WO2005107592A1 - 成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置制御方法 - Google Patents

成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置制御方法 Download PDF

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Kazunori Naganuma
Takuro Tajima
Yuichi Okabe
Shoichi Sudo
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Definitions

  • the present invention relates to a non-invasive component concentration measuring device and a component concentration measuring device control method, and more particularly, to a non-invasive non-invasive measuring device for measuring glucose as a blood component, that is, a blood glucose level. About the method.
  • Sound waves are pressure waves propagating in a living body and have a characteristic that they are less likely to be scattered than electromagnetic waves. Therefore, the photoacoustic method is a remarkable technique in measuring blood components of a living body.
  • FIGS. 49 and 50 are diagrams showing, as a conventional example, a configuration example of a conventional component concentration measuring device using a photoacoustic method.
  • FIG. 49 shows a first conventional example using an optical pulse as an electromagnetic wave (for example, see Non-Patent Document 1).
  • blood glucose that is, glucose is measured as a blood component.
  • a driving power supply 604 supplies a pulse-like excitation current to a pulse light source 616, and the pulse light source 616 generates a light pulse having a duration of sub-microsecond, and the light pulse is applied to a living body to be examined 610. Irradiated.
  • the light pulse generates a sound wave called a pulsed photoacoustic signal in the living body to-be-tested part 610, the photoacoustic signal is detected by the ultrasonic detector 613, and the photoacoustic signal is converted into an electric signal proportional to the sound pressure. Is done.
  • the waveform of the electric signal is observed by a waveform observer 620.
  • the waveform observer 620 is triggered by a signal synchronized with the excitation current, and the electric signal proportional to the sound pressure is displayed at a fixed position on the tube of the waveform observer 620, and the signal is integrated and averaged and measured. can do.
  • the blood glucose level that is, the amount of glucose in the living body test part 610 is measured.
  • an optical pulse having a submicrosecond pulse width is generated at a maximum repetition rate of 1 kHz, and 1024 optical pulses are averaged to obtain an electric signal proportional to the sound pressure. Accuracy has not been obtained.
  • a second conventional example using a continuously intensity-modulated light source is disclosed.
  • Fig. 50 shows the configuration of the second conventional device (for example, refer to Patent Document 1.). Also in this example, blood glucose was measured as a main measurement object, and multiple light sources with different wavelengths were used. ing.
  • a first light source 601 and a second light source 605 are driven by a driving power supply 604 and a driving power supply 608, respectively, and output continuous light.
  • the light output from the first light source 601 and the second light source 605 is intermittently intermittently driven by a motor board 618 and rotating at a constant rotation speed.
  • the leaf plate 617 is formed of an opaque material, and is relatively simple on the circumference where the light of the first light source 601 and the light of the second light source 605 pass on the circumference around the axis of the motor 618. An appropriate number of openings are formed.
  • the light output from each of the first light source 601 and the second light source 605 is intensity-modulated at the disjoint modulation frequency f and the modulation frequency f.
  • the light is multiplexed and radiated to the living body test portion 610 as one light flux.
  • a photoacoustic signal having a frequency f is generated by the light of the first light source 601 in the living body test portion 610, and a photoacoustic signal having a frequency f is generated by the light of the second light source 605.
  • the sound signal is
  • the sound is detected by the acoustic sensor 619, converted into an electric signal proportional to the sound pressure, and observed by the frequency analyzer 621.
  • the wavelengths of the plurality of light sources are all set to the absorption wavelength of glucose, and the intensity of the photoacoustic signal corresponding to each wavelength corresponds to the amount of glucose contained in blood. Measured as an electrical signal.
  • the relationship between the intensity of the measured value of the photoacoustic signal and the value of the content of glucose measured using separately collected blood is stored in advance! It measures the amount of Darcos.
  • FIG. 51 A third conventional example shown in Fig. 51 is an example of mounting a spectacles ear hanging portion (for example, refer to Patent Document 2).
  • both the light source 500 and the sound wave detector 541 are embedded in the contact surface of the body 540 with the living body 499.
  • a part of the sound wave generated in the living body 499 by the irradiation light from the light source 500 that has propagated backward is detected by the sound wave detector 541.
  • a fourth conventional example shown in FIG. 52 is an example of mounting on an earring (for example, see Patent Document 2).
  • a light source 500 is embedded in one contact surface of a body 540 that comes into contact with the living body 499 with both forces, and a sound wave detector 541 is embedded in the other contact surface.
  • a part of the sound wave generated in the living body 499 by the irradiation light of the light source 500 is transmitted forward by the sound wave detector 541.
  • Patent Document 1 JP-A-10-189
  • Patent Document 2 Japanese Patent Application Laid-Open No. 08-224228
  • Non-Patent Document 1 Dissertation "University of Oulu, Finland” Dissertation "Pulse ph otoacoustic techniqus and glucose determination in human blood a nd tissue” (IBS 951—42—6690—0, http: //herkules.oulu.fi / isbn95 14266900 /, 2002)
  • the above-described conventional example has the following problems.
  • the measurement requires a long time and a long time because the measurement is repeatedly performed using the pulse light source.
  • the subject needs to be stationary during the measurement of the blood glucose level, which causes the subject to be extremely distressed.
  • the subject is an animal, it is extremely difficult to keep the subject still for a long time.
  • the living body to be examined 610 is irradiated with light to generate a sound wave, and the sound wave propagated in the living body contacts the living body to be examined 610.
  • the sound is detected by the acoustic sensor 619 shown in Fig. 50.
  • a grease containing a large amount of water is applied to the contact surface between the skin of the living body test part 610 and the ultrasonic detector 613 or the acoustic sensor 619. Therefore, it is necessary to achieve good acoustic coupling. In this case, bubble-shaped air due to water vapor radiated from the living body test portion 610 is mixed into the jewel and causes an error.
  • the sound pressure measured by the ultrasonic detector 613 or the acoustic sensor 619 is applied to the living body detection unit 610 by irradiating light to the detection unit in contact with the ultrasonic detector 613 or the acoustic sensor 619. Is inversely proportional to the distance from the irradiating section.
  • the distance between the detection section and the irradiation section easily changes depending on how the living body test section 610 is pressed against the ultrasonic detector 613 or the acoustic sensor 619. Therefore, in order to keep the distance between the detection section and the irradiation section constant, the living body test section 610 must be in contact with the ultrasonic detector 613 or the acoustic sensor 619 at a constant pressure and be stationary. .
  • the photoacoustic signal of the living body to-be-tested part 610 changes depending on the specific heat, the coefficient of thermal expansion, the speed of sound, and the like. These are obviously quantities that vary with temperature (body temperature) (especially the coefficient of thermal expansion varies greatly by about 3% Z ° C), and the speed of sound also varies with the frequency of sound waves. There are even reports that all of these vary depending on the blood glucose level itself.
  • C is an unknown multiplier including the aforementioned variable coefficients.
  • M can be calculated with C unknown.
  • the number of equations becomes excessive compared to the number of unknowns, but even in this case, M can be obtained as a solution in the least squares sense. It has been known.
  • the photoacoustic signal is not strictly linear with respect to the absorption coefficient.
  • the unknown multiplier C is not equal between the multiple measurements made for each of Wavelength 1 and Wavelength 2 with different water absorption coefficients.
  • the photoacoustic signal also depends on the modulation frequency f.
  • the unknown multiplier C is not equal in the photoacoustic signals generated at different modulation frequencies.
  • Equation (1) As described above, since C in the first and second rows is equal in equation (1), it is generally impossible to obtain M by solving equation (1). . If the function form of the unknown multiplier C with respect to the absorption coefficient ⁇ and the modulation frequency f is completely known, the possibility that Equation (1) can be solved remains, but as described later, this function form itself depends on the amount of scattering. Things that can change I understand.
  • the photoacoustic signal is not strictly linear with respect to the absorption coefficient.
  • the water absorption coefficient was determined for each of the different wavelengths.
  • the photoacoustic signal also depends on the modulation frequency f, and therefore, a more complicated correction is required for the measured values of the photoacoustic signals generated at different modulation frequencies. .
  • the non-uniformity of the frequency characteristics is also manifested by the following phenomena. Due to the mismatch of the acoustic impedance between the test part of the living body and the surrounding material (air in this case), boundary reflection of sound waves is inevitable. As a result, the photoacoustic signal to be detected is affected by the boundary reflection according to the shape of the living body to be inspected, and the frequency of the standing wave of the photoacoustic signal fluctuates. It was difficult to calculate uniformly between solids.
  • the wavelength of the sound wave is required to be shorter than the absorption length alpha _ 1 chi about 2 [pi.
  • the sound velocity c in water is approximately 1.5 kmZs, it is preferable to use a modulation frequency of at least 150 kHz.
  • the temperature, and also the contact state between the detector and the living body is caused by changes in mechanical constants such as Young's modulus and dimensional changes due to thermal expansion, and the latter is caused by fluctuations in the Q factor (Quality Factor) of resonance due to changes in the degree of dissipation of elastic energy due to contact.
  • Q factor Quality Factor
  • FIG. 53 shows an example of a change in the Q value of the resonance characteristic of the photoacoustic signal detector.
  • the detection sensitivity characteristic of the photoacoustic signal indicated by the solid line changes to the detection sensitivity characteristic indicated by the broken line due to a change in the pressing force between the living body inspection unit and the photoacoustic signal detector.
  • the peak value of the detection sensitivity characteristic of the photoacoustic signal indicated by the solid line is reduced to about 1Z2 in the detection sensitivity characteristic of the photoacoustic signal indicated by the broken line.
  • FIG. 54 shows an example of a change in the frequency characteristic of the sensitivity of the photoacoustic signal detector.
  • the frequency characteristics of the sensitivity of the detector indicated by the solid line are in the state immediately after the contact of the living body test section with the photoacoustic signal detector, that is, the photoacoustic signal detector is at the outside air temperature, for example, about 20 ° C
  • the living body is at a body temperature of, for example, about 36 ° C., and there is a temperature difference of about 16 ° C. between the photoacoustic signal detector and the living body examination section.
  • the frequency characteristic of the sensitivity of the photoacoustic signal detector indicated by a broken line in FIG. 54 is a state after approximately 10 minutes have elapsed.
  • the frequency of the peak value of the frequency characteristic of the sensitivity of the photoacoustic signal detector indicated by the solid and broken lines in FIG. 54 changes by about 10 kHz.
  • the conventional non-invasive blood component concentration measurement method shown in the first or second method (1) involves a large number of parameters that are difficult to keep constant, and therefore the photoacoustic signal Cannot be converted to blood component concentration with sufficient accuracy.
  • (2) Photoacoustics for light of multiple wavelengths Due to the nonlinearity of the absorption coefficient present in the photoacoustic signal and the dependence on the modulation frequency, even if the signal is measured, these photoacoustic signal values cannot be simultaneously converted to blood component concentrations. Due to the difficulty in correcting the frequency characteristics, it is difficult to increase the sensitivity of photoacoustic signal detection using a resonance-type detector.
  • the light source 500 and the sound wave detector 541 are mounted on the surface where the body 540 is in contact with the living body 499. There are problems to be solved.
  • the wearable component concentration measuring device of the present invention light having a wavelength longer than 1 ⁇ m is suitable as light for irradiating a living body. Therefore, when the living body 499 in FIG. 51 is irradiated with light by the light source 500, the ultrasonic wave generated by the absorption of glucose molecules emits light immediately below the light source 500, because water occupying most of the living body shows strong absorption.
