JPH11128209A - 血中成分濃度の無血測定方法及び装置 - Google Patents
血中成分濃度の無血測定方法及び装置Info
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- JPH11128209A JPH11128209A JP10247633A JP24763398A JPH11128209A JP H11128209 A JPH11128209 A JP H11128209A JP 10247633 A JP10247633 A JP 10247633A JP 24763398 A JP24763398 A JP 24763398A JP H11128209 A JPH11128209 A JP H11128209A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 血中成分濃度の無血測定方法及び装置の提供
を課題とするものである。 【解決手段】 光源として800 〜1850nmの近赤外線領域
の特定光を発光する多色光源を用いる。前記光は患部で
逆散乱されるか、あるいは患部を透過する。血液の含有
された組織及び血管で逆散乱された光は血中成分の濃度
に関する情報を有している。皮膚表面における表面反射
を回避するとともに、逆散乱背景の変化に係わった影響
を最小化するために光が適宜受光される。血中成分の濃
度は提案されたアルゴリズムにより選択された波長に基
づいて分光学的な分析により計算される。マイクロプロ
セッサーがマイクロプロセッサーのメモリに記憶された
測定曲線を参考して所定割合を計算した後に血中成分の
濃度を決め、該濃度値をディスプレーに表示する。本発
明に係る血中成分濃度の無血測定方法及び装置は、臨床
目的や家庭内のテスト用として利用できる。
を課題とするものである。 【解決手段】 光源として800 〜1850nmの近赤外線領域
の特定光を発光する多色光源を用いる。前記光は患部で
逆散乱されるか、あるいは患部を透過する。血液の含有
された組織及び血管で逆散乱された光は血中成分の濃度
に関する情報を有している。皮膚表面における表面反射
を回避するとともに、逆散乱背景の変化に係わった影響
を最小化するために光が適宜受光される。血中成分の濃
度は提案されたアルゴリズムにより選択された波長に基
づいて分光学的な分析により計算される。マイクロプロ
セッサーがマイクロプロセッサーのメモリに記憶された
測定曲線を参考して所定割合を計算した後に血中成分の
濃度を決め、該濃度値をディスプレーに表示する。本発
明に係る血中成分濃度の無血測定方法及び装置は、臨床
目的や家庭内のテスト用として利用できる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は血中成分濃度の測定
方法及び装置に係り、特に近赤外線の分光学に基づいて
グルコース、コレステロール、アルブミン、ヘモグロビ
ン及びビリルビンなど血中成分の濃度及びアルコールや
薬物など血中の分析サンプルの濃度を測定するための血
中成分濃度の無血測定方法及び装置に関する。
方法及び装置に係り、特に近赤外線の分光学に基づいて
グルコース、コレステロール、アルブミン、ヘモグロビ
ン及びビリルビンなど血中成分の濃度及びアルコールや
薬物など血中の分析サンプルの濃度を測定するための血
中成分濃度の無血測定方法及び装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】患者の血中成分の濃度を即座に分析する
ための既存の装置が知られている。この種の装置は指を
刺して採取した少量の血液サンプルを利用するものであ
って、化学処理の済んだキャリアにこのサンプルを載置
した後、携帯可能な装置に挿入して血中成分の濃度を測
定している。このように指を刺して採血することにより
血中成分の濃度を測定する方法は苦痛であり、特にそれ
が頻繁な場合には問題化する恐れがある。その上、かか
る装置はあまり高価でないとはいえ、使い捨て用品（実
験棒、ランセット等）の値段及び公然たる出血に係わる
健康上の危険が伴うといった問題がある。さらに、血液
サンプルを化学処理済みのキャリアに装備する時間と前
記キャリアを器具に挿入する時間との差は重要であり、
これは血中成分の濃度測定にあたって不正確性の原因と
なる。そこで、数百万に登る糖尿患者に対する血糖濃度
の無血測定装置に対する要求が全世界に亘って広範に起
こっている。その大部分が一日に何回も血糖テストを受
け、的確なインシュリンの調節及びダイエットをすべき
人々である。また、非侵襲的な測定ビリルビンの測定は
新生児の黄疸を測定する上で有効であり、コレステロー
ルの測定は動脈硬化に苦しむ患者に有効である。
ための既存の装置が知られている。この種の装置は指を
刺して採取した少量の血液サンプルを利用するものであ
って、化学処理の済んだキャリアにこのサンプルを載置
した後、携帯可能な装置に挿入して血中成分の濃度を測
定している。このように指を刺して採血することにより
血中成分の濃度を測定する方法は苦痛であり、特にそれ
が頻繁な場合には問題化する恐れがある。その上、かか
る装置はあまり高価でないとはいえ、使い捨て用品（実
験棒、ランセット等）の値段及び公然たる出血に係わる
健康上の危険が伴うといった問題がある。さらに、血液
サンプルを化学処理済みのキャリアに装備する時間と前
記キャリアを器具に挿入する時間との差は重要であり、
これは血中成分の濃度測定にあたって不正確性の原因と
なる。そこで、数百万に登る糖尿患者に対する血糖濃度
の無血測定装置に対する要求が全世界に亘って広範に起
こっている。その大部分が一日に何回も血糖テストを受
け、的確なインシュリンの調節及びダイエットをすべき
人々である。また、非侵襲的な測定ビリルビンの測定は
新生児の黄疸を測定する上で有効であり、コレステロー
ルの測定は動脈硬化に苦しむ患者に有効である。
【０００３】また、非侵襲的に血中成分の濃度を測定す
るための種々の技法が試みられてきている。中でも、米
国特許4,901,728 号及び5,009,230 号は、葡萄糖の光学
的な活性度を用いて偏光されたビームが血管部位を通過
する際に偏光の回転角を測定する例を示している。測定
の精度は、940 〜1000nmの領域におけるグルコ−スの吸
収が少ないことと、また、人体中の光活性を有するその
他の成分（例えば、アミノ酸等）が存在するために、低
くなる。他の技術としては、偏光による目の体液にある
グルコースをモニターリングするための無血式センサー
システム（マーチ米国特許3,958,560 号）を利用するも
のであって、ラマン分光法（タール等、米国特許5,243,
983 号）などが挙げられる。しかし、この技術は患者の
目に装着しなければならないので、患者に相当な不便を
かける。そこで、一層的確で侵害の少ないシステムが望
まれる。
るための種々の技法が試みられてきている。中でも、米
国特許4,901,728 号及び5,009,230 号は、葡萄糖の光学
的な活性度を用いて偏光されたビームが血管部位を通過
する際に偏光の回転角を測定する例を示している。測定
の精度は、940 〜1000nmの領域におけるグルコ−スの吸
収が少ないことと、また、人体中の光活性を有するその
他の成分（例えば、アミノ酸等）が存在するために、低
くなる。他の技術としては、偏光による目の体液にある
グルコースをモニターリングするための無血式センサー
システム（マーチ米国特許3,958,560 号）を利用するも
のであって、ラマン分光法（タール等、米国特許5,243,
983 号）などが挙げられる。しかし、この技術は患者の
目に装着しなければならないので、患者に相当な不便を
かける。そこで、一層的確で侵害の少ないシステムが望
まれる。
【０００４】他の分光学的接近は近赤外線吸収あるいは
反射分光性に基づいたものである。上記した幾つかの引
用技術は吸収または反射の分光学を用い人体の血糖濃度
を測定するものである。基本的な原理は、幾つかの波長
の光を血液を含有する組織に送った後、組織を介して反
射されたり透過された光の強度を測定することである。
光の強度値より血糖濃度を計算するためによく開発され
た数学的アルゴリズムを利用しても良い。皮膚組織の光
伝達がスペクトルの近赤外線領域の波長で比較的に優れ
ていることから、スペクトルの近赤外線領域は無血血中
成分濃度の測定に適している。この方式の重要な欠点
は、組織内のその他の成分の光吸収帯がグルコースの吸
収帯と重なっているということと、この領域で著しい吸
収を示す水と比較して、組織内のグルコ−ス濃度が低い
こと、及び極めて不均一な組織構造及びこれに相応する
組織内のグルコースの分布及び組織の光散乱性が光吸収
の定量的な測定に及ぼす影響などである。したがって、
最適の測定スペクトルの領域及び波長を選択することが
血糖濃度の測定への正確度のために大切である。
反射分光性に基づいたものである。上記した幾つかの引
