。各実施例それぞれ固有の効果の第2は、試料
中の速度を有する成分の速度がたとえ変化したとして
も、速度の変化と成分量の変化とを容易に切り分けて観
測できることである。次に、本発明に係る第9の実施例
を、図5を用いて説明する。図5は、本発明第9の実施
例の構成を示す概念図である。本実施例は、基本的には
前記第2の実施例と同様の構成を用いるが、図5に示す
ように、光源1,波長選別装置2,光遮断装置3の他に
もう一組光源1’,波長選別装置2’,光遮断装置3’
を用いて、各組の出力を、混合器24を用いて同一光路
上に導入した点が異なる。
The sixth, seventh and eighth embodiments of the present invention have the same constructions as the first, third and fifth embodiments, respectively, and the method of use is as follows. It is a thing. That is, in the above-described embodiment, during frequency analysis, only the frequency component in which a Doppler shift corresponding to a specific sample velocity has occurred is detected, but the entire frequency spectrum is used to measure the velocity distribution of the component amount in the sample. It is possible. The first of the effects peculiar to the sixth, seventh and eighth embodiments is that the velocity distribution of the components in the sample can be measured. The second effect peculiar to each example is that even if the velocity of the component having the velocity in the sample changes, the change in the velocity and the change in the amount of the component can be easily separated and observed. Next, a ninth embodiment according to the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 5 is a conceptual diagram showing the configuration of the ninth embodiment of the present invention. This embodiment basically uses the same configuration as that of the second embodiment, but as shown in FIG. 5, in addition to the light source 1, the wavelength selection device 2 and the light blocking device 3, another set of light sources 1 is used. ', Wavelength selection device 2', light blocking device 3 '
Is different in that the output of each set is introduced on the same optical path by using the mixer 24.

【0026】本実施例の光源1および波長選別装置2の
組合せからは、前第2の実施例と同様に、目的成分であ
るグルコースの吸収波長である2280nmの光波を発生さ
せ、光源1’および波長選別装置2’の組合せからは、
溶媒である水の吸収波長である980nmの光波を 発生させ
た。発振器からは、光遮断装置3および3’に、位相の
180°ずれた 制御信号を送ることにより、目的成分を励
起する光波と溶媒を励起する光波とを交互に(時分割で)
同一の光路に沿って試料に照射した。光音響放射の検出
と解析は、第2の実施例とほぼ同様の手順で行ったが、
発振器から光遮断装置への制御信号の位相に応じて、目
的成分および溶媒に対してそれぞれ独立に検出,解析を
行い、最終的に前者を後者で除した値を出力させた。本
実施例固有の効果は、単位溶媒量当たりの目的成分量、
すなわち目的成分の溶媒中の濃度を測定できることであ
る。なお、上述の原理を本発明の第2の実施例ばかりで
なく他の実施例に適用することにより、目的成分の量だ
けでなく、濃度を同様に測定することができる。
From the combination of the light source 1 and the wavelength selection device 2 of this embodiment, as in the second embodiment, a light wave of 2280 nm, which is the absorption wavelength of glucose as the target component, is generated, and the light source 1'and From the combination of the wavelength selection device 2 ',
A light wave of 980 nm, which is the absorption wavelength of water as a solvent, was generated. From the oscillator to the light blocking devices 3 and 3 ',
By sending a control signal shifted by 180 °, the light wave that excites the target component and the light wave that excites the solvent alternate (in time division).
The sample was illuminated along the same optical path. The detection and analysis of photoacoustic radiation were performed in the same procedure as in the second embodiment,
The target component and solvent were detected and analyzed independently according to the phase of the control signal from the oscillator to the light blocking device, and finally the value obtained by dividing the former by the latter was output. The effect peculiar to this example is that the target component amount per unit solvent amount,
That is, the concentration of the target component in the solvent can be measured. By applying the above principle to not only the second embodiment of the present invention but also other embodiments, not only the amount of the target component but also the concentration can be measured in the same manner.