  • the ultrasonic wave is localized on the surface of the irradiated portion, and can be regarded as a spherical wave, and it is difficult to detect the ultrasonic wave by the sound wave detector 541 arranged on the same surface as the light source 500 as shown in FIG.
  • r is
  • the length is sufficiently larger than 2 mm, for example, 10 mm or more, and the wavelength ⁇ of the ultrasonic wave is 10 mm or less.
  • the wavelength of light irradiated to the living body 499 was set in a glucose absorption band of about 2.1 ⁇ m.
  • the water absorption coefficient is about 4 times that of the above case, and r is, for example, 2.5 mm or more.
  • the wavelength of the ultrasonic wave is preferably 2.5 mm or less.
  • the wavelength ⁇ of the ultrasonic wave generated as described above depends on the distance between the light source 500 and the ultrasonic detector 541, that is, the thickness of the living body 499 to be measured between the light source 500 and the ultrasonic detector 541. It must be set shorter.
  • the distance between the light source 500 and the ultrasonic detector 541 changes depending on the force of pressing the light source 500 and the ultrasonic detector 541 against the living body 499.
  • the spherical wave of the ultrasonic wave generated immediately below the light source 500 directly reaches the ultrasonic wave detector 541 and is repeatedly reflected at the boundary surface between the living body 499 and air and reaches the ultrasonic wave detector 541. The sum of the parts.
  • the wavelength ⁇ of the ultrasonic wave is smaller than the size of the living body 499, even if the distance between the light source 500 and the ultrasonic detector 541 is fixed, the shape of the boundary surface between the living body and air changes. Then, the interference condition between the direct wave reaching the ultrasonic detector 541 and a plurality of indirect waves changes, and the amount of the ultrasonic wave detected by the ultrasonic detector 541 changes.
  • the frequency of the sound wave to be detected depends on the object to be measured.
  • the frequency of the sound wave to be detected is preferably an ultrasonic wave of around several hundred kHz.
  • the ultrasonic wave reaches the interface between a certain medium 1 and a certain medium 2, two phenomena occur. One is the transmission of the interface. The other is reflection at the interface. If the acoustic impedance of each medium is significantly different, most of the light will be reflected at the interface, and almost no transmission will occur.
  • the reflectance R at this time can be expressed as in Equation (3), where Z is the acoustic impedance of the medium 1 and Z is the acoustic impedance of the medium 2.
  • FIG. 55 is a cross-sectional view showing a configuration example of a finger.
  • the finger of the human body has a muscle 214 at the center of a bone 213, a fat 215 surrounds the bone 213, and an epidermis 216 covers the fat 215.
  • Table 1 shows each acoustic impedance.
  • Equation (3) the reflectance at the interface between the bone 213 and the fat 215 is calculated by Equation (3) to be 65%. Therefore, most of the sound waves hitting the bone 213 are reflected and scattered.
  • FIG. 56 shows an example in which the photoacoustic signal is reflected and Z-scattered by the bone.
  • Fig. 56 is a cross-sectional view of a human body finger.
  • (A) shows a state where the photoacoustic signal is scattered by the bone
  • (b) shows a state where the photoacoustic signal is attenuated by the bone.
  • the photoacoustic signal is scattered and can hardly be detected by the detector 220.
  • the conventional photoacoustic method has a problem that the intensity of the photoacoustic signal changes every time the measurement is performed due to the influence of the reflection Z scattering.
  • the subject and the detector 220 need to be in close contact.
  • the sound pressure at the interface between the subject and the detector 220 changes depending on the contact pressure.
  • the intensity of the photoacoustic signal changes every time the measurement is made even by such a change in the pressing pressure.
  • An object of the present invention is to provide a non-invasive component concentration measurement device and a control method of the component concentration measurement device, which can perform measurement in a short time, and are small and can be attached to a test portion of a living body.
  • the component concentration measuring device comprises: a light generating means for generating light; a frequency sweeping means for sweeping a modulation frequency for modulating light generated by the light generating means; A light modulator that electrically modulates the intensity of the light generated by the light generator with a signal; a light emitting unit that emits the intensity-modulated light toward the device under test; It is characterized by comprising a sound wave detecting means for detecting a sound wave generated in an object, and an integrating means for integrating the sound wave detected by the sound wave detecting means in a swept modulation frequency range.
  • light is electrically intensity-modulated by a modulation signal whose frequency is swept within a predetermined range, the intensity-modulated light is radiated to the device under test, and the illuminated light enters the device under test.
  • a photoacoustic signal which is a generated sound wave, is detected, and the detected photoacoustic signal is integrated to calculate a concentration of a component to be measured in the force measurement object.
  • the component concentration measuring device comprises a light generating means for generating light, a light modulating means for electrically modulating the light generated by the light generating means at a constant frequency, A light emitting unit that emits the intensity-modulated light whose intensity has been modulated toward the object to be measured, and a sound-wave detecting unit that detects a sound wave emitted from the object that has emitted the intensity-modulated light.
  • a measuring apparatus wherein an acoustic matching material having an acoustic impedance substantially equal to that of the device under test and the device under test can be arranged between the light emitting unit and the sound wave detecting unit.
  • the present invention is characterized in that a photoacoustic signal is detected under an environment of acoustic impedance substantially equal to the acoustic impedance of the device under test.
  • the object to be measured is irradiated with intensity-modulated light that is intensity-modulated at a constant frequency, and a photoacoustic signal, which is a sound wave generated from the object to be measured, is detected by sound wave detecting means via the acoustic matching substance and is included in the liquid. Measure the concentration of the specified component.
  • the sound wave detecting means is a sound wave generated by detecting a photoacoustic signal through the acoustic matching material, thereby reflecting a boundary between the measured object and its surroundings and contacting the measured object with the sound wave detecting means. Signal loss due to reflection of the photoacoustic signal can be reduced.
  • the acoustic matching substance having an acoustic impedance substantially equal to that of the device under test and the device under test can be arranged between the light emitting means and the sound wave detecting device. To reduce the boundary reflection at the boundary between the object to be measured and its surroundings.
  • the component concentration measuring device comprises: a light generating means for generating light; a light modulating means for electrically modulating the light generated by the light generating means at a constant frequency; A light emitting unit that emits the intensity-modulated light having the intensity modulated by the unit toward the object to be measured, an object-to-be-measured that has emitted the intensity-modulated light, a sound wave detecting unit that detects a radiated sound wave, and the light emitting unit A container filled with an acoustic matching substance having an acoustic impedance substantially equal to that of the object to be measured between the sound wave detecting means.
  • the object to be measured is arranged in a container filled with an acoustic matching substance having an acoustic impedance substantially equal to that of an object to be measured.
  • a photoacoustic signal which is a sound wave, can be detected in an environment where an object to be measured is surrounded by an acoustic matching material.
  • the light generating means generates two waves of light having different wavelengths
  • the light modulating means converts the light into intensity modulated light having the same frequency and opposite phases to each other. It is desirable that the intensity be modulated.
  • the component concentration measuring device comprises a light generating means for generating light, a light modulating means for electrically modulating the light generated by the light generating means at a constant frequency, and a light modulating means.
  • a light emitting unit that emits the intensity-modulated intensity-modulated light toward the device under test, an acoustic wave generator that outputs an acoustic wave, a sound wave radiated from the device under the intensity-modulated light, And a sound wave detecting means for detecting the acoustic wave transmitted through the device under test from an acoustic wave generator.
  • an acoustic wave placed near an irradiation position of excitation light, that is, near a source of a photoacoustic signal is measured.
  • Generator power The generated ultrasonic wave (referred to as an acoustic wave in this case) is detected as a reference signal, and the arrangement that optimizes the positional relationship between the source of the photoacoustic signal and the sound wave detecting means is detected.
  • the photoacoustic signal By detecting the photoacoustic signal at the detected optimal arrangement, the component concentration can be measured along a propagation path that is less affected by the scatterer existing in the object to be measured.
  • the photoacoustic signal is detected in an arrangement in which the signal intensity of the detected acoustic wave has a predetermined value such that the amount of attenuation of the acoustic wave is constant, the light in the detected arrangement is Detection of the acoustic signal includes changes in the effect of the scatterer on the photoacoustic signal due to the change in the positional relationship between the source of the photoacoustic signal and the sound wave detecting means, and the contact of the sound wave detecting means with the DUT. It is possible to detect a photoacoustic signal excluding the influence of an uncertain element. This makes it possible to measure the component concentration excluding the influence of many parameters due to the change in the arrangement of the component concentration measuring device.
  • the effect of a scatterer that reflects and scatters Z on a photoacoustic signal is determined by using an acoustic wave. Can be detected. This makes it possible to detect a photoacoustic signal with an optimal arrangement.
  • the means for adjusting each arrangement is mechanized and linked with the sound wave detecting means.
  • the component concentration measurement in the optimal arrangement can be automated.
  • intensity modulated light modulated at a constant frequency is used as the aforementioned excitation light.
  • the influence of a scatterer that reflects and scatters Z on a photoacoustic signal can be detected using an acoustic wave. This makes it possible to detect a photoacoustic signal with an optimal arrangement.
  • the component concentration measuring device comprises: a light generating means for generating two light beams having different wavelengths; and electrically transmitting each of the two light beams having different wavelengths by signals having the same frequency and opposite phases.
  • Light modulating means for intensity modulation light emitting means for emitting the intensity-modulated light of two different wavelengths toward the object to be measured, and a sound wave generated in the object by the emitted light.
  • a sound wave detecting means for detecting.
  • each of the two light beams having different wavelengths is electrically intensity-modulated by a signal having the same frequency and opposite phase, a sound wave corresponding to each of the two light beams having different wavelengths is generated. Detection can be performed without being affected by the frequency dependency of the sound wave detecting means.
  • the one wave of light generates a sound wave having a pressure corresponding to the total absorption in a state where the component to be measured and water are mixed in the object to be measured, while the other one wave of light is generated. Since only water occupying most of the object to be measured generates a sound wave having the same pressure as the sound wave generated by the single light, the pressure of the sound wave generated only by the component to be measured is detected based on the difference between the two. As a result, it is possible to measure the amount of the component to be measured.
  • the pressure of the sound wave corresponding to the total absorption of the mixed state of water and the component to be measured in which the one light beam is generated in the object to be measured, and the other one light beam The sound pressures corresponding to the absorption of only water, which occupies most of the object, have the same frequency and opposite phases, and are superimposed on each other at the sound wave stage in the measured object, and the difference between the sound pressures is detected.
  • the difference between the pressure of the sound wave and the pressure of the sound wave corresponding to the total absorption of the state in which the one wave of light is mixed in the component to be measured and the water generated in the object to be measured, and the light of the other one wave Is in the DUT It is more accurate than measuring the pressure of sound waves corresponding to the absorption of only water, which accounts for the majority, and calculating the difference. This is a completely new advantage not found in the prior art.
  • the modulation frequency for electrically modulating the intensity of each of the two light beams having different wavelengths is modulated at the same frequency as the resonance frequency related to the detection of a sound wave generated in the device under test.
  • a frequency sweeping means for sweeping a modulation frequency for modulating light generated by the light generating means and a sound wave detected by the sound wave detecting means are integrated in a swept modulation frequency range.
  • the light modulating means further includes an integrating means, and the light modulating means electrically modulates the intensity of the two light beams having the different wavelengths in opposite phases by a signal from the frequency sweeping means.
  • the photoacoustic signal generated in the device under test is integrated in the modulation signal range to be swept, so that even when the resonance frequency of the sound wave detecting means changes, the sound wave Since the value of the photoacoustic signal detected with high sensitivity at a frequency that matches the resonance frequency of the detection means is integrated, measurement can be performed at a resonance frequency with high sensitivity.