用技術は吸収または反射の分光学を用い人体の血糖濃度
を測定するものである。基本的な原理は、幾つかの波長
の光を血液を含有する組織に送った後、組織を介して反
射されたり透過された光の強度を測定することである。
光の強度値より血糖濃度を計算するためによく開発され
た数学的アルゴリズムを利用しても良い。皮膚組織の光
伝達がスペクトルの近赤外線領域の波長で比較的に優れ
ていることから、スペクトルの近赤外線領域は無血血中
成分濃度の測定に適している。この方式の重要な欠点
は、組織内のその他の成分の光吸収帯がグルコースの吸
収帯と重なっているということと、この領域で著しい吸
収を示す水と比較して、組織内のグルコ−ス濃度が低い
こと、及び極めて不均一な組織構造及びこれに相応する
組織内のグルコースの分布及び組織の光散乱性が光吸収
の定量的な測定に及ぼす影響などである。したがって、
最適の測定スペクトルの領域及び波長を選択することが
血糖濃度の測定への正確度のために大切である。
【０００５】800 〜1850nmのスペクトル領域が血糖濃度
の定量的な測定を行う上で適している。というのは、こ
の領域で水の吸収線1450nmが蛋白質、脂肪、ヘモグロビ
ン、オキシ- ヘモグロビン等他の成分の吸収線とあまり
重複されないとともに、1600nm近傍の領域で別途のグル
コース吸収線を選択し得るからである。この領域におけ
る成分の吸収度は例えば、米国特許5,028,787 に利用さ
れた600 〜1100nm領域よりも大であり、結果として一層
簡単な濃度計算アルゴリズムを用い、要求されるグルコ
ース測定の正確度を提供することができる。一方、波長
選択及び該当する計算アルゴリズムにおいて、血中成分
の濃度によって反射度があまり影響されないように基準
波長が選定され、信号波長は反射度が測定しようとする
血中成分の濃度によって変わる赤外線波長が選択され
た。これらの相応する電気信号の割合はこの領域で吸収
する血液及び組織成分を考慮した血糖濃度の正確な測定
には十分でない。血液のその他の成分（グルコース以外
の成分）の濃度が変わるにつれて、血糖濃度の測定のた
めに選択された波長において反射度が変わりうるという
ことを念頭に置く必要がある。
の定量的な測定を行う上で適している。というのは、こ
の領域で水の吸収線1450nmが蛋白質、脂肪、ヘモグロビ
ン、オキシ- ヘモグロビン等他の成分の吸収線とあまり
重複されないとともに、1600nm近傍の領域で別途のグル
コース吸収線を選択し得るからである。この領域におけ
る成分の吸収度は例えば、米国特許5,028,787 に利用さ
れた600 〜1100nm領域よりも大であり、結果として一層
簡単な濃度計算アルゴリズムを用い、要求されるグルコ
ース測定の正確度を提供することができる。一方、波長
選択及び該当する計算アルゴリズムにおいて、血中成分
の濃度によって反射度があまり影響されないように基準
波長が選定され、信号波長は反射度が測定しようとする
血中成分の濃度によって変わる赤外線波長が選択され
た。これらの相応する電気信号の割合はこの領域で吸収
する血液及び組織成分を考慮した血糖濃度の正確な測定
には十分でない。血液のその他の成分（グルコース以外
の成分）の濃度が変わるにつれて、血糖濃度の測定のた
めに選択された波長において反射度が変わりうるという
ことを念頭に置く必要がある。
【０００６】ブレーグ（米国特許5,313,941 ）以外に血
糖判定のために、パルス化した近赤外線光源の利点を強
調した人はなかった。しかし、ブレーグ2 〜20μm 領域
で放射された赤外線光の広域パルスを用い、患者の心臓
周期の収縮及び弛緩と同期化した。これとともに、例え
ばキセノン（Xe）フラッシュランプなどパルス化した多
色光源の明らかな利点を指摘することが可能である。フ
ラッシュランプ光源は発光ダイオードよりも高いピーク
出力を有し、既存のレーザーダイオードと比較してパル
ス化したフラッシュランプの重要な長所は連続的なスペ
クトルであり、その結果、必要ないかなる波長でも選択
することが可能であり、レーザーダイオードほど高くも
ない。また、パルス化したフラッシュランプは石英- ハ
ロゲンまたはタングステン- ハロゲン電球などのように
多色光源よりもかなり小さい。これはパルス化したフラ
ッシュランプを基にして小型の個人用モニターを開発し
得るということを意味する。この種の装置は2 つの波長
アルゴリズムを用いビリルビン濃度を測定する山西（米
国特許4,267,844 ）に開示されている（一つの波長はビ
リルビンの吸収に対応する信号として選択され、他の波
長は背景吸収に対応する基準信号として選択される）。
また、無血コレステロール測定装置が米国特許5,246,00
4 号に開示されている。この装置で近赤外線スペクトル
から選択された複数波長の光が血液に照射され、信号と
背景基準信号との割合を使用する前記アルゴリズムが使
用される。
糖判定のために、パルス化した近赤外線光源の利点を強
調した人はなかった。しかし、ブレーグ2 〜20μm 領域
で放射された赤外線光の広域パルスを用い、患者の心臓
周期の収縮及び弛緩と同期化した。これとともに、例え
ばキセノン（Xe）フラッシュランプなどパルス化した多
色光源の明らかな利点を指摘することが可能である。フ
ラッシュランプ光源は発光ダイオードよりも高いピーク
出力を有し、既存のレーザーダイオードと比較してパル
ス化したフラッシュランプの重要な長所は連続的なスペ
クトルであり、その結果、必要ないかなる波長でも選択
することが可能であり、レーザーダイオードほど高くも
ない。また、パルス化したフラッシュランプは石英- ハ
ロゲンまたはタングステン- ハロゲン電球などのように
多色光源よりもかなり小さい。これはパルス化したフラ
ッシュランプを基にして小型の個人用モニターを開発し
得るということを意味する。この種の装置は2 つの波長
アルゴリズムを用いビリルビン濃度を測定する山西（米
国特許4,267,844 ）に開示されている（一つの波長はビ
リルビンの吸収に対応する信号として選択され、他の波
長は背景吸収に対応する基準信号として選択される）。
また、無血コレステロール測定装置が米国特許5,246,00
4 号に開示されている。この装置で近赤外線スペクトル
から選択された複数波長の光が血液に照射され、信号と
背景基準信号との割合を使用する前記アルゴリズムが使
用される。
【０００７】近赤外線反射度分光学の生医学的な適用に
あたって重要な欠点の一つは、前述のように、スペクト
ル基準線の変化にある。例えば、皮膚上のグルコースを
モニターリングするために主眼点を置いている最近の研
究で、スペクトルの基準線変化はグルコース吸水性に係
わったスペクトル特性を圧倒すると知られた。生体組織
の散乱係数は多くの制御できない因子に依存し、これは
細胞組織間の水の濃度、組織繊維の密度及び細胞組織の
形態並びに寸法などを含む。近赤外線反射度分光学より
再生可能な吸収データを得るためには、散乱背景におけ
る変化の影響を最小化しなければならない。したがっ
て、信頼ある正確な結果を提供する無血式血中成分濃度
の測定のための方法及び装置に対する要求が多い。
あたって重要な欠点の一つは、前述のように、スペクト
ル基準線の変化にある。例えば、皮膚上のグルコースを
モニターリングするために主眼点を置いている最近の研
究で、スペクトルの基準線変化はグルコース吸水性に係
わったスペクトル特性を圧倒すると知られた。生体組織
の散乱係数は多くの制御できない因子に依存し、これは
細胞組織間の水の濃度、組織繊維の密度及び細胞組織の
形態並びに寸法などを含む。近赤外線反射度分光学より
再生可能な吸収データを得るためには、散乱背景におけ
る変化の影響を最小化しなければならない。したがっ
て、信頼ある正確な結果を提供する無血式血中成分濃度
の測定のための方法及び装置に対する要求が多い。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】本発明が果たそうとす
る技術的課題は、血中成分濃度の無血測定のための便利
で、信頼性のある正確な血中成分濃度の無血測定方法を
提供することである。
る技術的課題は、血中成分濃度の無血測定のための便利
で、信頼性のある正確な血中成分濃度の無血測定方法を
提供することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】前記課題を成し遂げるた
めに本発明に係る血中成分濃度の無血測定方法は、（a
）光源、マイクロプロセッサー、複数の光検出器、複
数の前置増幅器、複数のアナログ／デジタル変換器及び
ディスプレーへ電源を供給する段階と、（b ）前記光源
を用い、スペクトル領域800 〜1850nmの近赤外線を発光
する段階と、（c）前記近赤外線を反射器及び集光レン
ズを用い集束した後に、被検対象の皮膚に照射する段階
と、（d ）血液含有組織及び血管において逆散乱した
り、前記血液含有組織及び血管を透過する血中成分の濃