【0027】なお、上記実施例は本発明の一例を示した
ものであり、本発明はこれに限定されるべきものではな
いことは言うまでもないことである。
It is needless to say that the above embodiment shows an example of the present invention, and the present invention should not be limited to this.

【0028】[0028]

【発明の効果】以上、詳細に説明した如く、本発明によ
れば、光音響分析により生体内における血液中の成分を
直接測定する際、受信音響信号のうち、光源の変調周波
数から周波数偏移(ドプラシフト)した音響信号成分を検
出,定量することにより、血液以外の組織等に含まれる
成分の影響を除去して、血液中の成分の正確な分析を行
うことができるという顕著な効果を奏するものである。
As described above in detail, according to the present invention, when the component in the blood in the living body is directly measured by the photoacoustic analysis, the frequency shift from the modulation frequency of the light source in the received acoustic signal is obtained. By detecting and quantifying the (Doppler-shifted) acoustic signal component, it is possible to remove the influence of the component contained in tissues other than blood, and to perform an accurate analysis of the component in blood. It is a thing.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図1】本発明による光音響分析装置の第1の実施例の
構成概念図である。
FIG. 1 is a schematic diagram showing the configuration of a first embodiment of a photoacoustic analyzer according to the present invention.

【図2】本発明による光音響分析装置の第1の実施例に
おける周波数差検出器の構成概念図である。
FIG. 2 is a conceptual diagram showing the configuration of a frequency difference detector in the first embodiment of the photoacoustic analyzer according to the present invention.

【図3】本発明による光音響分析装置の第2の実施例の
構成概念図である。
FIG. 3 is a conceptual diagram showing the configuration of a second embodiment of the photoacoustic analyzer according to the present invention.

【図4】本発明による光音響分析装置の第2の実施例に
おける周波数差検出器の構成概念図である。
FIG. 4 is a conceptual diagram showing the configuration of a frequency difference detector in the second embodiment of the photoacoustic analyzer according to the present invention.

【図5】本発明による光音響分析装置の第9の実施例の
構成概念図である。
FIG. 5 is a structural conceptual view of a ninth embodiment of the photoacoustic analyzer according to the present invention.

【図6】本発明による光音響分析装置の第1の実施例に
よって得られる光音響信号のドプラシフトの周波数スペ
クトルの模式図である。
FIG. 6 is a schematic diagram of a frequency spectrum of Doppler shift of a photoacoustic signal obtained by the first embodiment of the photoacoustic analyzer according to the present invention.

【図7】本発明による光音響分析装置の第4の実施例に
よって得られる光音響信号の深度分布の模式図である。
FIG. 7 is a schematic diagram of the depth distribution of a photoacoustic signal obtained by the fourth embodiment of the photoacoustic analyzer according to the present invention.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