  • the sound wave detecting means tracks a modulation frequency swept by the frequency sweeping means, and detects a sound wave generated in the object by the emitted light.
  • the integrating means integrates the sound waves detected by the sound wave detecting means in a modulation frequency range in which the sound wave detecting means has high detection sensitivity.
  • the resonance frequency of the sound wave detection means generated in the device to be measured changes and the modulation frequency for detecting the photoacoustic signal changes
  • the light is modulated and irradiated at the frequency-swept modulation frequency. From the result of detecting the photoacoustic signal generated in the device under test by the reflected light, the change in the resonance frequency of the sound wave detector that maximizes the detection sensitivity is determined, and the The detection value of the photoacoustic signal is integrated near the resonance frequency by tracking the change in the number.
  • the component concentration measuring device preferably further comprises a liquid component concentration calculating means for calculating the component concentration of the liquid component to be measured in the object to be measured from the sound waves integrated by the integrating means. .
  • a theoretical value or an experimental value indicating the relationship between the photoacoustic signal generated in the object to be measured prepared in advance and the concentration of the component to be measured is stored and stored in the object to be measured.
  • the value of the photoacoustic signal detected is used to calculate the concentration of the component to be measured.
  • an acoustic wave generator that outputs an acoustic wave
  • the sound wave detecting means is configured to output the acoustic wave from the acoustic wave generator together with the sound wave from the measured object. It is desirable to detect the acoustic wave that passes through.
  • the influence of a scatterer that reflects and scatters Z on a photoacoustic signal can be detected using an acoustic wave. This makes it possible to detect a photoacoustic signal with an optimal arrangement.
  • the component concentration measuring device further includes a driving unit that changes a position of at least one of the acoustic wave generator and the sound wave detecting means.
  • the propagation path of an acoustic wave is changed, the effect of a scatterer that reflects and scatters Z on a photoacoustic signal is detected for each propagation path, and a photoacoustic signal is detected with the detected optimal arrangement. can do.
  • the component concentration measuring device further includes a control unit that controls the driving unit so that the intensity of the acoustic wave detected by the sound wave detecting unit becomes a specific value.
  • detection of a photoacoustic signal in the detected optimum arrangement can be automated.
  • the light generation means may set the wavelength of the two light beams such that the difference in absorption exhibited by the liquid component to be measured is larger than the difference in absorption exhibited by the solvent.
  • V it is desirable to set the wavelength of the two light.
  • the light generating means sets the wavelength of one of the two waves of light to a wavelength at which a liquid component to be measured exhibits a characteristic absorption.
  • the wavelength of the other light the solvent exhibits the same absorption as at the wavelength of said one light It is desirable to set the wavelength.
  • the light generation means may be configured to set the wavelength of the two waves of light to be a two-wave light in which a difference in absorption exhibited by a liquid component to be measured is larger than a difference in absorption exhibited by a solvent. This is the case where the difference in the absorption exhibited by the solvent is set to 0 in the method for controlling the component concentration measuring device set to the wavelength of. Thereby, the influence due to the absorption of the solvent can be removed.
  • the two wavelengths of light are set such that the difference in absorption exhibited by the liquid component to be measured is larger than the difference in absorption exhibited by the other liquid components. It is desirable to set the wavelength.
  • a combiner for combining the emitted light beam is further provided between the light emitting means and the device under test.
  • a detection amplification means for detecting the amplitude of the sound wave from the sound wave detection means.
  • the amplitude of the detected photoacoustic signal force sound wave can be detected.
  • a liquid component concentration calculating means for calculating a component concentration of a liquid component to be measured in the object from the pressure of the detected sound wave.
  • the component concentration measuring device further includes a recording means for recording the sound wave detected by the sound wave detecting means in accordance with a modulation frequency.
  • the resonance frequency of the sound wave detecting means generated in the object to be measured is changed by providing a means for recording the value of the photoacoustic signal detected by the sound wave detecting means for each of the swept modulation frequencies.
  • the sweep range of the modulation frequency of the light applied to the device under test includes the range in which the resonance frequency changes, and the values of the detected photoacoustic signals are measured with high accuracy. It can be confirmed that the component concentration is accurately measured.
  • the component concentration measuring device comprises: a light generating means for generating light; a frequency sweeping means for sweeping a modulation frequency for modulating light generated by the light generating means; A light modulating means for electrically modulating the intensity of the light generated by the light generating means in accordance with a signal from the sweeping means; a light emitting means for emitting the intensity-modulated light toward the subject; A sound wave detecting means for detecting sound waves generated in the subject by light, and an integrating means for integrating the sound waves detected by the sound wave detecting means in a swept modulation frequency range.
  • light is electrically intensity-modulated by a modulation signal whose frequency is swept in a predetermined range, the intensity-modulated light is irradiated on the subject, and the light is generated in the subject by the irradiated light.
  • the photoacoustic signal is detected, and the detected photoacoustic signal is integrated to calculate the component concentration in the subject.
  • the wavelength of the light irradiated to the subject is set to a wavelength at which the component to be measured exhibits absorption.
  • the component concentration measuring device comprises: a light generating means for generating light; a light modulating means for electrically modulating the intensity of the light generated by the light generating means at a constant frequency;
  • a component concentration measurement device comprising: a light emitting unit that emits intensity-modulated light toward a subject; and a sound wave detecting unit that detects a sound wave emitted from the subject irradiated with the intensity-modulated light.
  • the apparatus is characterized in that an acoustic matching substance having an acoustic impedance substantially equal to that of the subject and the subject can be arranged between the light emitting means and the sound wave detecting means.
  • the present invention is characterized in that a photoacoustic signal is detected under an environment of acoustic impedance substantially equal to the acoustic impedance of the subject.
  • the subject is irradiated with intensity-modulated light that has been intensity-modulated at a constant frequency, and a photoacoustic signal, which is a sound wave generated by the subject, is detected by sound wave detecting means via the acoustic matching substance and contained in the liquid. Measure the concentration of the specific component.
  • the sound wave detecting means detects the photoacoustic signal via the acoustic matching material, thereby attenuating the boundary between the subject and its surroundings and the reflection of the photoacoustic signal caused by the contact between the subject and the sound wave detecting means. Signal loss due to the above.
  • the acoustic matching substance having an acoustic impedance substantially equal to that of the object and the object can be arranged between the light emitting means and the sound wave detecting means, so that the acoustic matching substance is arranged between the object and the sound wave detecting means. As a result, it is possible to reduce boundary reflection at the boundary between the subject and its surroundings.
  • the component concentration measuring device comprises a light generating means for generating light, a light modulating means for electrically modulating the light generated by the light generating means at a constant frequency, and a light modulating means.
  • Light emitting means for emitting intensity-modulated light toward the subject, intensity of the subject irradiated with the intensity-modulated light, sound wave detecting means for detecting emitted sound waves, the light emitting means,
  • the container By providing a container filled with an acoustic matching substance having an acoustic impedance substantially equal to that of the object to be measured, the container is filled with an acoustic matching substance having substantially the same acoustic impedance as the object.
  • a photoacoustic signal from the subject can be detected in an environment where the subject is surrounded by an acoustic matching substance.
  • the container is filled with water as the acoustic matching substance.
  • the acoustic impedance of the subject is very close to that of water, by detecting a photoacoustic signal in an environment in which the surroundings of the subject are surrounded by water, the boundary reflection between the subject and the surroundings and the subject can be detected. Attenuation due to reflection of a photoacoustic signal caused by contact between the sample and the sound wave detecting means can be reduced.
  • the light generating means generates two lights of different wavelengths, and the light modulating means converts the light into intensity modulated lights having the same frequency and opposite phases. It is desirable to modulate the intensity of each.
  • the container may have a semicircular cross section, and the light emitting means may be arranged at a position substantially at the center of the semicircular circle. Desirable.
  • the shape of the cross section of the inner wall surface of the container is a semicircle, and the light emitting means is arranged at the center of the circle.
  • the distance between the side surface of the container corresponding to the arc of the semicircle and the light emitting means can be made uniform. Accordingly, if the distance between the side surface of the container corresponding to the semicircular arc and the light emitting means is set to a distance such that the photoacoustic signal can be assumed to be a plane wave, and the sound wave detecting means is arranged on the side surface, the radial shape can be obtained.
  • a photoacoustic signal spread over a wide area can be detected efficiently. As described above, the accuracy of the photoacoustic signal can be further improved by improving the sound collection state of the sound wave detecting means.
  • the sound wave detecting means are arranged in the semicircular arc portion of the container.
  • the sound wave detecting means can more efficiently detect a photoacoustic signal spread radially.
  • the container has an elliptical cross section, and the light emitting means and the sound wave detecting means are located at respective substantially focal positions of the ellipse. It is desirable to be located! / ,.
  • the shape of the inner wall surface of the cross section is made elliptical, and the light emitting means and the sound wave detecting means are arranged at the positions of the substantially focal points of the ellipse, so that the photoacoustic signal is scattered on the side surface of the container. It can be efficiently collected by the sound wave detecting means. As described above, the accuracy of the photoacoustic signal can be further improved by improving the sound collection state of the sound wave detecting means.
  • the container is a semi-elliptic sphere having a bottom portion having two focal points in a cross section, and the light emitting means and the sound wave detecting means are respectively disposed substantially at the two focal points. It is hoped that.
  • the light emitting means and the sound wave detecting means are respectively disposed at the two focal points, so that the photoacoustic signal is scattered at the bottom of the container.
  • the accuracy of the photoacoustic signal can be further improved by improving the sound collection state of the sound wave detecting means.
  • At least a part of the inner wall surface of the container contains a reflecting material.
  • a reflecting material By including a reflecting material on at least a part of the inner wall surface of the container, it is possible to improve the efficiency of collecting the photoacoustic signal by the sound wave detecting means. Thereby, the accuracy of the photoacoustic signal detected by the sound wave detecting means can be further improved.
  • At least a part of the inner wall surface of the container contains a sound absorbing material.
  • a sound absorbing material in at least a part of the inner wall surface of the container, a multi-reflected sound wave generated due to non-uniformity of the internal structure of the subject is absorbed and removed, so that photoacoustic radiation radiated from the subject is achieved. Signals can be detected efficiently. Thereby, the accuracy of the photoacoustic signal detected by the sound wave detecting means can be further improved.
  • an emission window transparent to the intensity-modulated light is further provided on an inner wall surface of the container.
  • the container is provided with an emission window that is transparent to the intensity-modulated light, the light emitting unit can be arranged outside the container, so that the light emitting unit can be easily arranged.
  • the intensity-modulated light can be emitted from the inner wall surface of the container, the unevenness of the inner wall surface of the container can be eliminated, and the reflection of a photoacoustic signal can be reduced.
  • the light emitting means includes an optical fiber for guiding intensity-modulated light to the container.
  • the light emitting means includes the optical fiber
  • the light generating means and the light modulating means can be arranged at a position distant from the light emitting means, and can be guided to a position where the intensity-modulated light can be applied to the subject.
  • a temperature measuring means for measuring the temperature of the acoustic matching substance and a temperature adjusting means for adjusting the temperature of the acoustic matching substance in accordance with the temperature measured by the temperature measuring means. It is desirable to further include:
  • the temperature adjusting means for adjusting the temperature of the acoustic matching substance in accordance with the temperature measured by the temperature measuring means the temperature of the acoustic matching substance and the surface of the subject can be stabilized. As a result, the disturbance of the intensity of the photoacoustic signal due to the temperature change can be reduced, and the SZN ratio of the photoacoustic signal can be improved.