度に関する情報を含んでいる近赤外線を複数の指向部を
用い受光した後に、複数のスペクトル選択部に誘導する
段階と、（e ）前記複数のスペクトル選択部において前
記近赤外線から3 本以上の波長の光を選択して出力する
段階と、（f ）前記スペクトル選択部から出力される3
本以上の波長の光を前記複数の光検出器を用いそれぞれ
アナログ電気信号に変換する段階と、（g ）前記アナロ
グ電気信号を前記複数の前置増幅器を用いそれぞれ増幅
する段階と、（h ）前記増幅されたアナログ電気信号を
前記複数のアナログ／デジタル変換器を用いそれぞれデ
ジタル信号に変換した後、前記マイクロプロセッサーに
伝送する段階と、数４式、ｎ＝３のとき、Ｄ＝（log1/T
1 −log1/T 2 ）/ （log1/T2-log1/T3 ）、ｎ＝４のと
き、Ｄ＝（log1/T1 −log1/T2 ）/ （log1/T2 ＋log1/T
3 −2log1/T4）、で表現される比率Ｄを計算した後に、
これをメモリに記憶された測定曲線と比較し、血中成分
の濃度を計算する段階と、（j）前記マイクロプロセッ
サーにおいて計算された前記血中成分の濃度をディスプ
レーに表示する段階とを有し、上記でｉ=1、2 、3
、．．．、nとし 、そしてＪ i 、Ｊi0をそれぞれ第ｉ
の波長に対応する逆散乱光または透過光及び入射光の強
度とするとき、Ｔi = Ｊi ／Ｊi0であることを特徴とす
る。
めに本発明に係る血中成分濃度の無血測定方法は、（a
）光源、マイクロプロセッサー、複数の光検出器、複
数の前置増幅器、複数のアナログ／デジタル変換器及び
ディスプレーへ電源を供給する段階と、（b ）前記光源
を用い、スペクトル領域800 〜1850nmの近赤外線を発光
する段階と、（c）前記近赤外線を反射器及び集光レン
ズを用い集束した後に、被検対象の皮膚に照射する段階
と、（d ）血液含有組織及び血管において逆散乱した
り、前記血液含有組織及び血管を透過する血中成分の濃
度に関する情報を含んでいる近赤外線を複数の指向部を
用い受光した後に、複数のスペクトル選択部に誘導する
段階と、（e ）前記複数のスペクトル選択部において前
記近赤外線から3 本以上の波長の光を選択して出力する
段階と、（f ）前記スペクトル選択部から出力される3
本以上の波長の光を前記複数の光検出器を用いそれぞれ
アナログ電気信号に変換する段階と、（g ）前記アナロ
グ電気信号を前記複数の前置増幅器を用いそれぞれ増幅
する段階と、（h ）前記増幅されたアナログ電気信号を
前記複数のアナログ／デジタル変換器を用いそれぞれデ
ジタル信号に変換した後、前記マイクロプロセッサーに
伝送する段階と、数４式、ｎ＝３のとき、Ｄ＝（log1/T
1 −log1/T 2 ）/ （log1/T2-log1/T3 ）、ｎ＝４のと
き、Ｄ＝（log1/T1 −log1/T2 ）/ （log1/T2 ＋log1/T
3 −2log1/T4）、で表現される比率Ｄを計算した後に、
これをメモリに記憶された測定曲線と比較し、血中成分
の濃度を計算する段階と、（j）前記マイクロプロセッ
サーにおいて計算された前記血中成分の濃度をディスプ
レーに表示する段階とを有し、上記でｉ=1、2 、3
、．．．、nとし 、そしてＪ i 、Ｊi0をそれぞれ第ｉ
の波長に対応する逆散乱光または透過光及び入射光の強
度とするとき、Ｔi = Ｊi ／Ｊi0であることを特徴とす
る。
【００１０】
【数４】
【００１１】前記段階（b ）において、800 〜1850nmの
領域にある前記近赤外線が皮膚を介して前記血液含有組
織及び血管に所定時間のパルス期間中に同時に照射され
ることが好ましい。また前記段階（d ）において、前記
複数の指向部は皮膚表面における直接反射が回避できる
とともに、逆散乱背景変化の影響を最小化するよう適宜
な方向及び間隔を取っていることが好ましい。さらに前
記段階（e ）においてＡic、ｉ=1、2 、．．．、n をそ
れぞれ第1 の波長、第2 の波長、．．．、第n の波長の
光の測定血中成分に対する吸収度とし、Ａij、ｉ=1、2
、．．．、n をそれぞれ第1 の波長、第2 の波
長、．．．、第n の波長の光の前記測定血中成分を除い
た他の成分に対する吸収度とするとき、Ａ2c、．．．、
ＡncはＡ1cに比べ無視できる程度であり、前記測定血中
成分を除いた他の成分に対しては関係式である数５にお
いて、ｎ＝３のとき、Ａ1j−Ａ2j≒Ａ2j−Ａ3j、ｎ＝４
のとき、Ａ1j−Ａ2j≒Ａ2j＋Ａ3j−2 Ａ4jを満足するn
本の波長の光を選択して出力することが好ましい。
領域にある前記近赤外線が皮膚を介して前記血液含有組
織及び血管に所定時間のパルス期間中に同時に照射され
ることが好ましい。また前記段階（d ）において、前記
複数の指向部は皮膚表面における直接反射が回避できる
とともに、逆散乱背景変化の影響を最小化するよう適宜
な方向及び間隔を取っていることが好ましい。さらに前
記段階（e ）においてＡic、ｉ=1、2 、．．．、n をそ
れぞれ第1 の波長、第2 の波長、．．．、第n の波長の
光の測定血中成分に対する吸収度とし、Ａij、ｉ=1、2
、．．．、n をそれぞれ第1 の波長、第2 の波
長、．．．、第n の波長の光の前記測定血中成分を除い
た他の成分に対する吸収度とするとき、Ａ2c、．．．、
ＡncはＡ1cに比べ無視できる程度であり、前記測定血中
成分を除いた他の成分に対しては関係式である数５にお
いて、ｎ＝３のとき、Ａ1j−Ａ2j≒Ａ2j−Ａ3j、ｎ＝４
のとき、Ａ1j−Ａ2j≒Ａ2j＋Ａ3j−2 Ａ4jを満足するn
本の波長の光を選択して出力することが好ましい。
【００１２】
【数５】
【００１３】前記課題を成し遂げるために本発明による
血中成分濃度の無血測定装置は、スペクトル領域800 〜
1850nmの光を発光する近赤外線光源と、前記近赤外線光
源で生じた近赤外線を反射させるための反射器と、前記
近赤外線を採集及び集束し、被検対象の皮膚に照射する
ための集光部と、血液含有組織及び血管において逆散乱
したり、前記血液含有組織及び血管を透過する血中成分
の濃度に関する情報を有している近赤外線を受光して進
行方向を変更させるための複数の指向部と、血中成分の
濃度に関する情報を有している前記近赤外線から3 本以
上の波長の光を選択して出力するための複数のスペクト
ル選択部と、前記複数のスペクトル選択部において選択
され出力された各光信号を受信し、アナログ電気信号に
変換するための複数の光検出器と、前記複数の光検出器
から出力される各アナログ電気信号を増幅するための複
数の前置増幅器と、前記増幅されたアナログ電気信号を
それぞれデジタル信号に変換させるための複数のアナロ
グ／デジタル変換器と、数６式、ｎ＝３のとき、Ｄ＝
（log1/T1 −log1/T2 ）/ （log1/T2-log1/T3 ）、ｎ＝
４のとき、Ｄ＝（log1/T1 −log1/T2 ）/ （log1/T2 ＋
log1/T3 −2log1/T4）で表現される比率Ｄを計算し、こ
れをメモリに保存された測定曲線と比較して血中成分の
濃度を計算するためのマイクロプロセッサーと、前記マ
イクロプロセッサーにおいて計算された前記血中成分の
濃度を表示するためのディスプレーと、前記光源、前記
マイクロプロセッサー、前記複数の光検出器、前記複数
の前置増幅器、前記複数のアナログ／デジタル変換器及
び前記ディスプレーに電源を供給するための電源供給部
とを有し、上記でｉ=1、2 、3 、．．．、n とし、そし
てＪi 、Ｊi0をそれぞれ第ｉの波長に対応する逆散乱光
または透過光及び入射光の強度とするとき、Ｔi = Ｊi
／Ｊi0であることを特徴とする。
血中成分濃度の無血測定装置は、スペクトル領域800 〜
1850nmの光を発光する近赤外線光源と、前記近赤外線光
源で生じた近赤外線を反射させるための反射器と、前記
近赤外線を採集及び集束し、被検対象の皮膚に照射する
ための集光部と、血液含有組織及び血管において逆散乱
したり、前記血液含有組織及び血管を透過する血中成分
の濃度に関する情報を有している近赤外線を受光して進
行方向を変更させるための複数の指向部と、血中成分の
濃度に関する情報を有している前記近赤外線から3 本以
上の波長の光を選択して出力するための複数のスペクト
ル選択部と、前記複数のスペクトル選択部において選択
され出力された各光信号を受信し、アナログ電気信号に
変換するための複数の光検出器と、前記複数の光検出器
から出力される各アナログ電気信号を増幅するための複
数の前置増幅器と、前記増幅されたアナログ電気信号を
それぞれデジタル信号に変換させるための複数のアナロ
グ／デジタル変換器と、数６式、ｎ＝３のとき、Ｄ＝
（log1/T1 −log1/T2 ）/ （log1/T2-log1/T3 ）、ｎ＝
４のとき、Ｄ＝（log1/T1 −log1/T2 ）/ （log1/T2 ＋
log1/T3 −2log1/T4）で表現される比率Ｄを計算し、こ
れをメモリに保存された測定曲線と比較して血中成分の