1,1':光源、2,2':波長選別装置、3,3':光
遮断装置、4:発振器、5:ビーム分割器、6:光音響
セル、7:生体、8:血管、9:血液、10:音響検出
器、11:増幅器、12,12’:周波数差検出器、1
3:基準光検出器、14:増幅器、15:周波数分析装
置、16:中央制御装置、17,17':混合回路、1
8,18':低域通過フィルタ、19:高域通過フィル
タ、20:サンプリングパルス発生回路、21:光学フ
ァイバ、22:サンプルホールド回路、23:帯域通過
フィルタ、24:混合器。
1, 1 ': light source, 2, 2': wavelength selection device, 3, 3 ': light blocking device, 4: oscillator, 5: beam splitter, 6: photoacoustic cell, 7: living body, 8: blood vessel, 9 : Blood, 10: acoustic detector, 11: amplifier, 12, 12 ': frequency difference detector, 1
3: Reference light detector, 14: Amplifier, 15: Frequency analysis device, 16: Central control device, 17, 17 ': Mixing circuit, 1
8, 18 ': low-pass filter, 19: high-pass filter, 20: sampling pulse generating circuit, 21: optical fiber, 22: sample-hold circuit, 23: band-pass filter, 24: mixer.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 小泉 英明 東京都国分寺市東恋ケ窪1丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 渡辺 吉雄 東京都国分寺市東恋ケ窪1丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 鱒沢 裕 東京都国分寺市東恋ケ窪1丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 宮原 裕二 東京都国分寺市東恋ケ窪1丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 藤井 稔子 東京都国分寺市東恋ケ窪1丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 山下 浩太郎 東京都国分寺市東恋ケ窪1丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (72) Hideaki Koizumi 1-280 Higashi Koikeku, Kokubunji, Tokyo Metropolitan Research Center, Hitachi Ltd. (72) Yoshio Watanabe 1-280 Higashi Koikeku, Kokubunji, Tokyo Hitachi Ltd. Central Research Laboratory (72) Inventor Hiroshi Masuzawa 1-280, Higashi Koikekubo, Kokubunji, Tokyo, Hitachi Ltd. Central Research Laboratory (72) Inventor, Yuji Miyahara 1-280, Higashi Koikeku, Tokyo Kokubunji City, Hitachi Ltd. Central Research Laboratory ( 72) Inventor Minako Fujii 1-280, Higashi Koigokubo, Kokubunji, Tokyo, Central Research Laboratory, Hitachi, Ltd. (72) Inventor, Kotaro Yamashita 1-280, Higashi Koikeku, Kokubunji, Tokyo Tokyo, Central Research Laboratory, Hitachi Ltd.