  • the component concentration measuring device comprises: a light generating means for generating light; and the light generating means.
  • Light modulating means for electrically modulating the intensity of the generated light at a constant frequency, light emitting means for emitting the intensity-modulated light having been intensity-modulated by the light modulating means toward a subject, and sound for outputting an acoustic wave.
  • a wave generator; and sound wave detecting means for detecting a sound wave emitted from the subject irradiated with the intensity-modulated light and the acoustic wave transmitted through the subject from the acoustic wave generator.
  • an acoustic wave generator generated near an irradiation position of excitation light, that is, near a source of a photoacoustic signal.
  • the method is characterized in that the generated ultrasonic waves (referred to as acoustic waves in this case) are detected as reference signals, and an arrangement that optimizes the positional relationship between the source of the photoacoustic signal and the sound wave detecting means is detected.
  • the photoacoustic signal By detecting the photoacoustic signal at the detected optimum arrangement, the component concentration can be measured along a propagation path that is less affected by the disperser present in the subject.
  • the photoacoustic signal is detected in an arrangement where the signal intensity of the detected acoustic wave has a predetermined value such that the amount of attenuation of the acoustic wave is constant, the light is detected in the detected arrangement.
  • the uncertainty including the change in the effect of the scatterer on the photoacoustic signal due to the change in the positional relationship between the source of the photoacoustic signal and the acoustic wave detecting means, and the contact of the acoustic wave detecting means with the subject It is possible to detect a photoacoustic signal excluding the influence of various elements. From this, it is possible to measure the component concentration excluding the influence of many parameters due to the change in the arrangement of the component concentration measuring device.
  • a means for adjusting each arrangement is mechanized and linked with the sound wave detection means. It is also possible to automate the measurement of the component concentration in the optimal arrangement.
  • intensity-modulated light modulated at a constant frequency is used as the aforementioned excitation light.
  • the influence of a scatterer that reflects and scatters Z on a photoacoustic signal can be detected using an acoustic wave. This makes it possible to detect a photoacoustic signal with an optimal arrangement.
  • the component concentration measuring device comprises: a light generating means for generating two light beams having different wavelengths; and electrically transmitting each of the two light beams having different wavelengths by signals having the same frequency and opposite phases.
  • Light modulation means for intensity modulation, and two light beams of different wavelengths, which are intensity modulated, are directed to the subject.
  • each of the two light beams having different wavelengths is electrically intensity-modulated by a signal having the same frequency and opposite phase, a sound wave corresponding to each of the two light beams having different wavelengths is generated. Detection can be performed without being affected by the frequency dependency of the sound wave detecting means.
  • the one wave of light generates a sound wave having a pressure corresponding to the total absorption in a state where the component to be measured and water in the subject are mixed, while the other one wave of light is the subject. Only the water that occupies most of the area generates a sound wave having the same pressure as the sound wave generated by the one wave of light, so that the pressure of the sound wave generated only by the component to be measured is detected based on the difference between the two. As a result, it becomes possible to measure the amount of the component to be measured.
  • the pressures of the sound waves corresponding to the absorption of only the majority of water are equal in frequency and opposite in phase, and are superimposed on each other at the sound wave stage in the subject, and the difference between the sound pressures is detected. Therefore, the difference between the pressure of the sound wave and the pressure of the sound wave corresponding to the total absorption of the mixed state of the water and the component to be measured, which is generated in the subject, is the difference between the pressure of the sound wave and the light of the other wave.
  • the measurement can be performed with higher accuracy than calculating the difference. This is a completely new advantage not found in the prior art.
  • the modulation frequency for electrically modulating the intensity of each of two light beams having different wavelengths is modulated at the same frequency as the resonance frequency related to the detection of sound waves generated in the subject. This makes it possible to measure the photoacoustic signals for two different wavelengths of light selected in consideration of the nonlinearity related to the absorption coefficient in the measured values of the photoacoustic signals. By eliminating the influence of the parameters, it is possible to detect the sound waves generated in the subject with high accuracy.
  • a second light emitting means for emitting light intermittently generated at intervals longer than the repetition interval of the same frequency toward the subject. Is desirable.
  • absorption by a component to be measured in a subject particularly in a biological tissue
  • the amount of photoacoustic signal generated by the method can be increased to measure the component concentration non-invasively and accurately.
  • the wavelength of the light emitted from the second light emitting means is a wavelength exhibiting characteristic absorption of a component different from the component to be measured.
  • the temperature of blood tissue can be increased as compared to non-blood tissue, and only the photoacoustic signal of the blood component can be increased.
  • the wavelength of light of the second light emitting means is a wavelength exhibiting characteristic absorption of hemoglobin in blood.
  • the interval force for generating light of the second light emitting means is an interval that causes a temperature rise of 2 ° C or less to the subject.
  • the intensity of light of the second light emitting means is an intensity that causes a temperature rise of 2 ° C or less to the subject.
  • a frequency sweeping means for sweeping a modulation frequency for modulating light generated by the light generating means, and a modulation frequency range in which the sound wave detected by the sound wave detecting means is swept. It is preferable that the light modulating means electrically modulates the intensity of the two light beams having different wavelengths in opposite phases by a signal of the frequency sweeping means.
  • the resonance frequency of the sound wave detecting means changes by integrating the photoacoustic signal generated in the subject in the range of the modulation signal to be swept, the sound wave Since the value of the photoacoustic signal detected with high sensitivity at a frequency that matches the resonance frequency of the detection means is integrated, measurement can be performed at a resonance frequency with high sensitivity.
  • the sound wave detecting means tracks the modulation frequency swept by the frequency sweeping means, and is generated in the subject by the emitted light.
  • the sound wave to be detected is detected, and the integrating means integrates the sound wave detected by the sound wave detecting means in a modulation frequency range in which the sound wave detecting means has high detection sensitivity.
  • the resonance frequency of the sound wave detection means generated in the subject changes and the modulation frequency for detecting the photoacoustic signal changes
  • the light is modulated and irradiated at the frequency-swept modulation frequency. From the result of detecting the photoacoustic signal generated in the subject by the emitted light, the change in the resonance frequency of the sound wave detecting means at which the detection sensitivity is maximized is determined, and the change in the resonance frequency is tracked. Integrates the detected value of the photoacoustic signal.
  • the apparatus further comprises a component concentration calculating means for calculating the component concentration of the component to be measured in the subject from the sound waves integrated by the integrating means.
  • a theoretical value or an experimental value indicating a relationship between a photoacoustic signal generated in a subject and a concentration of a component to be measured prepared in advance is stored, and a photoacoustic signal generated in the subject is stored.
  • the concentration of the component to be measured is calculated from the value of the detected value.
  • the component concentration measuring device further includes an acoustic wave generator that outputs an acoustic wave, and the sound wave detection unit transmits the acoustic wave from the acoustic wave generator through the subject together with a sound wave from the subject. It is desirable to detect the acoustic wave.
  • the influence of a scatterer that reflects and scatters Z on a photoacoustic signal can be detected using an acoustic wave. This makes it possible to detect a photoacoustic signal with an optimal arrangement.
  • a driving means for changing a position of at least one of the acoustic wave generator and the sound wave detecting means.
  • the propagation path of an acoustic wave is changed, the influence of a scatterer that reflects and scatters Z on a photoacoustic signal is detected for each propagation path, and a photoacoustic signal is detected with the detected optimal arrangement. can do.
  • the apparatus further comprises a control means for controlling the driving means so that the intensity of the acoustic wave detected by the sound wave detecting means becomes a specific value.
  • the detection of a photoacoustic signal in the detected optimum arrangement can be automated.
  • the light emitting unit is fixed to the acoustic wave generator so as to interlock with the acoustic wave generator.
  • the excitation light source can be automatically moved to the optimal position force of the acoustic wave generator.
  • the apparatus further includes pressing means for pressing the acoustic wave generator and the sound wave detecting means against the subject with a pressing force whose pressure can be controlled.
  • the pressure at which the acoustic wave generator and the sound wave detecting means press the subject is variable, the pressure at which the acoustic wave generator and the sound wave detecting means come into contact with the subject can be maintained at a predetermined pressure. . Thereby, the influence of the pressure pressing the subject can be reduced.
  • the acoustic wave generator is arranged close to a beam of intensity modulated light of the light emitting means.
  • an acoustic wave is output to a position close to the path of the intensity-modulated light beam, so that the reflected Z-scattering in the propagation path of the photoacoustic signal can be inspected more accurately.
  • a part of the acoustic wave generator further includes a transmission window through which the beam of the intensity-modulated light passes.
  • the present invention it is possible to irradiate the subject with the upward intensity modulated light of the acoustic wave generator. This makes it possible to irradiate the subject with the intensity-modulated light at the optimal position force of the acoustic wave generator.
  • the acoustic wave generator has a variable frequency, Z, or intensity of the acoustic wave to be output.
  • the influence of the scatterer on the photoacoustic signal can be more accurately inspected.
  • the intensity of the acoustic wave output from the acoustic wave generator can be increased or decreased according to the intensity of the acoustic wave detected by the sound wave detecting means, even if the intensity detected by the sound wave detecting means is small. The detected intensities can be compared.
  • the acoustic wave generator and Z or the light It is desirable to further include an acoustic coupling member having substantially the same acoustic impedance as that of the subject on the surface of the projecting means in contact with the subject.
  • the present invention it is possible to reduce the reflected Z scattering on the surface where at least one of the acoustic wave generator and the sound wave detecting means comes into contact with the subject.
  • the light generation means may set the wavelength of the two waves to be a two-wavelength light in which the difference in absorption exhibited by the component to be measured is larger than the difference in absorption exhibited by the solvent. It is desirable to set the wavelength of light.
  • the light generating means sets the wavelength of one of the two waves of light to a wavelength at which a component to be measured exhibits characteristic absorption, It is desirable to set the wavelength of the light to a wavelength at which the solvent exhibits the same absorption as that at the wavelength of the single light.
  • the light generation means may be configured to set the wavelength of the two waves of light to be a two-wave light in which the difference in absorption exhibited by the component to be measured is larger than the difference in absorption exhibited by the solvent. This is the case where the difference in the absorption exhibited by the solvent is set to 0 according to the method of controlling the component concentration measuring device for setting the wavelength. Thereby, the influence due to the absorption of the solvent can be removed.
  • the light generation means may be configured to determine that the difference between the absorption of the component to be measured and the absorption of the other component is different between the two wavelengths of the light. It is desirable to set the wavelength of the two light beams larger than the difference between the two.
  • the light generating means sets the wavelength of the two waves to two waves, where the difference in absorption exhibited by the blood component to be measured is larger than the difference in absorption exhibited by water. It is desirable to set the wavelength of the light.
  • the light generating means sets the wavelength of one of the two waves of light to a wavelength at which a blood component to be measured exhibits a characteristic absorption, and the other It is desirable to set the wavelength of this light to a wavelength at which water exhibits the same absorption as at the wavelength of the one light.
  • the above-mentioned light generating means may be arranged so that the wavelength of the two waves of light is such that the difference in absorption of a blood component to be measured is larger than the difference in absorption of water.
  • the control method of the component concentration measuring device set to the wavelength of the above it is assumed that the difference in absorption exhibited by water is set to 0. The As a result, the influence of water absorption can be eliminated.
  • the light generation means sets the wavelength of both of the two lights as the difference between the absorption of the blood component to be measured and the other blood component. It is desirable to set the wavelength of the two light beams to be larger than the difference in absorption exhibited.
  • a combiner for combining the emitted light beam is further provided between the light emitting means and the subject.