濃度を計算するためのマイクロプロセッサーと、前記マ
イクロプロセッサーにおいて計算された前記血中成分の
濃度を表示するためのディスプレーと、前記光源、前記
マイクロプロセッサー、前記複数の光検出器、前記複数
の前置増幅器、前記複数のアナログ／デジタル変換器及
び前記ディスプレーに電源を供給するための電源供給部
とを有し、上記でｉ=1、2 、3 、．．．、n とし、そし
てＪi 、Ｊi0をそれぞれ第ｉの波長に対応する逆散乱光
または透過光及び入射光の強度とするとき、Ｔi = Ｊi
／Ｊi0であることを特徴とする。
【００１４】
【数６】
【００１５】前記近赤外線光源は皮膚を介して前記血液
含有組織及び血管に所定時間のパルス期間中に前記近赤
外線を同時に照射することのできるフラッシュランプで
あることが好ましい。さらに前記近赤外線光源は、発光
ダイオードまたはレーザーダイオードであることが好ま
しい。さらに前記複数の指向部は、皮膚における表面反
射を回避するとともに、逆散乱背景の変化の影響を最小
化するために適宜な方向と間隔をおいた複数の直覚プリ
ズムを備えることが好ましい。さらに前記複数の指向部
は、複数の光繊維束を備えることが好ましい。さらに前
記複数の指向部及び前記複数のスペクトル選択部は、複
数の分散プリズムを備えることが好ましい。
含有組織及び血管に所定時間のパルス期間中に前記近赤
外線を同時に照射することのできるフラッシュランプで
あることが好ましい。さらに前記近赤外線光源は、発光
ダイオードまたはレーザーダイオードであることが好ま
しい。さらに前記複数の指向部は、皮膚における表面反
射を回避するとともに、逆散乱背景の変化の影響を最小
化するために適宜な方向と間隔をおいた複数の直覚プリ
ズムを備えることが好ましい。さらに前記複数の指向部
は、複数の光繊維束を備えることが好ましい。さらに前
記複数の指向部及び前記複数のスペクトル選択部は、複
数の分散プリズムを備えることが好ましい。
【００１６】
【発明の実施の形態】以下、添付の図面に基づき本発明
の実施例による血中成分濃度の無血測定方法及び装置に
ついて説明する。本実施例では3 本の波長の光を用いグ
ルコースの濃度を測定する方法について説明する。本実
施例は、特に近赤外線領域にある光の広域スペクトルを
発光するパルス化した多色光源を被検査対象に照射し、
非侵襲的に血糖成分の濃度値を定量化する方法及び装置
に関する。
の実施例による血中成分濃度の無血測定方法及び装置に
ついて説明する。本実施例では3 本の波長の光を用いグ
ルコースの濃度を測定する方法について説明する。本実
施例は、特に近赤外線領域にある光の広域スペクトルを
発光するパルス化した多色光源を被検査対象に照射し、
非侵襲的に血糖成分の濃度値を定量化する方法及び装置
に関する。
【００１７】被検査対象の組織に照射された光は、組織
を通過して特にグルコース分子が相互作用する血管に浸
透する。ごく僅かな分子量でもグルコース分子は浸透さ
れ分散できるので、グルコースが血液に集中しているば
かりか、周辺の血管組織にもあるという点に気をつける
べきである。もちろん前記組織におけるグルコースの濃
度は血液内のグルコースの濃度に比例する。このような
理由で血管領域における装置の通過チャンネルを限定す
る必要はない。血液及び血液を含有した組織により逆散
乱された光はグルコース分子の特徴的な吸収により減少
され、血糖濃度に関する情報を有する。本発明では近赤
外線領域において吸水性を有する血液及び血液含有組織
の成分が多いという点を考慮して、多重波長の正規化比
率アルゴリズムを提案する。この中で重要なものとして
は水、ヘモグロビン、アルブミン、コレステロール、皮
膚、脂肪、筋肉、グルコースなどがある。これら成分に
対する近赤外線領域の光に対する吸収度スペクトルが図
1 に示してある。この場合、光の全体吸収度Ａは選択さ
れた波長に対する成分の吸収度の総和、すなわち、数
７、ここでi は該当波長のインデックス、j は血中成分
（水、ヘモグロビン、アルブミン、コレステロール、皮
膚、脂肪、グルコース）のインデックスを表す。
を通過して特にグルコース分子が相互作用する血管に浸
透する。ごく僅かな分子量でもグルコース分子は浸透さ
れ分散できるので、グルコースが血液に集中しているば
かりか、周辺の血管組織にもあるという点に気をつける
べきである。もちろん前記組織におけるグルコースの濃
度は血液内のグルコースの濃度に比例する。このような
理由で血管領域における装置の通過チャンネルを限定す
る必要はない。血液及び血液を含有した組織により逆散
乱された光はグルコース分子の特徴的な吸収により減少
され、血糖濃度に関する情報を有する。本発明では近赤
外線領域において吸水性を有する血液及び血液含有組織
の成分が多いという点を考慮して、多重波長の正規化比
率アルゴリズムを提案する。この中で重要なものとして
は水、ヘモグロビン、アルブミン、コレステロール、皮
膚、脂肪、筋肉、グルコースなどがある。これら成分に
対する近赤外線領域の光に対する吸収度スペクトルが図
1 に示してある。この場合、光の全体吸収度Ａは選択さ
れた波長に対する成分の吸収度の総和、すなわち、数
７、ここでi は該当波長のインデックス、j は血中成分
（水、ヘモグロビン、アルブミン、コレステロール、皮
膚、脂肪、グルコース）のインデックスを表す。
【００１８】
【数７】
【００１９】一番単純な例は透過の場合であるが、主な
原理は反射の場合にも有効である。n 個の波長に対し比
率Ｄを次に示す数８のように誘導できる。
原理は反射の場合にも有効である。n 個の波長に対し比
率Ｄを次に示す数８のように誘導できる。
【００２０】
【数８】
【００２１】n が3 の場合比率Ｄは数９の通りである。
【００２２】
【数９】
【００２３】n が4 の場合比率Ｄは数式１０の通りであ
る。
る。
【００２４】
【数１０】
【００２５】ここで、l を血液含有組織及び血管におけ
る光経路長さとし、Ａijを波長i に対する成分j の吸収
度とするとき、数１１の通りである。
る光経路長さとし、Ａijを波長i に対する成分j の吸収
度とするとき、数１１の通りである。
【００２６】
【数１１】
【００２７】前数式８ないし１０は最小個に選択された
波長を提供するとともに、他の主要血中成分の濃度変化
の影響によるＤ値の変化の重大な補償を提供する。3 本
の波長を選択することは最小個の受信チャンネルの観点
から見るとき妥当であり、波長選択の要件として、 a ）Ａ1g、Ａ2g、Ａ3gでＡ1gが最大であり、Ａ2g、Ａ3g
はＡ1gに比べ無視できる程度であり、 b ）グルコースを除いたその他成分に対してはＤ値に対
する主な血中成分（水）の影響を最小化するように関係
式Ａ1j- Ａ2j≒Ａ2j- Ａ3jを満足すべきである。
波長を提供するとともに、他の主要血中成分の濃度変化
の影響によるＤ値の変化の重大な補償を提供する。3 本
の波長を選択することは最小個の受信チャンネルの観点
から見るとき妥当であり、波長選択の要件として、 a ）Ａ1g、Ａ2g、Ａ3gでＡ1gが最大であり、Ａ2g、Ａ3g
はＡ1gに比べ無視できる程度であり、 b ）グルコースを除いたその他成分に対してはＤ値に対
する主な血中成分（水）の影響を最小化するように関係
式Ａ1j- Ａ2j≒Ａ2j- Ａ3jを満足すべきである。
【００２８】そして4 本の波長を選択することはＤ値に
対する他の主要血中成分の濃度に変化があった時、この
ような変化の影響に対し、さらに重大な補償を提供す
る。波長選択の要件として、 a ）Ａ1g、Ａ2g、Ａ3g、Ａ4gでＡ1gが最大であり、
Ａ2g、Ａ3g、Ａ4gはＡ1gに比べ無視できる程度であり、 b ）グルコースを除いたその他の成分に対してはＤ値に
対する主な血中成分（水、ヘモグロビン）の影響を最小
化するように関係式Ａ1j- Ａ2j≒Ａ2j+ Ａ3j-2Ａ4jを満
足すべきである。n 本の波長を選択する場合、波長選択
の要件として、 a ）Ａ1g、Ａ2g、Ａ3g、．．．、ＡngでＡ1gが最大であ
り、Ａ2g、Ａ3g、．．．、ＡngはＡ1gに比べ無視できる
程度であり、 b ）グルコースを除いたその他の成分に対してはＤ値に
対する主な血中成分（水、ヘモグロビン）の影響を最小
化するように数１２を満足すべきである。
対する他の主要血中成分の濃度に変化があった時、この
ような変化の影響に対し、さらに重大な補償を提供す
る。波長選択の要件として、 a ）Ａ1g、Ａ2g、Ａ3g、Ａ4gでＡ1gが最大であり、
Ａ2g、Ａ3g、Ａ4gはＡ1gに比べ無視できる程度であり、 b ）グルコースを除いたその他の成分に対してはＤ値に
対する主な血中成分（水、ヘモグロビン）の影響を最小
化するように関係式Ａ1j- Ａ2j≒Ａ2j+ Ａ3j-2Ａ4jを満
足すべきである。n 本の波長を選択する場合、波長選択
の要件として、 a ）Ａ1g、Ａ2g、Ａ3g、．．．、ＡngでＡ1gが最大であ
り、Ａ2g、Ａ3g、．．．、ＡngはＡ1gに比べ無視できる