Claims (14)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項1】 光を吸収した成分が、無放射遷移により
失活する際に生成する熱を音響波の形で周囲に放射する
現象を観測することにより分析を行う光音響分析方法に
おいて、受信した音響信号のうち、光源の変調周波数か
ら周波数偏移した信号成分を検出することにより、試料
中の速度を有する成分を選択的に定量することを特徴と
する光音響分析方法。
1. A photoacoustic analysis method for performing analysis by observing a phenomenon in which a component that absorbs light radiates heat generated in the case of deactivation due to non-radiative transition to the surrounding in the form of an acoustic wave. A photoacoustic analysis method, wherein a component having a velocity in a sample is selectively quantified by detecting a signal component of the acoustic signal that is frequency-shifted from the modulation frequency of the light source.
【請求項2】 前記光源の変調に用いる搬送波を送信ゲ
ート信号を用いてパルス変調し、前記送信ゲート信号を
時間遅延させて得た受信ゲート信号により受信信号をサ
ンプルすることにより、特定深度からの信号を選択的に
測定することを特徴とする請求項1記載の光音響分析方
法。
2. A carrier wave used for modulation of the light source is pulse-modulated using a transmission gate signal, and the reception signal is sampled by a reception gate signal obtained by delaying the transmission gate signal by time, thereby obtaining a signal from a specific depth. The photoacoustic analysis method according to claim 1, wherein the signal is selectively measured.
【請求項3】 前記光源の変調に用いる搬送波を送信ゲ
ート信号を用いてパルス変調し、前記送信ゲート信号を
時間遅延させて得た受信ゲート信号により受信信号をサ
ンプルし、光源の変調周波数から周波数偏移した信号成
分を検出することにより、特定深度において速度を有す
る成分を選択的に定量することを特徴とする請求項1記
載の光音響分析方法。
3. A carrier wave used for modulation of the light source is pulse-modulated using a transmission gate signal, the reception signal is sampled by a reception gate signal obtained by delaying the transmission gate signal, and the frequency is changed from the modulation frequency of the light source. The photoacoustic analysis method according to claim 1, wherein a component having a velocity at a specific depth is selectively quantified by detecting a shifted signal component.
【請求項4】 前記光源の変調に用いる搬送波を送信ゲ
ート信号を用いてパルス変調し、前記送信ゲート信号に
対して互いに異なる複数の時間遅延を有する複数の受信
ゲート信号を用いて受信信号を別個にサンプルすること
により、試料中の光路に沿った異なる深度のセグメント
中の成分をそれぞれ独立に測定することを特徴とする請
求項1記載の光音響分析方法。
4. A carrier wave used for modulating the light source is pulse-modulated by using a transmission gate signal, and the reception signal is separately obtained by using a plurality of reception gate signals having a plurality of different time delays with respect to the transmission gate signal. The photoacoustic analysis method according to claim 1, wherein the components in the segments of different depths along the optical path in the sample are measured independently by sampling.
【請求項5】 前記光源の変調に用いる搬送波を送信ゲ
ート信号を用いてパルス変調し、前記送信ゲート信号に
対して互いに異なる複数の時間遅延を有する複数の受信
ゲート信号を用いて受信信号を別個にサンプルし、それ
ぞれについて光源の変調周波数から周波数偏移した信号
成分を検出することにより、試料中の光路に沿った異な
る深度のセグメント中において速度を有する成分をそれ
ぞれ選択的に定量することを特徴とする請求項1記載の
光音響分析方法。
5. A carrier wave used for modulating the light source is pulse-modulated by using a transmission gate signal, and the reception signal is separately obtained by using a plurality of reception gate signals having a plurality of different time delays with respect to the transmission gate signal. By selectively quantifying the components having velocity in the segment of different depths along the optical path in the sample by detecting the signal components frequency-shifted from the modulation frequency of the light source for each sample. The photoacoustic analysis method according to claim 1.
【請求項6】 目的成分に固有のスペクトル波長の光
と、溶媒のスペクトル波長の光とを交互に測定に用い、
両者の解析結果を比較することにより、試料中の目的成
分の濃度を定量することを特徴とする請求項1〜5のい
ずれかに記載の光音響分析方法。
6. A light having a spectral wavelength unique to a target component and a light having a spectral wavelength of a solvent are alternately used for measurement,
The photoacoustic analysis method according to claim 1, wherein the concentration of the target component in the sample is quantified by comparing the analysis results of the both.
【請求項7】 光を吸収した成分が、無放射遷移により
失活する際に生成する熱を音響波の形で周囲に放射する
現象を観測することにより分析を行う光音響分析方法に
おいて、受信した音響信号の周波数分布を解析すること
により、試料中の成分の速度分布を測定することを特徴
とする光音響分析方法。