  • a detection amplification means for detecting the amplitude of the sound wave from the sound wave detection means.
  • the detected photoacoustic signal force can also detect the amplitude of the acoustic wave.
  • the detection amplification means is a synchronous detection amplifier.
  • the photoacoustic signal strength can also detect the amplitude of an acoustic wave with high sensitivity.
  • the beam diameters of the two lights emitted from the light emitting means are substantially equal.
  • Measurement sites can be matched to increase measurement accuracy.
  • the component concentration measuring device further includes a component concentration calculating means for calculating the component concentration of the component to be measured in the subject from the pressure of the detected sound wave.
  • the component concentration calculating means may measure the pressure of a sound wave generated by emitting the two light beams having different wavelengths to the subject, out of the two light beams. It is desirable to divide by the pressure of the sound wave generated when one light wave is set to zero.
  • the pressure of the sound wave generated by irradiating the subject with the two waves of light having different wavelengths is, as described above, a mixture of water and the component to be measured in which the one wave of light is generated inside the subject.
  • the difference between the pressure of the sound wave corresponding to the total absorption of the state and the pressure of the sound wave generated by only the water that occupies most of the inside of the subject is detected by the other light wave.
  • the pressure of the sound wave generated when one of the two waves is made zero, that is, the sound wave generated only by water, which occupies most of the other light in the subject.
  • the number described below By dividing according to equation (5), the component concentration can be measured.
  • the light modulating means modulates at the same frequency as a resonance frequency related to detection of a sound wave generated in the subject.
  • the modulation frequency for electrically modulating the intensity of each of the two light beams having different wavelengths is modulated at the same frequency as the resonance frequency related to the detection of the sound wave generated in the subject. This makes it possible to detect a sound wave generated in the subject with high accuracy.
  • the light generating means combines the two waves of the intensity-modulated lights of different wavelengths into one light flux and irradiates the water with a pressure of a sound wave generated to be zero. It is desirable to adjust the relative intensity of each of the two light beams having different wavelengths so that
  • the relative intensities of the two light beams having different wavelengths become equal, and the intensity of the photoacoustic signal generated in water where the light of each wavelength occupies most of the inside of the subject becomes equal. Therefore, the measurement accuracy can be improved by calibrating the relative intensities of the two light beams having different wavelengths in the state including the entire photoacoustic signal measurement system.
  • the sound wave detecting means detects a sound wave by synchronous detection in synchronization with the modulation frequency.
  • the photoacoustic signal can be detected with high accuracy by detecting the photoacoustic signal by synchronous detection synchronized with the modulation frequency.
  • each of the two semiconductor laser light sources be directly modulated by rectangular wave signals having the same frequency and opposite phases to each other.
  • the blood component to be measured is glucose or cholesterol.
  • the component concentration measuring device When measuring the concentration of glucose or cholesterol, the measurement can be performed with high accuracy by irradiating a wavelength exhibiting characteristic absorption. [0206] Further, it is preferable that the component concentration measuring device further includes a recording unit that records a sound wave detected by the sound wave detecting unit in accordance with a modulation frequency.
  • the resonance frequency of the sound wave detecting means generated in the subject changes, the sound wave is detected.
  • the sweep range of the modulation frequency of the light irradiating the specimen includes the range in which the resonance frequency changes, and a value measured with high precision is selected from the detected photoacoustic signals, integrated, averaged, and accurately. It can be confirmed that the component concentration is measured in advance.
  • the light emitting means and the sound wave detecting means are arranged at positions substantially opposed to each other.
  • the photoacoustic signal emitted from the subject is detected with the largest signal intensity in the direction in which the light emitting means emits the intensity-modulated light.
  • the component concentration measuring device further includes a light shielding hood around at least a part of an optical path of the intensity modulated light to prevent the intensity modulated light from leaking outside the component concentration measuring device. Is desirable.
  • the present invention it is possible to prevent the intensity-modulated light from leaking to the outside of the component concentration measuring device such as the part of the subject other than the part to be inspected.
  • At least the light emitting means and the sound wave detecting means are arranged in a portion which is in contact with the subject inside a circular portion which is mounted so as to surround a part of the subject. It is desirable to further include a wearing means provided.
  • the measurement is performed.
  • the light emitting means and the sound wave detecting means are arranged at positions substantially opposite to each other with respect to an annular portion of the body means.
  • the light emitting means and the sound wave detecting means are disposed at positions substantially opposite to each other with respect to the ring-shaped portion of the wearing means, the light emitting means irradiates the light with the light and emits the light.
  • the acoustic wave generated in the subject can be efficiently detected by the sound wave detecting means, and the concentration of the component to be measured of the subject can be accurately measured.
  • the portion including the location of the sound wave detecting means and extending over at least a half circumference of a portion in contact with the subject inside the annular portion of the wearing means is approximate to the subject. It is desirable that a layer of a cushioning material having a high acoustic impedance be arranged.
  • the acoustic impedance approximating the subject is included in at least a half circumference of the portion in contact with the subject inside the annular portion of the wearing means, including the location of the sound wave detecting means.
  • a sound absorbing material is filled between the layer of the buffer material and the inner surface of the annular portion of the attachment means.
  • the acoustic wave generated in the subject is absorbed by the buffer.
  • the component concentration can be measured more accurately by reducing the amount of acoustic waves which are detected by the sound wave detecting means and become noise after being reflected by the interface between the material and the inner surface of the annular portion of the above-mentioned body means.
  • the light generating means generates two waves of light having different wavelengths by a plurality of semiconductor laser elements.
  • the light generation means generates two waves of different wavelengths by a plurality of semiconductor laser elements, so that the component concentration measuring apparatus of the present invention is significantly smaller and lighter. Becomes possible.
  • the light emitting means includes a beam diameter expander for expanding a beam diameter of the light generated by the light generating means.
  • the light emitting means includes the beam diameter expander for expanding the beam diameter of the light generated by the light generating means, thereby expanding the light beam irradiating the subject. It is possible to irradiate relatively intense light without adversely affecting the specimen, and it is possible to more accurately measure the concentration of the component to be measured of the specimen.
  • the wearing means is a ring worn on a finger of a human body, and the light emitting means is arranged on the back side of the finger, and the sound wave detecting means is provided. It is preferable that the finger is arranged on the palm side of the finger.
  • the wearing means is the ring attached to the finger of the human body, the light emitting means is arranged on the back side of the finger, and the sound wave detecting means is placed on the finger.
  • the sound wave detecting means By arranging the sound wave on the palm side of the finger, the sound wave detecting means easily comes into contact with the relatively soft skin of the finger, and the sound wave detecting means can efficiently measure the acoustic wave generated in the finger.
  • the component concentration can be measured.
  • mounting the light emitting means and the sound wave detecting means on the inner surface of the ring it is possible to easily and continuously measure the component concentration of the human body which does not hinder daily life.
  • the wearing means is a wrist worn on a human body arm
  • the light emitting means is arranged on the palm side
  • the sound wave detecting means is on the back of the hand. It is desirable to be located.
  • the wearing means is the bracelet worn on the arm of the human body
  • the light emitting means is arranged on the palm side
  • the sound wave detecting means is arranged on the back of the hand. Therefore, the sound wave detecting means easily comes into contact with the relatively soft skin of the arm, and the sound wave detecting means can efficiently measure the acoustic wave generated in the arm, so that the component concentration can be measured more accurately.
  • the concentration of the component of the human body can be easily and continuously interrupted to daily life. Can be measured.
  • the light generation means sweeps a light generation procedure for generating light
  • the frequency sweeping means sweeps a frequency for modulating the light generated in the light generation procedure.
  • an integrating step in which the integrating means integrates the sound wave detected by the sound wave detecting step in a swept modulation frequency range.
  • light is electrically intensity-modulated by a modulation signal whose frequency is swept within a predetermined range, intensity-modulated light is emitted, and a photoacoustic signal generated by the emitted light is detected.
  • the concentration of the component to be measured in the measured object is calculated.
  • the wavelength of the emitted light is set to a wavelength at which the component to be measured exhibits absorption.
  • the light generation means may include a light generation procedure in which light is generated, and the light modulation means may electrically control the light generated in the light generation procedure at a constant frequency.
  • a light emitting procedure in which the light emitting means emits the intensity-modulated light intensity-modulated in the light modulating procedure to an object to be measured, and a sound wave detecting means performs intensity modulation in the light emitting procedure.
  • a sound wave detection procedure for detecting a sound wave generated in the device under test by light wherein the light emitting procedure and the sound wave detection procedure are performed by comparing the test object with the acoustic impedance. Roughly, it is performed in a container filled with an acoustic matching substance.
  • the present invention is characterized in that a photoacoustic signal is detected in an environment having an acoustic impedance substantially equal to the acoustic impedance of the device under test.
  • the intensity-modulated light which is intensity-modulated at a constant frequency, is emitted
  • a photoacoustic signal which is a sound wave generated by the emitted light, is detected by sound wave detection means via the acoustic matching substance, and is included in the object to be measured. Measure the concentration of specific components To do.
  • the light emission process and the sound wave detection process are performed in a container filled with an acoustic matching material, such as the approximate impedance of the device under test and the acoustic impedance, so that light around the device under test is surrounded by an acoustic matching material.
  • An acoustic signal can be detected.
  • the acoustic wave generator outputs an acoustic wave from at least two different positions to the object to be measured, and the sound wave detecting means detects the acoustic wave.
  • an acoustic wave generator generated near an irradiation position of excitation light, that is, near a source of a photoacoustic signal is used.
  • the method is characterized in that the generated ultrasonic waves (referred to as acoustic waves in this case) are detected as reference signals, and an arrangement that optimizes the positional relationship between the source of the photoacoustic signal and the sound wave detecting means is detected.
  • the optical arrangement is detected in the detected arrangement.
  • Detection of the acoustic signal includes changes in the effect of the scatterer on the photoacoustic signal due to the change in the positional relationship between the source of the photoacoustic signal and the sound wave detecting means, and the contact of the sound wave detecting means with the DUT. It is possible to detect a photoacoustic signal excluding the influence of an uncertain element. This makes it possible to measure the component concentration excluding the influence of many parameters due to the change in the arrangement of the component concentration measuring device.
  • the means for adjusting each arrangement is mechanized and linked with the sound wave detection means.
  • the above-described excitation As the light, intensity-modulated light modulated at a constant frequency is used.
  • the intensity of the acoustic wave detected by the sound wave detection unit is changed.
  • a photoacoustic signal is detected by emitting intensity-modulated light so that the photoacoustic signal propagates along a propagation path where becomes a specific value. This makes it possible to detect a photoacoustic signal with an optimal arrangement.
  • the light generation means may generate light in two waves having different wavelengths
  • the light modulation means may generate light in the light generation procedure.
  • each of the two light beams having different wavelengths is electrically intensity-modulated by a signal having the same frequency and opposite phase, a sound wave corresponding to each of the two light beams having different wavelengths is generated. Detection can be performed without being affected by the frequency dependency of the sound wave detecting means.
  • the one wave of light generates a sound wave having a pressure corresponding to the total absorption of the mixed state of the component to be measured and water in the object to be measured, while the other one wave of light is Since only water occupying most of the object to be measured generates a sound wave having the same pressure as the sound wave generated by the single light, the pressure of the sound wave generated only by the component to be measured is detected based on the difference between the two. As a result, it is possible to measure the amount of the component to be measured.
  • the pressure of the sound wave corresponding to the total absorption of the mixed state of water and the component to be measured, in which the one wave of light is generated in the object to be measured, and the another one wave of light The sound pressures corresponding to the absorption of only water, which occupies most of the object, have the same frequency and opposite phases, and are superimposed on each other at the sound wave stage in the measured object, and the difference between the sound pressures is detected.