程度であり、 b ）グルコースを除いたその他の成分に対してはＤ値に
対する主な血中成分（水、ヘモグロビン）の影響を最小
化するように数１２を満足すべきである。
【００２９】
【数１２】
【００３０】この条件を考慮するとき、グルコース濃度
（Ｃg ）を数式１３のように表すことができる。
（Ｃg ）を数式１３のように表すことができる。
【００３１】
【数１３】
【００３２】ｎが3 の場合、数１４であり、n が4 の場
合、数１５である。
合、数１５である。
【００３３】
【数１４】
【００３４】
【数１５】
【００３５】前記でＫ0 及びＫ1 はそれぞれ切片値及び
線傾斜であって、これらは補正の過程により決定され
る。この場合、和は測定成分を含まない。さらに、実際
に前記a ）及びb ）の波長選択要件が同一の効率を以て
全成分に対し提供されるわけにはいかないから、時々各
成分に対応する最適セットの波長を同時に用い、他の血
液成分に対して3 本波長または4 本波長アルゴリズムを
適用するのが好ましい。
線傾斜であって、これらは補正の過程により決定され
る。この場合、和は測定成分を含まない。さらに、実際
に前記a ）及びb ）の波長選択要件が同一の効率を以て
全成分に対し提供されるわけにはいかないから、時々各
成分に対応する最適セットの波長を同時に用い、他の血
液成分に対して3 本波長または4 本波長アルゴリズムを
適用するのが好ましい。
【００３６】この場合、他の成分セット及び対応方程式
から得たデータを使用することができるので、干渉を補
償できるレベルは一層高まる。例えば、コレステロー
ル、アルブミン、ヘモグロビンに対して他の波長セット
を選択し、これら濃度を決定することは、数式１６のよ
うに新たな濃度データを次の対応グルコース波長セット
に基づいてグルコース濃度を決定する上で適用できる。
から得たデータを使用することができるので、干渉を補
償できるレベルは一層高まる。例えば、コレステロー
ル、アルブミン、ヘモグロビンに対して他の波長セット
を選択し、これら濃度を決定することは、数式１６のよ
うに新たな濃度データを次の対応グルコース波長セット
に基づいてグルコース濃度を決定する上で適用できる。
【００３７】
【数１６】
【００３８】ここで、Δｘj ＝ΔＣj ／Ｃj0であって、
計算過程で初期濃度Ｃj0とこれからの濃度変化ΔＣj と
の相対的な割合を表し、ｄj は各濃度変化に対する線傾
斜を表す。近赤外線領域で吸収度を有する全ての血液成
分の濃度を測定するために未知の変数である重要なΔｘ
j の数と同一な数の方程式（波長セット）を提供するこ
とが可能であるとともに、適宜選択された波長アルゴリ
ズムを用い幾つか成分が考慮対象から除かれるのが可能
である。
計算過程で初期濃度Ｃj0とこれからの濃度変化ΔＣj と
の相対的な割合を表し、ｄj は各濃度変化に対する線傾
斜を表す。近赤外線領域で吸収度を有する全ての血液成
分の濃度を測定するために未知の変数である重要なΔｘ
j の数と同一な数の方程式（波長セット）を提供するこ
とが可能であるとともに、適宜選択された波長アルゴリ
ズムを用い幾つか成分が考慮対象から除かれるのが可能
である。
【００３９】前記アルゴリズムに従い一例として、1625
nm、1364nm、1200nmなど3 本の近赤外線、および、1625
nm、1364nm、1200nm及び1300nmなど4 本の近赤外線がグ
ルコースの測定のために使用できる。さらに、数式１６
を用いた一例としてヘモグロビン濃度を測定するために
1164nm、1225nm及び1300nmの波長を有する近赤外線を使
用し、前記測定されたヘモグロビンの濃度を以て1718n
m、1364nm、1300nm、1164nmの波長を有する近赤外線及
び1739nm、1364nm、1300nm、1164nmの波長を有する近赤
外線をそれぞれ用いてコレステロール及びアルブミン濃
度を求め、最終に前記測定されたヘモグロビン、コレス
テロール及びアルブミンの濃度を以て1625nm、1364nm、
1225nm、1164nmの波長を有する近赤外線を用い血糖濃度
を測定できる。
nm、1364nm、1200nmなど3 本の近赤外線、および、1625
nm、1364nm、1200nm及び1300nmなど4 本の近赤外線がグ
ルコースの測定のために使用できる。さらに、数式１６
を用いた一例としてヘモグロビン濃度を測定するために
1164nm、1225nm及び1300nmの波長を有する近赤外線を使
用し、前記測定されたヘモグロビンの濃度を以て1718n
m、1364nm、1300nm、1164nmの波長を有する近赤外線及
び1739nm、1364nm、1300nm、1164nmの波長を有する近赤
外線をそれぞれ用いてコレステロール及びアルブミン濃
度を求め、最終に前記測定されたヘモグロビン、コレス
テロール及びアルブミンの濃度を以て1625nm、1364nm、
1225nm、1164nmの波長を有する近赤外線を用い血糖濃度
を測定できる。
【００４０】図2 は3 本の波長の光を用いグルコースの
濃度を測定する本発明の実施例による血中成分濃度の無
血測定装置の概略的なブロック図であり、図3 には、そ
の測定方法が示されている。図2 に示すように、本発明
の実施例による血中成分濃度の無血測定装置は、スペク
トル領域800 〜1850nmの光を発光する近赤外線光源1 、
近赤外線光源1 から発せられた近赤外線を反射せしめる
ための反射鏡2 、近赤外線を集めて集束し、被検対象の
皮膚に照射するための集光レンズ3 、血液含有組織及び
血管から逆散乱して出される血糖濃度情報を含んでいる
近赤外線光を受光して、進行方向を変えるための第1 な
いし第3 の指向部4.1 、4.2 、4.3 、血糖濃度に関する
情報を有している前記近赤外線光から3 本の波長の光を
選択して出力するための第1 ないし第3 のスペクトル選
択部5.1 、5.2 、5.3 、第1 ないし第3 のスペクトル選
択部5.1 、5.2 、5.3 から出力された各光信号を受信し
てアナログ電気信号に変換するための第1 ないし第3 の
光検出器6.1 、6.2 、6.3 、第1 ないし第3 の光検出器
6.1 、6.2 、6.3 から出力される各アナログ電気信号を
増幅するための第1 ないし第3 の前置増幅器7.1 、7.2
、7.3 、前記増幅されたアナログ電気信号をそれぞれ
デジタル信号に変換するための第1 ないし第3 のアナロ
グ／デジタル変換器8 ．1 、8.2 、8.3 、所定式で表現
された比率D を計算し、これをメモリ10に記憶された測
定曲線と比較して血糖濃度を計算するためのマイクロプ
ロセッサー9 、マイクロプロセッサー9 で計算された血
糖濃度を表示するためのディスプレー11及び近赤外線光
源1 、マイクロプロセッサー9 、第1 ないし第3 の光検
出器6.1 、6.2 、6.3 、第1 ないし第3 の前置増幅器7.
1 、7.2 、7.3 、第1 ないし第3 のアナログ／デジタル
変換器8.1 、8.2 、8.3 及びディスプレー11に電源を供
給するための電源供給部12を具備している。
濃度を測定する本発明の実施例による血中成分濃度の無
血測定装置の概略的なブロック図であり、図3 には、そ
の測定方法が示されている。図2 に示すように、本発明
の実施例による血中成分濃度の無血測定装置は、スペク
トル領域800 〜1850nmの光を発光する近赤外線光源1 、
近赤外線光源1 から発せられた近赤外線を反射せしめる
ための反射鏡2 、近赤外線を集めて集束し、被検対象の
皮膚に照射するための集光レンズ3 、血液含有組織及び
血管から逆散乱して出される血糖濃度情報を含んでいる
近赤外線光を受光して、進行方向を変えるための第1 な
いし第3 の指向部4.1 、4.2 、4.3 、血糖濃度に関する
情報を有している前記近赤外線光から3 本の波長の光を
選択して出力するための第1 ないし第3 のスペクトル選
択部5.1 、5.2 、5.3 、第1 ないし第3 のスペクトル選
択部5.1 、5.2 、5.3 から出力された各光信号を受信し
てアナログ電気信号に変換するための第1 ないし第3 の
光検出器6.1 、6.2 、6.3 、第1 ないし第3 の光検出器
6.1 、6.2 、6.3 から出力される各アナログ電気信号を
増幅するための第1 ないし第3 の前置増幅器7.1 、7.2
、7.3 、前記増幅されたアナログ電気信号をそれぞれ
デジタル信号に変換するための第1 ないし第3 のアナロ
グ／デジタル変換器8 ．1 、8.2 、8.3 、所定式で表現
された比率D を計算し、これをメモリ10に記憶された測
定曲線と比較して血糖濃度を計算するためのマイクロプ
ロセッサー9 、マイクロプロセッサー9 で計算された血
糖濃度を表示するためのディスプレー11及び近赤外線光
源1 、マイクロプロセッサー9 、第1 ないし第3 の光検
出器6.1 、6.2 、6.3 、第1 ないし第3 の前置増幅器7.