7. A photoacoustic analysis method for performing analysis by observing a phenomenon in which a component that absorbs light radiates heat generated in the case of deactivation due to non-radiative transition to the surrounding in the form of an acoustic wave. A photoacoustic analysis method, which comprises measuring a velocity distribution of components in a sample by analyzing a frequency distribution of the acoustic signal.
【請求項8】 前記光源の変調に用いる搬送波を送信ゲ
ート信号を用いてパルス変調し、前記送信ゲート信号を
時間遅延させて得た受信ゲート信号により受信信号をサ
ンプルして、周波数分布を解析することにより、特定深
度における試料中の成分の速度分布を測定することを特
徴とする請求項7記載の光音響分析方法。
8. A frequency distribution is analyzed by subjecting a carrier wave used for modulation of the light source to pulse modulation using a transmission gate signal, sampling the received signal with a reception gate signal obtained by delaying the transmission gate signal, and analyzing the frequency distribution. The photoacoustic analysis method according to claim 7, characterized in that the velocity distribution of the component in the sample at the specific depth is measured thereby.
【請求項9】 前記光源の変調に用いる搬送波を送信ゲ
ート信号を用いてパルス変調し、前記送信ゲート信号に
対して互いに異なる複数の時間遅延を有する複数の受信
ゲート信号を用いて受信信号を別個にサンプルして、周
波数分布を解析することにより、試料中の光路に沿った
異なる深度のセグメント中における試料中の成分の速度
分布をそれぞれ測定することを特徴とする請求項7記載
の光音響分析方法。
9. A carrier wave used for modulating the light source is pulse-modulated by using a transmission gate signal, and the reception signal is separately obtained by using a plurality of reception gate signals having a plurality of different time delays with respect to the transmission gate signal. The photoacoustic analysis according to claim 7, wherein the velocity distribution of the component in the sample in each of the segments of different depths along the optical path in the sample is measured by sampling the sample into the sample and analyzing the frequency distribution. Method.
【請求項10】 目的成分に固有のスペクトル波長の光
と、溶媒のスペクトル波長の光とを交互に測定に用い、
両者の解析結果を比較することにより、試料中の目的成
分の速度分布を測定することを特徴とする請求項7〜9
のいずれかに記載の光音響分析方法。
10. A light having a spectral wavelength unique to a target component and a light having a spectral wavelength of a solvent are alternately used for measurement,
10. The velocity distribution of the target component in the sample is measured by comparing the analysis results of the both.
The photoacoustic analysis method described in any one of 1.
【請求項11】 請求項1〜10のいずれかに記載の光
音響分析方法を利用する光音響分析装置であって、前記
音響信号を受信するセンサと試料との間に音響レンズを
配し、試料中の特定部位からの信号を効率的に集音する
ことを特徴とする光音響分析装置。
11. A photoacoustic analysis apparatus using the photoacoustic analysis method according to claim 1, wherein an acoustic lens is arranged between a sensor for receiving the acoustic signal and a sample, A photoacoustic analyzer which efficiently collects a signal from a specific portion of a sample.
【請求項12】 前記光源からの光を導く光学ファイバ
と前記音響信号を受信するセンサとを、任意の位置,任
意の角度で固定できる治具を用い、前記光学ファイバと
センサ相互の空間的配置を調節自在とすることを特徴と
する請求項11記載の光音響分析装置。
12. A spatial arrangement between the optical fiber and the sensor, using a jig capable of fixing the optical fiber for guiding the light from the light source and the sensor for receiving the acoustic signal at an arbitrary position and at an arbitrary angle. The photoacoustic analyzer according to claim 11, wherein the photoacoustic analyzer is adjustable.
【請求項13】 請求項1〜10のいずれかに記載の光
音響分析方法を利用する血液成分測定装置であって、血
液中の成分を選択的に定量することを特徴とする非侵襲
血液成分測定装置。
13. A blood component measuring apparatus using the photoacoustic analysis method according to claim 1, wherein the component in blood is selectively quantified. measuring device.
【請求項14】 前記受信音響信号のうち光源の変調周
波数から周波数偏移した信号成分を検出し、脈と同期し
て解析することにより、血液中の成分を選択的に定量す
ることを特徴とする請求項13記載の非侵襲血液成分測
定装置。
14. A component of blood is selectively quantified by detecting a signal component of the received acoustic signal that is frequency-shifted from a modulation frequency of a light source and analyzing the signal component in synchronization with a pulse. The non-invasive blood component measuring device according to claim 13.
JP5105224A 1993-05-06 1993-05-06 Method and apparatus for optoacoustic analysis as well as blood component measuring apparatus utilizing them Pending JPH06317566A (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP5105224A JPH06317566A (en) 1993-05-06 1993-05-06 Method and apparatus for optoacoustic analysis as well as blood component measuring apparatus utilizing them