  • the difference between the pressure of the sound wave and the pressure of the sound wave corresponding to the total absorption of the state in which the one wave of light is mixed in the component to be measured and the water generated in the object to be measured, and the light of the other one wave Individually measures the pressure of sound waves corresponding to the absorption of only water, which occupies most of the DUT, and calculates the difference It is possible to measure with higher accuracy than it does. This is a completely new advantage not found in the prior art.
  • the modulation frequency for electrically intensity modulating each of the two light beams having different wavelengths is modulated at the same frequency as the resonance frequency related to the detection of a sound wave generated in the device under test.
  • the frequency sweeping means sweeps a frequency for modulating the light generated in the light generation procedure
  • the integrating means detects the sound wave detected in the sound wave detection procedure. It is desirable that the method further include: an integrating procedure of integrating the modulation frequency in the swept modulation frequency range.
  • the photoacoustic signal generated in the device under test is integrated in the range of the modulated signal to be swept, so that the sound wave can be changed even when the resonance frequency of the sound wave detecting means changes. Since the value of the photoacoustic signal detected with high sensitivity at a frequency that matches the resonance frequency of the detection means is integrated, measurement can be performed at a resonance frequency with high sensitivity.
  • the sound wave detecting step is performed in the device under test by irradiating light by tracking a modulation frequency swept in the frequency sweeping step. It is preferable that the sound wave is detected and the integrating step is a step of integrating the sound waves detected in the sound wave detecting step in a modulation frequency range in which the detection sensitivity of the sound wave is high in the sound wave detecting step.
  • the resonance frequency of the sound wave detecting means generated in the device to be measured changes and the modulation frequency for detecting the photoacoustic signal changes
  • the signal is modulated and emitted at the frequency-swept modulation frequency. From the result of detecting the photoacoustic signal generated by the reflected light, the change in the resonance frequency of the sound wave detector that maximizes the detection sensitivity is determined, and the change in the resonance frequency is tracked. Is integrated.
  • the sound It is desirable to further include a liquid component concentration calculation procedure for calculating the component concentration of the liquid component to be measured.
  • a theoretical value or an experimental value indicating a relationship between a photoacoustic signal generated in the object to be measured prepared in advance and a component concentration to be measured is stored and generated in the object to be measured.
  • the value of the photoacoustic signal detected is used to calculate the concentration of the component to be measured.
  • the light emitting procedure and the sound wave detecting procedure are performed in a container filled with an acoustic matching substance having substantially the same acoustic impedance as the object to be measured. Desired,.
  • Providing a container filled with an acoustic matching substance having an acoustic impedance substantially equal to that of an object allows the object to be arranged in a container filled with an acoustic matching substance having an acoustic impedance substantially equal to that of the object.
  • the photoacoustic signal generated by the reflection of the boundary between the device under test and its surroundings and the contact between the device under test and the sound wave detection means Attenuation due to reflection of light can be reduced.
  • the sound wave detecting step it is preferable that in the sound wave detecting step, the sound wave is detected through an acoustic matching substance having an acoustic impedance substantially equal to that of the object to be measured.
  • the intensity-modulated light is disposed on an inner wall surface of the container, and the measured light is transmitted through an emission window transparent to the intensity-modulated light. It is desirable to be emitted to an object.
  • the container is provided with the emission window transparent to the intensity-modulated light, the light emitting unit can be arranged outside the container, so that the light emitting unit can be easily arranged.
  • the intensity-modulated light can be emitted from the inner wall surface of the container, the unevenness of the inner wall surface of the container can be eliminated, and the reflection of a photoacoustic signal can be reduced.
  • a part of the object to be measured which is irradiated with the intensity-modulated light is covered with the acoustic matching substance in a liquid, sol, or gel state. This is desirable.
  • the part of the object to be irradiated with the intensity-modulated light is covered with the liquid, sol, or gel acoustic matching substance, the environment surrounding the object to be measured is surrounded by the acoustic matching substance. Below, the photoacoustic signal of the object can be detected.
  • the acoustic wave generator outputs an acoustic wave to two or more different position forces to the object to be measured, and the sound wave detecting means passes through the object to be measured.
  • the method further includes an optimal position detecting step of detecting a position at which the intensity of the acoustic wave becomes a specific value, and in the light emitting step, the light emitting unit determines that the intensity of the acoustic wave has a specific value. It is desirable that the position force light be emitted to the object to be measured.
  • the intensity of the acoustic wave detected by the sound wave detector is determined.
  • a photoacoustic signal is detected by emitting intensity-modulated light so that the photoacoustic signal propagates along a propagation path where becomes a specific value. This makes it possible to detect a photoacoustic signal with an optimal arrangement.
  • the difference between the absorption of the liquid component to be measured is determined by the difference between the absorption of the liquid component to be measured. It is also desirable that the procedure be set to two wavelengths of light.
  • the wavelength of one of the two waves is set to a wavelength at which a liquid component to be measured exhibits a characteristic absorption.
  • the wavelength of the other light is set to a wavelength at which the solvent exhibits the same absorption as the wavelength of the one light.
  • the wavelength of the two lights may be set such that a difference in absorption exhibited by a liquid component to be measured is larger than a difference in absorption exhibited by a solvent. This is the case where the difference in the absorption exhibited by the solvent is set to 0 in the control method of the component concentration measuring apparatus having the procedure of setting the wavelength to the above. Thereby, the influence due to the absorption of the solvent can be removed.
  • the light generation procedure may include the steps of:
  • the procedure is to set both wavelengths to two light wavelengths where the difference in absorption exhibited by the liquid component to be measured is greater than the difference in absorption exhibited by the other liquid components.
  • the two light beams from the light emitting means are combined and emitted to the object to be measured.
  • the detected sound wave is further detected and amplified to detect the amplitude of the sound wave.
  • the method for controlling a component concentration measuring device may further include a liquid component concentration calculating step of calculating a component concentration of a liquid component to be measured from the pressure of the sound wave detected in the sound wave detecting step. desirable.
  • the method further includes, after the sound wave detecting step, a recording step of recording the sound wave detected in the sound wave detecting step in accordance with a modulation frequency.
  • the frequency sweep range includes the range in which the resonance frequency changes, and values measured with high precision are selected from the detected photoacoustic signals, integrated, averaged, and the component concentration to be measured is accurately determined. You can confirm that you are measuring.
  • the object to be measured is disposed in contact with the emission surface of the intensity-modulated light, and the intensity-modulated light is It is desirable that the object to be measured be directly irradiated.
  • An object to be measured is arranged so as to be in contact with the emission surface of the intensity-modulated light, and the intensity-modulated light is directly applied to the object to prevent attenuation of the intensity-modulated light due to absorption by an acoustic matching substance or the like. be able to.
  • the device under test can be efficiently irradiated with the intensity-modulated light, so that the photoacoustic signal radiated from the device under test increases, and the light sound detected by the sound wave detecting means increases. The accuracy of the sound signal can be further improved.
  • the light generation means may control the light generation procedure in which light is generated and the frequency sweeping means may control the frequency in which the light generated in the light generation procedure is modulated.
  • a light emitting procedure for emitting light whose intensity has been modulated in the above, a sound wave detecting means for detecting a sound wave generated by the light emitted in the light emitting procedure, and an integrating means for detecting the sound wave in the sound wave detecting procedure An integration procedure for integrating the obtained sound waves in the swept modulation frequency range.
  • light is electrically intensity-modulated by a modulation signal whose frequency is swept in a predetermined range, intensity-modulated light is emitted, and a photoacoustic signal generated by the emitted light is detected.
  • the detected photoacoustic signals are integrated to calculate the concentration of the component to be measured in the force object.
  • the wavelength of the emitted light is set to a wavelength at which the component to be measured exhibits absorption.
  • the light generation means may include a light generation procedure in which light is generated, and the light modulation means may electrically convert the light generated in the light generation procedure at a constant frequency.
  • a light modulating procedure for modulating the intensity of the light a light emitting means for emitting the intensity modulated light intensity-modulated in the light modulating procedure, and a sound wave detecting means for the sound wave generated by the intensity modulated light in the light emitting procedure.
  • a method for controlling the concentration of a component comprising: a sound wave detecting step of detecting an acoustic wave. The light emitting step and the sound wave detecting step are performed in a container filled with an acoustic matching substance having an acoustic impedance substantially equal to that of a subject. Characterized by
  • the present invention is characterized in that a photoacoustic signal is detected under an environment of acoustic impedance substantially equal to the acoustic impedance of the subject.
  • the intensity-modulated light which is intensity-modulated at a constant frequency, is emitted, and a photoacoustic signal, which is a sound wave generated by the emitted light, is detected by sound wave detection means via the acoustic matching material, and a specific component contained in the liquid is detected. Measure the concentration.
  • the light By performing the emission step and the sound wave detection step, a photoacoustic signal can be detected in an environment in which the subject is surrounded by an acoustic matching substance.
  • a photoacoustic signal can be detected in an environment in which the subject is surrounded by an acoustic matching substance.
  • the acoustic wave generator outputs acoustic waves from two or more different positions
  • the sound wave detecting means detects the acoustic waves transmitted through the subject.
  • a sound wave detecting step of detecting the sound wave generated by the intensity modulated light by the sound wave detecting means is
  • an acoustic wave generator generated near an irradiation position of excitation light, that is, near a source of a photoacoustic signal.
  • the method is characterized in that the generated ultrasonic waves (referred to as acoustic waves in this case) are detected as reference signals, and an arrangement that optimizes the positional relationship between the source of the photoacoustic signal and the sound wave detecting means is detected.
  • the photoacoustic signal By detecting the photoacoustic signal at the detected optimal arrangement, the component concentration can be measured along a propagation path that is less affected by scatterers such as bones.
  • the photoacoustic signal is detected in an arrangement where the signal intensity of the detected acoustic wave has a predetermined value such that the amount of attenuation of the acoustic wave is constant, the light in the detected arrangement is
  • the uncertainty including the change in the effect of the scatterer on the photoacoustic signal due to the change in the positional relationship between the source of the photoacoustic signal and the acoustic wave detecting means, and the contact of the acoustic wave detecting means with the subject It is possible to detect a photoacoustic signal excluding the influence of various elements. This makes it possible to measure the component concentration excluding the influence of many parameters due to the change in the arrangement of the component concentration measuring device.
  • the means for adjusting each arrangement is mechanized and linked with the sound wave detection means. Automates component concentration measurement at optimal locations. Note that, in the present invention, intensity modulation light modulated at a certain frequency is used as the aforementioned excitation light.
  • a scatterer that reflects and scatters Z by changing the propagation path of an acoustic wave is photoacoustic. After detecting the influence on the signal for each propagation path, the intensity modulated light is emitted so that the photoacoustic signal propagates along the path where the intensity of the acoustic wave detected by the sound wave detector becomes a specific value, and the photoacoustic signal is output. Is detected. This makes it possible to detect a photoacoustic signal with an optimal arrangement.
  • the light generation means may generate light in two waves having different wavelengths
  • the light modulation means may generate light in the light generation procedure.
  • a light modulation procedure for electrically intensity-modulating each of the two light beams having different wavelengths with signals of the same frequency and opposite phases; and a light emitting means comprising two light waves of different wavelengths, the intensity of which is modulated in the light modulation procedure.
  • a sound wave detecting step in which the sound wave detecting means detects a sound wave generated by the light emitted in the light emitting step.