1 、7.2 、7.3 、第1 ないし第3 のアナログ／デジタル
変換器8.1 、8.2 、8.3 及びディスプレー11に電源を供
給するための電源供給部12を具備している。
【００４１】前記で近赤外線光源1 は多色光源であっ
て、近赤外線スペクトル上の光を含む広帯域の光を発光
しうる。電源は安定化した電源、例えば、DC電源または
バッテリにより提供されうる。電源供給部12は近赤外線
光源1 、マイクロプロセッサー9 、第1 ないし第3 の光
検出器6.1 、6.2 、6.3 、第1 ないし第3 の前置増幅器
7.1 、7.2 、7.3 、第1 ないし第3 のアナログ／デジタ
ル変換器8.1 、8.2、8.3 及びディスプレー11に電源を
供給するとともに、これらと電気的につながっている。
前記近赤外線光源1 は、１セットの特殊に選択され調律
されたレンズの反射鏡2 及び集光レンズ3 と光学的に連
結調節され、光ビームを効率良く集束させる。前記近赤
外線光源1 からの光は反射鏡2 で反射され集光レンズ3
に向う。集光レンズ3 は光ビームを被検査対象の皮膚表
面上に集束する。人体のある部分、例えば、指、手首、
耳も被検査対象として利用できる。血液含有組織で逆散
乱された光はそれぞれ第1 ないし第3 の指向部4.1 、4.
2 、4.3 により第1 ないし第3 のスペクトル選択部5.1
、5.2 、5.3 に送られ、皮膚表面で反射された光は第1
ないし第3 の指向部4.1 、4.2 、4.3 の位置及び方向
により第1 ないし第3 のスペクトル選択部5.1 、5.2 、
5.3 に向かわない。第1 ないし第3 の指向部4.1 、4.2
、4.3 としてはプリズム、光繊維束、分散プリズムな
どが利用されうる。第1ないし第3 の指向部4.1 、4.2
、4.3 及び焦点位置間の距離（d/2 、d は普通2-5mm
）は皮膚表面における直接反射を回避するために十分
であるとともに、逆散乱背景変化の最小化のために適切
に設定されるべきである。3 つのスペクトル選択部5.1
、5.2 、5.3 は、近赤外線領域の狭帯域スペクトル光
を選択的に出力する。第1 ないし第3 のスペクトル選択
部5.1 、5.2 、5.3 で出力される光は近赤外線領域から
敏感な第1 ないし第3 の光検出器6.1 、6.2 、6.3 へ入
力される。ここで、光検出器としてゲルマニウム光ダイ
オードが使用されうる。
て、近赤外線スペクトル上の光を含む広帯域の光を発光
しうる。電源は安定化した電源、例えば、DC電源または
バッテリにより提供されうる。電源供給部12は近赤外線
光源1 、マイクロプロセッサー9 、第1 ないし第3 の光
検出器6.1 、6.2 、6.3 、第1 ないし第3 の前置増幅器
7.1 、7.2 、7.3 、第1 ないし第3 のアナログ／デジタ
ル変換器8.1 、8.2、8.3 及びディスプレー11に電源を
供給するとともに、これらと電気的につながっている。
前記近赤外線光源1 は、１セットの特殊に選択され調律
されたレンズの反射鏡2 及び集光レンズ3 と光学的に連
結調節され、光ビームを効率良く集束させる。前記近赤
外線光源1 からの光は反射鏡2 で反射され集光レンズ3
に向う。集光レンズ3 は光ビームを被検査対象の皮膚表
面上に集束する。人体のある部分、例えば、指、手首、
耳も被検査対象として利用できる。血液含有組織で逆散
乱された光はそれぞれ第1 ないし第3 の指向部4.1 、4.
2 、4.3 により第1 ないし第3 のスペクトル選択部5.1
、5.2 、5.3 に送られ、皮膚表面で反射された光は第1
ないし第3 の指向部4.1 、4.2 、4.3 の位置及び方向
により第1 ないし第3 のスペクトル選択部5.1 、5.2 、
5.3 に向かわない。第1 ないし第3 の指向部4.1 、4.2
、4.3 としてはプリズム、光繊維束、分散プリズムな
どが利用されうる。第1ないし第3 の指向部4.1 、4.2
、4.3 及び焦点位置間の距離（d/2 、d は普通2-5mm
）は皮膚表面における直接反射を回避するために十分
であるとともに、逆散乱背景変化の最小化のために適切
に設定されるべきである。3 つのスペクトル選択部5.1
、5.2 、5.3 は、近赤外線領域の狭帯域スペクトル光
を選択的に出力する。第1 ないし第3 のスペクトル選択
部5.1 、5.2 、5.3 で出力される光は近赤外線領域から
敏感な第1 ないし第3 の光検出器6.1 、6.2 、6.3 へ入
力される。ここで、光検出器としてゲルマニウム光ダイ
オードが使用されうる。
【００４２】ここで、図2 及び図3 を参照して本発明の
実施例による血中成分濃度の無血測定方法及び装置の動
作を詳細に説明する。段階30で電源供給部12が各部に電
源を供給すると、段階32で近赤外線光源1 が近赤外線を
発光する。段階34では反射鏡2 で反射された近赤外線が
集光レンズ3 により集束され、被検査対象の皮膚に照射
される。段階36では血液含有組織及び血管で逆散乱して
出される血中成分の濃度、本実施例では血糖濃度の情報
を有している近赤外線が、第1 ないし第3 の指向部4.1
、4.2 、4.3 により受光され、第1 ないし第3 のスペ
クトル選択部5.1 、5.2 、5.3 へ送られる。段階38では
第1 ないし第3 のスペクトル選択部5.1 、5.2 、5.3 に
より前記近赤外線から3 本の波長の光が選択され第1 な
いし第3 の光検出器6.1 、6.2 、6.3 へ出力され、段階
40では第1 ないし第3 の光検出器6.1 、6.2 、6.3 によ
り入力された光がアナログ電気信号に変換される。段階
42ではアナログ電気信号が当該光検出器と電気的に連結
された第1 ないし第3 の前置増幅器7.1 、7.2 、7.3に
より増幅される。段階44では第1 ないし第3 の前置増幅
器7.1 、7.2 、7.3 から出力されたアナログ信号が第1
ないし第3 のアナログ／デジタル変換器8.1 、8.2 、8.
3 によりデジタル信号に変換される。段階46では第1 な
いし第3 のアナログ／デジタル変換器8.1 、8.2 、8.3
で出力されたデータがマイクロプロセッサー9 に入力さ
れ、マイクロプロセッサー9 が入力されたデータを数式
８に従いデジタル信号の比率Ｄを計算し、計算された比
率Ｄをメモリ10に記憶されている測定曲線と比較して血
糖濃度を計算する。一方、前記段階46では計量化学（ケ
モメトリック）分析により前記血中成分の濃度を計算す
ることもできる。段階48では計算された血糖濃度がマイ
クロプロセッサー9 と連結されたディスプレー11に表示
される。
実施例による血中成分濃度の無血測定方法及び装置の動
作を詳細に説明する。段階30で電源供給部12が各部に電
源を供給すると、段階32で近赤外線光源1 が近赤外線を
発光する。段階34では反射鏡2 で反射された近赤外線が
集光レンズ3 により集束され、被検査対象の皮膚に照射
される。段階36では血液含有組織及び血管で逆散乱して
出される血中成分の濃度、本実施例では血糖濃度の情報
を有している近赤外線が、第1 ないし第3 の指向部4.1
、4.2 、4.3 により受光され、第1 ないし第3 のスペ
クトル選択部5.1 、5.2 、5.3 へ送られる。段階38では
第1 ないし第3 のスペクトル選択部5.1 、5.2 、5.3 に
より前記近赤外線から3 本の波長の光が選択され第1 な
いし第3 の光検出器6.1 、6.2 、6.3 へ出力され、段階
40では第1 ないし第3 の光検出器6.1 、6.2 、6.3 によ
り入力された光がアナログ電気信号に変換される。段階
42ではアナログ電気信号が当該光検出器と電気的に連結
された第1 ないし第3 の前置増幅器7.1 、7.2 、7.3に
より増幅される。段階44では第1 ないし第3 の前置増幅
器7.1 、7.2 、7.3 から出力されたアナログ信号が第1
ないし第3 のアナログ／デジタル変換器8.1 、8.2 、8.