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP5105224A JPH06317566A (en) 1993-05-06 1993-05-06 Method and apparatus for optoacoustic analysis as well as blood component measuring apparatus utilizing them

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JPH06317566A true JPH06317566A (en) 1994-11-15

Family

ID=14401703

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP5105224A Pending JPH06317566A (en) 1993-05-06 1993-05-06 Method and apparatus for optoacoustic analysis as well as blood component measuring apparatus utilizing them

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JPH06317566A (en)

Cited By (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1998038904A1 (en) * 1997-03-07 1998-09-11 Optel Instruments Limited Biological measurement system
JP2004249025A (en) * 2003-02-17 2004-09-09 Hiroto Tateno Biological photoacoustic resonance noninvasive biochemical component analyzer and method of measuring blood component
US6954661B2 (en) 2003-06-23 2005-10-11 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
JP2006145268A (en) * 2004-11-17 2006-06-08 Yamaha Motor Co Ltd Air/fuel ratio detector, engine equipped therewith and vehicle equipped with them
JP2006521869A (en) * 2003-04-01 2006-09-28 グルコン インク Photoacoustic analysis evaluation method and apparatus
US7120478B2 (en) 2003-07-11 2006-10-10 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
US7156810B2 (en) 2003-10-08 2007-01-02 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring method and apparatus
JP2007089662A (en) * 2005-09-27 2007-04-12 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> Component concentration measuring apparatus
US7215983B2 (en) 2004-06-30 2007-05-08 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
JP2007117342A (en) * 2005-10-27 2007-05-17 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> Component concentration measuring apparatus and its control method
US7251515B2 (en) 2004-02-17 2007-07-31 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
US7251514B2 (en) 2004-02-26 2007-07-31 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
US7254426B2 (en) 2003-05-07 2007-08-07 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
US7254427B2 (en) 2003-09-24 2007-08-07 Hitachi, Ltd. Optical measurements apparatus and blood sugar level measuring apparatus using the same
US7254428B2 (en) 2004-02-17 2007-08-07 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
JP2007259914A (en) * 2006-03-27 2007-10-11 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> Component concentration measuring apparatus
JP2010139510A (en) * 2004-05-06 2010-06-24 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> Component concentration measuring device and method of controlling component concentration measuring device
JP2010243262A (en) * 2009-04-02 2010-10-28 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> Constituent concentration analyzer and constituent concentration analysis method
JP2011072567A (en) * 2009-09-30 2011-04-14 Canon Inc Biological information processing apparatus and biological information processing program
US20120220844A1 (en) * 2011-02-28 2012-08-30 Nellcor Puritan Bennett Llc Regional Saturation Using Photoacoustic Technique
JP2013244285A (en) * 2012-05-28 2013-12-09 Bifristec Kk Specimen information processor