  • each of the two light beams having different wavelengths is electrically intensity-modulated by a signal having the same frequency and opposite phase, a sound wave corresponding to each of the two light beams having different wavelengths is generated. Detection can be performed without being affected by the frequency dependency of the sound wave detecting means.
  • the one wave of light generates a sound wave having a pressure corresponding to the total absorption in a state where the component to be measured and water in the subject are mixed, while the other one wave of light is the subject. Only the water that occupies most of the area generates a sound wave having the same pressure as the sound wave generated by the one wave of light, so that the pressure of the sound wave generated only by the component to be measured is detected based on the difference between the two. As a result, it becomes possible to measure the amount of the component to be measured.
  • the pressures of the sound waves corresponding to the absorption of only the majority of water are equal in frequency and opposite in phase, and are superimposed on each other at the sound wave stage in the subject, and the difference between the sound pressures is detected. Therefore, the difference between the pressure of the sound wave and the pressure of the sound wave corresponding to the total absorption of the mixed state of the water and the component to be measured, which is generated in the subject, is the difference between the pressure of the sound wave and the light of the other wave.
  • the measurement can be performed with higher accuracy than calculating the difference. This is a completely new advantage not found in the prior art.
  • a modulation circuit for electrically modulating the intensity of each of two light beams having different wavelengths.
  • different wavelengths selected in consideration of the nonlinearity related to the absorption coefficient in the measured value of the photoacoustic signal.
  • Photoacoustic signals for two waves of light are measured, and from these measured values, the sound waves generated in the subject can be detected with high accuracy by eliminating the effects of a large number of parameters that are difficult to keep constant.
  • the second light emitting means further includes a second light emitting step of emitting the light intermittently at intervals longer than the repetition interval of the same frequency.
  • the sound wave detecting means detects a sound wave generated by the light emitted in the light emitting procedure and the second light emitting procedure.
  • the second light emitting means emits light having a wavelength exhibiting characteristic absorption of a component different from the component to be measured.
  • the temperature of blood tissue can be increased as compared to non-blood tissue, and only the photoacoustic signal of the blood component can be increased.
  • the second light emitting means emits light having a wavelength at which hemoglobin in blood exhibits characteristic absorption.
  • the second light emitting means emits light at intervals at which a temperature rise of 2 ° C or less occurs to the test object.
  • the second light emitting means emits light with an intensity that causes a temperature rise of 2 ° C or less to the test object.
  • the frequency sweeping means may include the light emitting device.
  • the method may further include a frequency sweeping procedure for sweeping a frequency for modulating light generated in the raw procedure, and an integrating procedure in which the integrating means integrates the sound waves detected in the sound wave detecting procedure in a swept modulation frequency range. desirable.
  • the resonance frequency of the sound wave detecting means changes by integrating the photoacoustic signal generated in the subject in the range of the modulation signal to be swept, the sound wave Since the value of the photoacoustic signal detected with high sensitivity at a frequency that matches the resonance frequency of the detection means is integrated, measurement can be performed at a resonance frequency with high sensitivity.
  • the sound wave detecting step may detect a sound wave generated by the emitted light by tracking a modulation frequency swept in the frequency sweeping step.
  • the integration step integrates the sound waves detected in the sound wave detection procedure in a modulation frequency range in which the detection sensitivity of the sound wave is high in the sound wave detection procedure.
  • the resonance frequency of the sound wave detection means generated in the subject changes and the modulation frequency for detecting the photoacoustic signal changes
  • the light is modulated and irradiated at the frequency-swept modulation frequency. From the result of detecting the photoacoustic signal generated in the emitted light, the change in the resonance frequency of the sound wave detection means that maximizes the detection sensitivity is determined, and the change in the resonance frequency is tracked. Integrate the signal detection values.
  • the method for controlling a component concentration measuring apparatus further includes a component concentration calculating step of calculating a component concentration of a component to be measured for the acoustic power integrated in the integrating step. .
  • a theoretical value or an experimental value indicating a relationship between a photoacoustic signal generated in a subject and a concentration of a component to be measured prepared in advance is stored, and a photoacoustic signal generated in the subject is stored.
  • the concentration of the component to be measured is calculated from the value of the detected value.
  • the light emitting procedure and the sound wave detecting procedure are performed in a container filled with an acoustic matching substance having substantially the same acoustic impedance as the subject. It is desirable.
  • a photoacoustic signal can be detected in an environment in which the periphery of the subject is surrounded by an acoustic matching substance. As a result, it is possible to reduce the reflection of the boundary between the subject and its surroundings and the deterioration of the photoacoustic signal caused by the contact between the subject and the sound wave detecting means.
  • the sound wave detecting step the sound wave is detected via an acoustic matching substance having an acoustic impedance substantially equal to that of the subject.
  • the intensity-modulated light is disposed on an inner wall surface of the container, and is transmitted to the intensity-modulated light. It is desirable that the light is emitted through a transparent emission window.
  • the container is provided with the emission window transparent to the intensity-modulated light, the light emitting means can be arranged outside the container, so that the light emitting means can be easily arranged.
  • the intensity-modulated light can be emitted from the inner wall surface of the container, the unevenness of the inner wall surface of the container can be eliminated, and the reflection of a photoacoustic signal can be reduced.
  • a part of the subject to be irradiated with the intensity-modulated light may be covered with a liquid, sol, or gel acoustic matching substance. It's desirable! / ,.
  • the portion of the subject to be irradiated with the intensity-modulated light is covered with the liquid, sol, or gel acoustic matching material, the environment surrounding the subject with the acoustic matching material is covered. A photoacoustic signal can be detected under the subject.
  • the container is filled with water as the acoustic matching substance.
  • the light emitting means outputs acoustic waves from two or more different positions, and the sound wave detecting means determines the intensity of the acoustic waves transmitted through the subject. It is desirable to further include an optimum position detection procedure for detecting a position where the value of is obtained.
  • the light emitting means emits light from a position where the intensity of the acoustic wave has a specific value.
  • the optimal arrangement is achieved.
  • a photoacoustic signal can be detected.
  • the photoacoustic signal can always be detected in an optimal arrangement by linking the optimal position detecting means and the light emitting means.
  • the light emitting unit in the sound wave detection step, may include a transmission window that is provided in a part of the acoustic wave generator and that is transparent to the intensity-modulated light. It is desirable to emit through
  • the subject can be irradiated with the intensity-modulated light from a position substantially the same as the position of the optimal acoustic wave generator.
  • the acoustic wave generator may output the acoustic wave having a frequency substantially equal to the frequency of the intensity-modulated light, or It is desirable to increase or decrease the intensity of the output acoustic wave in accordance with the intensity of the acoustic wave detected by the sound wave detecting means.
  • the present invention it is possible to inspect the influence of a diffuser on a photoacoustic signal with an acoustic wave having the same frequency as the photoacoustic signal detected by the sound wave detecting means. Further, since the intensity of the acoustic wave output from the acoustic wave generator can be increased or decreased in accordance with the intensity of the acoustic wave detected by the sound wave detecting means, even if the intensity detected by the sound wave detecting means is small, the detection can be performed. Sa Can be compared.
  • the acoustic wave generator and the acoustic wave detecting means may use the acoustic wave generator and the acoustic wave generator with a pressing force whose pressure can be controlled. It is preferable that the acoustic wave is detected by pressing a sound wave detecting means against the subject.
  • the pressure at which the acoustic wave generator and the sound wave detecting means press the subject is variable, the pressure at which the acoustic wave generator and the sound wave detecting means contact the subject can be maintained at a predetermined pressure. . Thereby, the influence of the pressure pressing the subject can be reduced.
  • the light generation procedure may be such that the difference between the absorption of the component to be measured is the difference between the absorption of the solvent and the absorption of the solvent.
  • the procedure is to set the wavelength of the light to be larger than two wavelengths.
  • the light generation procedure may be such that the wavelength of one of the two waves is set to a wavelength at which a component to be measured exhibits a characteristic absorption.
  • the wavelength of the other light is set to a wavelength at which the solvent exhibits the same absorption as the wavelength of the one light.
  • the present invention relates to a method for controlling a component concentration measuring apparatus, comprising the step of setting the wavelength of two light beams in which the difference in absorption exhibited by the component to be measured is larger than the difference in absorption exhibited by the solvent. This is the case where the difference in absorption exhibited by is represented by 0. As a result, the influence due to the absorption of the solvent can be eliminated.
  • the difference between the absorption of the component to be measured and the absorption of the component to be measured is represented by the other components. It is desirable that the procedure is to set the wavelength of two light beams larger than the difference in absorption.
  • the difference between the absorption of the blood component to be measured and the absorption of the blood component to be measured is the difference between the two wavelengths of light. It is desirable that the procedure be set to a wavelength of two light beams larger than the difference.
  • the light generating step may include setting the wavelength of one of the two waves to a wavelength at which a blood component to be measured exhibits a characteristic absorption.
  • the procedure is to set the wavelength of the other light to a wavelength at which water exhibits the same absorption as the wavelength of the one light.
  • the wavelength of the two lights may be set such that a difference in absorption exhibited by a blood component to be measured is larger than a difference in absorption exhibited by water. This is the case where the difference in the absorption exhibited by water is set to 0 in the method for controlling the component concentration measuring device having the procedure of setting the wavelength to the following. As a result, the influence of water absorption can be eliminated.
  • the light generation procedure may be such that the difference between the absorption of the blood component to be measured is the wavelength of the two lights and the other blood components are different. It is desirable that the procedure be set to a wavelength of two light beams that is larger than the difference in absorption exhibited by
  • the detected sound wave is further detected and amplified to detect the amplitude of the sound wave.
  • the detected photoacoustic signal power can also detect the amplitude of the ultrasonic wave.
  • the detection amplification is synchronous detection amplification.
  • Photoacoustic signal strength [0334] The amplitude of ultrasonic waves can be detected with high sensitivity.
  • the beam diameters of the two lights from the light emitting means are made substantially equal.
  • the measurement accuracy can be increased by matching the measurement sites.
  • the method for controlling a component concentration measuring apparatus further includes a component concentration calculating step of calculating a component concentration of a component to be measured from the pressure of the sound wave detected in the sound wave detecting step.
  • the component concentration calculating step includes measuring a pressure of a sound wave generated by the two light beams having different wavelengths, and calculating the pressure of the two light beams. Measure the pressure of the sound wave that is generated when one of the light waves is set to zero, and the pressure is generated by the two light waves. Desirably, the procedure is such that the pressure of the sound wave is divided by the pressure of the sound wave generated when one of the two light waves is made zero.
  • the pressure of the sound wave generated by emitting the two light beams having different wavelengths is, as described above, the total pressure of the mixed state of the component to be measured and water generated in the subject.
  • the pressure of the sound wave corresponding to the absorption is detected as the difference between the pressure of the sound wave generated by only the water occupying the majority of the inside of the subject and the light of the other one wave.
  • the pressure of the sound wave generated when one of the two light beams is set to zero, that is, the pressure of the sound wave generated only by water that occupies the majority of the inside of the subject with the other single light beam, By dividing according to formula (5) described later, the component concentration can be measured.
  • the light modulation procedure is a procedure of modulating at the same frequency as a resonance frequency related to detection of a generated sound wave.
  • the modulation frequency for electrically modulating the intensity of each of the two light beams having different wavelengths is modulated at the same frequency as the resonance frequency related to the detection of the sound wave generated in the subject. This makes it possible to detect a sound wave generated in the subject with high accuracy.
  • the intensity-modulated two waves of different wavelengths are combined into one light flux. It is preferable that the method further includes an intensity adjustment step of adjusting the relative intensity of each of the two waves of light so that the pressure of the sound wave generated by irradiating the wave water becomes zero.