3 によりデジタル信号に変換される。段階46では第1 な
いし第3 のアナログ／デジタル変換器8.1 、8.2 、8.3
で出力されたデータがマイクロプロセッサー9 に入力さ
れ、マイクロプロセッサー9 が入力されたデータを数式
８に従いデジタル信号の比率Ｄを計算し、計算された比
率Ｄをメモリ10に記憶されている測定曲線と比較して血
糖濃度を計算する。一方、前記段階46では計量化学（ケ
モメトリック）分析により前記血中成分の濃度を計算す
ることもできる。段階48では計算された血糖濃度がマイ
クロプロセッサー9 と連結されたディスプレー11に表示
される。
【００４３】前記で近赤外線光源1 としてフラッシュラ
ンプを使用でき、発光ダイオードやレーザーダイオード
のように該当波長の光を十分に強烈に発生する光源なら
いずれも使用可能である。また、マイクロプロセッサー
9 としてはアナログ／デジタル変換器とメモリを含んで
いるワンチップマイコンを使用することもできる。本実
施例では3 本の波長を用い血糖濃度を測定する例に限っ
て説明してきたが、本発明はこれに限定されず、血中成
分の濃度を測定するために4 本の波長を使用したり、3
本または4 本の波長の組合せを使用したり、あるいはn
本の波長を使用するアルゴリズムを適用でき、血糖濃度
だけでなく、コレステロール、アルブミン、ヘモグロビ
ン及びビリルビンなど他の血中成分の濃度及びアルコー
ルや薬物など血液中の分析サンプルの濃度をも測定でき
る。
ンプを使用でき、発光ダイオードやレーザーダイオード
のように該当波長の光を十分に強烈に発生する光源なら
いずれも使用可能である。また、マイクロプロセッサー
9 としてはアナログ／デジタル変換器とメモリを含んで
いるワンチップマイコンを使用することもできる。本実
施例では3 本の波長を用い血糖濃度を測定する例に限っ
て説明してきたが、本発明はこれに限定されず、血中成
分の濃度を測定するために4 本の波長を使用したり、3
本または4 本の波長の組合せを使用したり、あるいはn
本の波長を使用するアルゴリズムを適用でき、血糖濃度
だけでなく、コレステロール、アルブミン、ヘモグロビ
ン及びビリルビンなど他の血中成分の濃度及びアルコー
ルや薬物など血液中の分析サンプルの濃度をも測定でき
る。
【００４４】
【発明の効果】前述のように、本発明に係る血中成分濃
度の無血測定方法及び装置は、使用し易く、患者にかか
る費用が最小で済むなどの長所があり、また、家庭で短
時間にテストできるという利点がある。また、本発明は
頻繁な採血による患者の苦痛や感染の恐れがない。その
上、本発明では生体組織内の近赤外線反射度の測定の正
確度を高めるために、逆散乱背景変化の影響を最小化す
るとともに、皮膚表面から受信チャンネルへの反射を回
避するために送信及び受信チャンネルの空間的な分離を
提案している。逆散乱背景変化の影響は照射点から一定
距離、普通2 〜5mm 離れて測定することにより最小化で
きる。これは、例えば、空間的に離れた繊維束または直
角プリズムを用いて具現できる。
度の無血測定方法及び装置は、使用し易く、患者にかか
る費用が最小で済むなどの長所があり、また、家庭で短
時間にテストできるという利点がある。また、本発明は
頻繁な採血による患者の苦痛や感染の恐れがない。その
上、本発明では生体組織内の近赤外線反射度の測定の正
確度を高めるために、逆散乱背景変化の影響を最小化す
るとともに、皮膚表面から受信チャンネルへの反射を回
避するために送信及び受信チャンネルの空間的な分離を
提案している。逆散乱背景変化の影響は照射点から一定
距離、普通2 〜5mm 離れて測定することにより最小化で
きる。これは、例えば、空間的に離れた繊維束または直
角プリズムを用いて具現できる。
【図１】水、グルコース、ヘモグロビン、コレステロー
ル、アルブミン、アルコール、皮膚、脂肪及び筋肉の80
0 〜1800nm領域における吸収スペクトル図である。
ル、アルブミン、アルコール、皮膚、脂肪及び筋肉の80
0 〜1800nm領域における吸収スペクトル図である。
【図２】本発明の実施例に係る血中成分濃度の無血測定
装置を示すブロック図である。
装置を示すブロック図である。
【図３】本発明の実施例による血中成分濃度の無血測定
方法を示すフローチャートである。
方法を示すフローチャートである。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 尹 吉源 大韓民国 京畿道 城南市 盆唐区 九美 洞 新元アパート 301−1101号
Claims (22)
- 【請求項１】 （a ）光源、マイクロプロセッサー、複
数の光検出器、複数の前置増幅器、複数のアナログ／デ
ジタル変換器及びディスプレーへ電源を供給する段階
と、 （b ）前記光源を用い、スペクトル領域800 〜1850nmの
近赤外線を発光する段階と、 （c ）前記近赤外線を反射器及び集光レンズを用い集束
した後に、被検査対象の皮膚に照射する段階と、 （d ）血液含有組織及び血管において逆散乱されたり、
前記血液含有組織及び血管を透過する血中成分の濃度に
関する情報を有している近赤外線を複数の指向部を用い
受光した後に、複数のスペクトル選択部へ誘導する段階
と、 （e ）前記複数のスペクトル選択部において前記近赤外
線から3 本以上の波長の光を選択して出力する段階と、 （f ）前記スペクトル選択部で出力される3 本以上の波
長の光を前記複数の光検出器を用いそれぞれアナログ電
気信号に変換する段階と、 （g ）前記アナログ電気信号を前記複数の前置増幅器を
用いそれぞれ増幅する段階と、 （h ）前記増幅されたアナログ電気信号を前記複数のア
ナログ／デジタル変換器を用いそれぞれデジタル信号に
変換した後に、前記マイクロプロセッサーへ送る段階
と、 （i ）数１で表現される比率Ｄを計算した後に、これを
メモリに記憶された測定曲線と比較し、血中成分の濃度
を計算する段階と、 【数１】 （j ）前記マイクロプロセッサーにおいて計算された前
記血中成分の濃度をディスプレーに表示する段階とを含
み、 上記でｉ=1、2 、3 、．．．、n とし、そしてＪi 、Ｊ
i0をそれぞれ第ｉの波長に対応する逆散乱光または透過
光及び入射光の強度とするとき、Ｔi = Ｊi ／Ｊi0であ
ることを特徴とする血糖、コレステロール、アルブミン
等血中成分の濃度及びアルコールや薬物等血中分析サン
プル濃度の無血測定方法。 - 【請求項２】 前記段階（b ）において、 800 〜1850nmの領域にある前記近赤外線が皮膚を介して
前記血液含有組織及び血管に所定時間のパルス期間中に
同時に照射されることを特徴とする請求項１に記載の血
中成分濃度の無血測定方法。 - 【請求項３】 前記段階（d ）において、前記複数の指
向部は皮膚表面における直接反射が回避できるととも
に、逆散乱背景変化の影響を最小化するように適宜な方
向及び間隔を取っていることを特徴とする請求項１に記
載の血中成分濃度の無血測定方法。 - 【請求項４】 前記段階（e ）においてＡic、ｉ=1、2
、．．．、n をそれぞれ第1 の波長、第2 の波
長、．．．、第n の波長の光の測定血中成分に対する吸
収度とし、Ａij、ｉ=1、2 、．．．、n をそれぞれ第1
の波長、第2 の波長、．．．、第n の波長の光の前記測
定血中成分を除いた他の成分に対する吸収度とすると
き、Ａ2c、．．．、ＡncはＡ1cに比べ無視できる程度で
あり、前記測定血中成分を除いた他の成分に対しては関
係式である数２を満足するn 本の波長の光を選択して出
力することを特徴とする請求項１に記載の血中成分濃度
の無血測定方法。 【数２】 - 【請求項５】 前記段階（e ）では前記複数のスペクト
ル選択部において前記近赤外線から3 本の波長の光を選
択して出力するとともに、前記段階（f ）では前記複数
のスペクトル選択部で出力される3 本の波長の光を前記
複数の光検出器を用いそれぞれアナログ電気信号に変換
し、前記段階（i ）では前記マイクロプロセッサーが式
Ｄ= （log1/T1 −log1/T2)/ （log1/T2 −log1/T3)で表
現される比率Ｄを計算した後に、これをメモリに記憶さ
れた測定曲線と比較して血中成分の濃度を計算し、上記
でｉ=1、2 、3 とし、そしてＪi 、Ｊi0をそれぞれ第ｉ
の波長に対応する逆散乱光または透過光及び入射光の強
度とするとき、Ｔi = Ｊ i ／Ｊi0であることを特徴とす
る請求項１に記載の血中成分濃度の無血測定方法。 - 【請求項６】 前記段階（e ）においてＡiC、ｉ=1、2
、3 をそれぞれ第1の波長、第2 の波長、第3 の波長の
光の測定血中成分に対する吸収度とし、Ａij、ｉ=1、2
、3 をそれぞれ第1 の波長、第2 の波長、第3 の波長
の光の前記測定血中成分を除いた他の成分に対する吸収
度とするとき、Ａ2c、Ａ3cはＡ1cに比べ無視できる程度
であり、前記測定血中成分を除いた他の成分に対しては
関係式Ａ 1j−Ａ2j≒Ａ2j−Ａ3jを満足する3 本の波長の