Cited By (29)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6403944B1 (en) 1997-03-07 2002-06-11 Abbott Laboratories System for measuring a biological parameter by means of photoacoustic interaction
US6833540B2 (en) 1997-03-07 2004-12-21 Abbott Laboratories System for measuring a biological parameter by means of photoacoustic interaction
WO1998038904A1 (en) * 1997-03-07 1998-09-11 Optel Instruments Limited Biological measurement system
JP2004249025A (en) * 2003-02-17 2004-09-09 Hiroto Tateno Biological photoacoustic resonance noninvasive biochemical component analyzer and method of measuring blood component
JP2006521869A (en) * 2003-04-01 2006-09-28 グルコン インク Photoacoustic analysis evaluation method and apparatus
US7254426B2 (en) 2003-05-07 2007-08-07 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
US7254430B2 (en) 2003-05-07 2007-08-07 Hitachi, Ltd. Measuring apparatus for measuring a metabolic characteristic in a human body
US6954661B2 (en) 2003-06-23 2005-10-11 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
US7120478B2 (en) 2003-07-11 2006-10-10 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
US7254427B2 (en) 2003-09-24 2007-08-07 Hitachi, Ltd. Optical measurements apparatus and blood sugar level measuring apparatus using the same
US7156810B2 (en) 2003-10-08 2007-01-02 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring method and apparatus
US7254428B2 (en) 2004-02-17 2007-08-07 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
US7251515B2 (en) 2004-02-17 2007-07-31 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
US7251514B2 (en) 2004-02-26 2007-07-31 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
JP2010139510A (en) * 2004-05-06 2010-06-24 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> Component concentration measuring device and method of controlling component concentration measuring device
US9060691B2 (en) 2004-05-06 2015-06-23 Nippon Telegraph And Telephone Corporation Constituent concentration measuring apparatus and constituent concentration measuring apparatus controlling method
EP2336747B1 (en) * 2004-05-06 2017-08-30 Nippon Telegraph And Telephone Corporation Component concentration measuring device
US8332006B2 (en) 2004-05-06 2012-12-11 Nippon Telegraph And Telephone Corporation Constituent concentration measuring apparatus and constituent concentration measuring apparatus controlling method
US9198580B2 (en) 2004-05-06 2015-12-01 Nippon Telegraph And Telephone Corporation Constituent concentration measuring apparatus and constituent concentration measuring apparatus controlling method
US9008742B2 (en) 2004-05-06 2015-04-14 Nippon Telegraph And Telephone Corporation Constituent concentration measuring apparatus and constituent concentration measuring apparatus controlling method
US7215983B2 (en) 2004-06-30 2007-05-08 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
JP2006145268A (en) * 2004-11-17 2006-06-08 Yamaha Motor Co Ltd Air/fuel ratio detector, engine equipped therewith and vehicle equipped with them
JP2007089662A (en) * 2005-09-27 2007-04-12 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> Component concentration measuring apparatus
JP2007117342A (en) * 2005-10-27 2007-05-17 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> Component concentration measuring apparatus and its control method
JP2007259914A (en) * 2006-03-27 2007-10-11 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> Component concentration measuring apparatus
JP2010243262A (en) * 2009-04-02 2010-10-28 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> Constituent concentration analyzer and constituent concentration analysis method
JP2011072567A (en) * 2009-09-30 2011-04-14 Canon Inc Biological information processing apparatus and biological information processing program
US20120220844A1 (en) * 2011-02-28 2012-08-30 Nellcor Puritan Bennett Llc Regional Saturation Using Photoacoustic Technique
JP2013244285A (en) * 2012-05-28 2013-12-09 Bifristec Kk Specimen information processor

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JPH06317566A (en) Method and apparatus for optoacoustic analysis as well as blood component measuring apparatus utilizing them
JP3594534B2 (en) Equipment for detecting substances
JP4104456B2 (en) Photoacoustic investigation and imaging system
US5146091A (en) Body fluid constituent measurement utilizing an interference pattern
JP3875798B2 (en) Method of operating a bloodless measuring device for blood component concentration and bloodless measuring device
US5348002A (en) Method and apparatus for material analysis
US7541602B2 (en) System and method for noninvasively monitoring conditions of a subject
AU2008325237B2 (en) Optical sensor for determining the concentration of an analyte
US5348003A (en) Method and apparatus for chemical analysis
US5713352A (en) Method for investigating a scattering medium with intensity-modulated light
IL111525A (en) Method for analyzing glucose in a biological matrix
WO2006067697A2 (en) Method and apparatus for detecting abnormality in tooth structure
CN106456129B (en) Method for non-invasive optical measurement of flowing blood properties
WO2005111634A2 (en) High-precision measuring method and apparatus particularly useful for non-invasively monitoring glucose levels
JP4444227B2 (en) Component concentration measuring apparatus and component concentration measuring method
JP4477568B2 (en) Component concentration measuring apparatus and component concentration measuring apparatus control method
JPH09133654A (en) Photo-acoustic analyzer
JP2006326224A (en) Apparatus and method for measuring bio-component concentration
JPH10189A (en) Multiple wavelength simultaneous non-invasive biochemical measuring device
JP2000023947A (en) Biological light measuring method
JP2000088743A (en) Light-measuring device
JP3844629B2 (en) Blood vessel imaging device
JPH08289882A (en) Instrument for measuring non-invasive blood component
JP5345439B2 (en) Component concentration analyzer and component concentration analysis method
JP2008125543A (en) Constituent concentration measuring apparatus