光を選択して出力することを特徴とする請求項１に記載
の血中成分濃度の無血測定方法。 - 【請求項７】 前記測定血中成分が血糖のとき、前記近
赤外線の波長はそれぞれ1625nm、1364nm及び1200nmであ
ることを特徴とする請求項６に記載の血中成分濃度の無
血測定方法。 - 【請求項８】 前記段階（e ）では前記複数のスペクト
ル選択部において前記近赤外線から4 本の波長の光を選
択して出力するとともに、前記段階（f ）では前記複数
のスペクトル選択部で出力される4 本の波長の光を前記
複数の光検出器を用いそれぞれアナログ電気信号に変換
し、前記段階（i ）では前記マイクロプロセッサーが式
Ｄ＝（log1/T1 −log1/T2)/ （log1/T2+log1/T3 −2log
1/T4)で表現される比率Ｄを計算した後に、これをメモ
リに記憶された測定曲線と比較して血中成分の濃度を計
算し、上記でｉ=1、2 、3 、4 とし、そしてＪi 、Ｊi0
をそれぞれ第ｉの波長に対応する逆散乱光または透過光
及び入射光の強度とするとき、Ｔi = Ｊi ／Ｊi0である
ことを特徴とする請求項１に記載の血中成分濃度の無血
測定方法。 - 【請求項９】 前記段階（e ）においてＡic、ｉ=1、2
、3 、4 をそれぞれ第1 の波長、第2 の波長、第3 の
波長、及び第4 の波長の光の測定血中成分に対する吸収
度とし、Ａij、ｉ=1、2 、3 、4 をそれぞれ第1 の波
長、第2 の波長、第3 の波長、及び第4 の波長の光の前
記測定血中成分を除いた他の成分に対する吸収度とする
とき、Ａ2c、Ａ3c、Ａ4cはＡ1cに比べ無視できる程度で
あり、前記測定血中成分を除いた他の成分に対しては関
係式Ａ1j−Ａ2j≒Ａ2j＋Ａ3j−2 Ａ 4jを満足する4 本の
波長の光を選択して出力することを特徴とする請求項１
に記載の血中成分濃度の無血測定方法。 - 【請求項１０】 血糖測定にあたって、前記近赤外線の
波長はそれぞれ1625nm、1364nm、1200nm及び1300nmであ
ることを特徴とする請求項９に記載の血中成分濃度の無
血測定方法。 - 【請求項１１】 前記段階（ａ）ないし段階（ｊ）は、
前記血中成分に対する最適の波長セットに対応する波長
セットを用い他の血中成分の濃度を測定するために適用
されるとともに、前記測定された全ての血中成分の濃度
は最終的に測定しようとする血中成分の濃度を一層的確
に決定するために適用されることを特徴とする請求項４
に記載の血中成分濃度の無血測定方法。 - 【請求項１２】 ヘモグロビンの濃度を測定するために
1164nm、1225nm及び1300nmの波長を有する近赤外線が使
用され、前記測定されたヘモグロビンの濃度を以て1718
nm、1364nm、1300nm、1164nmの波長を有する近赤外線及
び1739nm、1364nm、1300nm、1164nmの波長を有する近赤
外線をそれぞれ用いコレステロール及びアルブミンの濃
度を求め、最終に前記測定されたヘモグロビン、コレス
テロール及びアルブミンの濃度を以て1625nm、1364nm、
1225nm、1164nmの波長を有する近赤外線を用い血糖濃度
を測定することを特徴とする請求項１１に記載の血中成
分濃度の無血測定方法。 - 【請求項１３】 前記段階（i ）は計量化学分析により
前記血中成分の濃度を計算することを特徴とする請求項
４に記載の血中成分濃度の無血測定方法。 - 【請求項１４】 スペクトル領域800 〜1850nmの光を発
光する近赤外線光源と、 前記近赤外線光源で生じた近赤外線を反射させるための
反射器と、 前記近赤外線を採集及び集束して、被検対象の皮膚に照
射するための集光部と、 血液含有組織及び血管において逆散乱されたり、前記血
液含有組織及び血管を透過する血中成分の濃度に関する
情報を有している近赤外線を受光して進行方向を変更さ
せるための複数の指向部と、 血中成分の濃度に関する情報を有している前記近赤外線
から3 本以上の波長の光を選択して出力するための複数
のスペクトル選択部と、 前記複数のスペクトル選択部で選択され出力された各光
信号を受信して、アナログ電気信号に変換するための複
数の光検出器と、 前記複数の光検出器で出力される各アナログ電気信号を
増幅するための複数の前置増幅器と、 前記増幅されたアナログ電気信号をそれぞれデジタル信
号に変換するための複数のアナログ／デジタル変換器
と、 数３で表現される比率Ｄを計算し、これをメモリに記憶
された測定曲線と比較して血中成分の濃度を計算するた
めのマイクロプロセッサーと、 前記マイクロプロセッサーで計算された前記血中成分の
濃度を表示するためのディスプレーと、 前記光源、前記マイクロプロセッサー、前記複数の光検
出器、前記複数の前置増幅器、前記複数のアナログ／デ
ジタル変換器及び前記ディスプレーに電源を供給するた
めの電源供給部とを含み、 上記でｉ=1、2 、3 、．．．、n とし、そしてＪi 、Ｊ
i0をそれぞれ第ｉの波長に対応する逆散乱光または透過
光及び入射光の強度とするとき、Ｔi = Ｊi ／Ｊi0であ
ることを特徴とする血中成分濃度の無血測定装置。 【数３】 - 【請求項１５】 前記マイクロプロセッサーは、式Ｄ＝
（log1/T1 −log1/T 2 ）/ （log1/T2 −log1/T3 ）で表
現される比率Ｄを計算し、これをメモリに記憶された測
定曲線と比較して血中成分の濃度を計算することを特徴
とする請求項１４に記載の血中成分濃度の無血測定装
置。 - 【請求項１６】 前記マイクロプロセッサーは、式Ｄ＝
（log1/T1 −log1/T 2 ）/ （log1/T2 ＋log1/T3 −2log
1/T4）で表現される比率Ｄを計算し、これをメモリに記
憶された測定曲線と比較して血中成分の濃度を計算する
ことを特徴とする請求項１４に記載の血中成分濃度の無
血測定装置。 - 【請求項１７】 前記近赤外線光源は、皮膚を介して前
記血液含有組織及び血管に所定時間のパルス期間中に前
記近赤外線を同時に照射することのできるフラッシュラ
ンプであることを特徴とする請求項１４に記載の血中成
分濃度の無血測定装置。 - 【請求項１８】 前記近赤外線光源は、発光ダイオード
であることを特徴とする請求項１４に記載の血中成分濃
度の無血測定装置。 - 【請求項１９】 前記近赤外線光源は、レーザーダイオ
ードであることを特徴とする請求項１４に記載の血中成
分濃度の無血測定装置。 - 【請求項２０】 前記複数の指向部は、皮膚における表
面反射を回避するとともに、逆散乱背景の変化の影響を
最小化するために適宜な方向と間隔をおいた複数の直角
プリズムを備えることを特徴とする請求項１４に記載の
血中成分濃度の無血測定装置。 - 【請求項２１】 前記複数の指向部は、複数の光繊維束
を備えることを特徴とする請求項１４に記載の血中成分
濃度の無血測定装置。 - 【請求項２２】 前記複数の指向部及び前記複数のスペ
クトル選択部は、複数の分散プリズムを備えることを特
徴とする請求項１４に記載の血中成分濃度の無血測定装
置。
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR19970045970 | 1997-09-05 | ||
| KR97-45970 | 1997-09-05 | ||
| KR1019980021969A KR100300960B1 (ko) | 1997-09-05 | 1998-06-12 | 혈중성분 농도의 무혈측정 방법 및 장치 |
| KR98-21969 | 1998-06-12 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11128209A true JPH11128209A (ja) | 1999-05-18 |
| JP3875798B2 JP3875798B2 (ja) | 2007-01-31 |
Family
ID=26633069
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP24763398A Expired - Fee Related JP3875798B2 (ja) | 1997-09-05 | 1998-09-01 | 血中成分濃度の無血測定装置の作動方法及び無血測定装置 |
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| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6026314A (ja) |
| JP (1) | JP3875798B2 (ja) |
| DE (1) | DE19840452B4 (ja) |
| FR (1) | FR2768043B1 (ja) |
| GB (1) | GB2329015B (ja) |
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