  • the relative intensities of the two light beams having different wavelengths become equal in the intensity of the photoacoustic signal generated in the water where the light of each wavelength occupies most of the object. Therefore, the measurement accuracy can be improved by calibrating the relative intensities of the two light beams having different wavelengths in the state including the entire photoacoustic signal measurement system.
  • the sound wave detecting step is a step of detecting a sound wave by synchronous detection in synchronization with the modulation frequency.
  • the tuning procedure is preferably a procedure in which each of the two semiconductor laser light sources is directly modulated at the same frequency by rectangular wave signals having mutually opposite phases.
  • the blood component to be measured is dalcose or cholesterol! /.
  • the measurement can be performed with high accuracy by irradiating a wavelength exhibiting characteristic absorption.
  • the method further includes, after the sound wave detecting step, a recording step of recording the sound wave detected in the sound wave detecting step in correspondence with the modulation frequency.
  • the The sweep range of the modulation frequency of the light irradiating the specimen includes the range in which the resonance frequency changes, and a value measured with high precision is selected from the detected photoacoustic signals, integrated, averaged, and accurately. It can be confirmed that the component concentration is measured in advance.
  • the subject is arranged in contact with an emission surface of the intensity-modulated light.
  • the subject By arranging the subject so as to be in contact with the emission surface of the intensity-modulated light and directly irradiating the subject with the intensity-modulated light, attenuation of the intensity-modulated light due to absorption by an acoustic matching substance or the like can be prevented. .
  • the subject can be efficiently irradiated with the intensity-modulated light, so that the number of photoacoustic signals emitted from the subject increases, and the accuracy of the photoacoustic signal detected by the sound wave detecting means can be further improved. .
  • the non-invasive component concentration measuring device and the component concentration measuring device control method measure the photoacoustic signal generated by irradiating the liquid or the subject with the intensity-modulated light to determine the component concentration.
  • the frequency at which the resonance frequency at which the sensitivity of the sound wave detecting means is high changes.
  • the modulation frequency for intensity-modulating the light is swept, and the photoacoustic signal is measured at a frequency at which the modulation frequency matches the resonance frequency of the sound wave detecting means. Can be accurately measured.
  • the non-invasive component concentration measuring device and the component concentration measuring device control method according to the present invention provide a liquid or a subject which is intensity-modulated by irradiating two lights having different wavelengths with a signal having the same frequency, and Since the photoacoustic signal generated inside or inside the subject is measured, it is not affected by the non-uniformity of the frequency characteristics of the sound wave detecting means. Further, a modulation frequency for modulating the intensity of the light is swept within a range including a resonance frequency of the sound wave detecting means, which may change, and a photoacoustic signal is generated by a frequency matching the resonance frequency of the sound wave detecting means. , It is possible to perform an accurate measurement in which the detector is hardly affected by external influences.
  • the component concentration measuring device and the component concentration measuring device control method of the present invention detect a photoacoustic signal in an environment having an acoustic impedance substantially equal to the acoustic impedance of the measured object or the subject, so that the subject Attenuation due to reflection of the photoacoustic signal due to boundary reflection with the surroundings and contact between the subject and the sound wave detecting means can be prevented. Further, it is possible to prevent a decrease in accuracy of the photoacoustic signal due to a sound collection state and a temperature change in the sound wave detecting means.
  • the photoacoustic signal can be optimally arranged with less influence of scatterers such as bones. Is detected, and the component concentration can be measured.
  • the influence of a number of parameters due to a change in the arrangement of the component concentration measuring device is eliminated.
  • the measured component concentration can be measured.
  • the non-invasive component concentration measuring device and the component concentration measuring device control method of the present invention select two wavelengths of light having different wavelengths in consideration of nonlinearity related to an absorption coefficient in an optical acoustic signal. Measure the photoacoustic signals for those lights, and The concentration of the component to be measured can be accurately calculated without the influence of the meter.
  • the component concentration measuring device and the component concentration measuring device control method of the present invention select two wavelengths of light having different wavelengths in consideration of nonlinearity relating to an absorption coefficient in a photoacoustic signal, and select those light wavelengths. By measuring the photoacoustic signal for, the effects of many parameters that are difficult to keep constant can be eliminated, and the component concentration can be calculated accurately.
  • the non-invasive component concentration measuring device and the component concentration measuring device control method of the present invention irradiate a subject with two waves having different wavelengths by using the same frequency signal, irradiate the subject with the light, and generate the light in the subject.
  • the component concentration measuring device and the component concentration measuring device control method according to the present invention detect a sound wave propagating in a forward propagation type for detecting a sound wave propagating in the irradiation light direction or a sound wave propagating in a direction opposite to the irradiation light. Any of the back-propagation-type configurations described above is possible, and in particular, the latter can be downsized.
  • the component concentration measuring device and the component concentration measuring device control method of the present invention can non-invasively and accurately measure components contained in a liquid.
  • the component concentration measuring device and the component concentration measuring device control method according to the present invention irradiate the subject with three types of light and measure the photoacoustic signal of the subject to determine the component concentration contained in the subject. It can be measured invasively and accurately. In particular, if the wavelength of the third light is set to a wavelength at which only blood absorbs, it is possible to remove the background signal of the non-blood tissue force.
  • the component concentration measuring device of the present invention can non-invasively measure the concentration of the component of the subject.
  • the concentration of the component can be measured stably and accurately.
  • the component concentration measuring device of the present invention can be a small-sized and adherent device by being made into a ring type or a wrist type, and can be worn while being carried.
  • FIG. 1 is an explanatory diagram showing a configuration of a blood component concentration measuring device according to one embodiment.
  • FIG. 2 is an explanatory diagram of a sound source distribution in a living body.
  • FIG. 3 is an explanatory diagram of a shape function relating to a sound source distribution in a living body.
  • FIG. 4 is an explanatory diagram showing a photoacoustic signal of the blood component concentration measuring device according to one embodiment.
  • FIG. 5 is an explanatory diagram showing a photoacoustic signal of the blood component concentration measuring device according to one embodiment.
  • FIG. 6 is an explanatory diagram showing a photoacoustic signal of the blood component concentration measuring device according to one embodiment.
  • FIG. 7 is an explanatory diagram showing light absorption characteristics of water and glucose and light wavelengths to be used.
  • FIG. 8 is an explanatory diagram showing light absorption characteristics of water and glucose.
  • FIG. 9 is an explanatory diagram showing a configuration example of a blood component concentration measuring device according to one embodiment.
  • FIG. 10 is an explanatory diagram showing a configuration example of a blood component concentration measuring device according to one embodiment.
  • FIG. 11 is an explanatory diagram showing light absorption characteristics of water.
  • FIG. 12 is an explanatory diagram showing light absorption characteristics of cholesterol.
  • FIG. 13 is an explanatory diagram showing a configuration example of a blood component concentration measuring device according to one embodiment.
  • FIG. 14 is an explanatory diagram showing an embodiment of blood component concentration measurement according to one embodiment.
  • FIG. 15 is an explanatory diagram showing an embodiment of blood component concentration measurement according to one embodiment.
  • FIG. 16 is an explanatory diagram showing a photoacoustic signal in one embodiment.
  • FIG. 17 is an explanatory diagram showing a photoacoustic signal in one embodiment.
  • FIG. 18 is an explanatory diagram showing an example of blood component concentration measurement according to one embodiment.
  • FIG. 19 is an explanatory diagram showing an example of liquid component concentration measurement according to one embodiment.
  • FIG. 20 is an explanatory diagram showing a configuration of a blood component concentration measuring device according to one embodiment.
  • FIG. 21 is an explanatory diagram of sensitivity characteristics of the ultrasonic detector according to one embodiment.
  • FIG. 22 is an explanatory diagram showing a configuration of a blood component concentration measuring device according to one embodiment.
  • FIG. 23 is a schematic view showing an example of a blood component concentration measuring device according to one embodiment.
  • FIG. 24 is a cross-sectional view taken along the line DD ′ of FIG. 23, showing a first embodiment of the blood component concentration measuring device.
  • FIG. 25 is a cross-sectional view taken along the line DD ′ of FIG. 23, showing a second form of the blood component concentration measuring device.
  • FIG. 26 is a longitudinal sectional view showing a fourth embodiment of the blood component concentration measuring device.
  • FIG. 27 is a longitudinal sectional view showing a fifth embodiment of the blood component concentration measuring device.
  • FIG. 28 is a transverse sectional view taken along the line FF ′ of FIG. 27.
  • FIG. 29 is a circuit diagram showing an example of a blood component concentration measuring device.
  • FIG. 30 is a longitudinal sectional view of a blood component concentration measuring device, showing an example in which the blood component concentration measuring device is applied to a fingertip of a human body.
  • FIG. 31 is a cross-sectional view taken along the line HH ′ of FIG. 30.
  • FIG. 32 is a longitudinal sectional view of a blood component concentration measuring device, showing an example in which the blood component concentration measuring device is applied to a fingertip of a human body.
  • FIG. 33 is a cross-sectional view taken along the line NN ′ of FIG. 32.
  • FIG. 34 is a circuit diagram of a blood component concentration measuring device according to one embodiment.
  • FIG. 35 is a schematic view showing an example of an acoustic wave generator and sound wave detecting means, (a) is an external view, (b) is a top view of the acoustic wave generator, and (c) is a perspective view of the acoustic wave generator FIG. 2D is a bottom view of the acoustic wave generator.
  • FIG. 36 is a circuit diagram of a blood component concentration measuring apparatus according to one embodiment.
  • FIG. 37 is an explanatory diagram showing a configuration of a blood component concentration measuring device according to one embodiment.
  • FIG. 38 is an explanatory diagram of a structure of a body part of the blood component concentration measurement device according to one embodiment.
  • FIG. 39 is an explanatory diagram of a structure of a body part of the blood component concentration measurement device according to one embodiment.
  • FIG. 40 is an explanatory diagram of a structure of a body part of the blood component concentration measurement device according to one embodiment.
  • FIG. 41 is an explanatory view of a ring-type body part according to one embodiment.
  • FIG. 42 is an explanatory view of a detailed structure of a ring-type body part according to one embodiment.
  • FIG. 43 is an explanatory view of a cross section of a ring-shaped body part according to one embodiment.
  • FIG. 44 is an explanatory view of a ring-shaped light generation unit according to one embodiment.
  • FIG. 45 is an explanatory view of a cross section of a ring-shaped body part according to one embodiment.
  • FIG. 46 is an explanatory view of a bracelet-type body part according to one embodiment.
  • FIG. 47 is an explanatory view of a bracelet-type body part according to one embodiment.
  • FIG. 48 is an explanatory view of a cross section of a bracelet-type body part according to one embodiment.
  • FIG. 49 is an explanatory diagram showing a configuration example of a conventional blood component concentration measuring device.
  • FIG. 50 is an explanatory diagram showing a configuration example of a conventional blood component concentration measuring device.
  • FIG. 51 is an explanatory view of a conventional blood component concentration measuring device.
  • FIG. 52 is an explanatory view of a mounting structure of a conventional blood component concentration measuring device.
  • FIG. 53 is an explanatory diagram of sensitivity characteristics of an ultrasonic detector.
  • FIG. 54 is an explanatory diagram of sensitivity characteristics of an ultrasonic detector.
  • FIG. 55 is a cross-sectional view showing a configuration example of a finger.
  • FIG. 56 is a cross-sectional view of a finger of a human body, (a) showing a state where a photoacoustic signal is scattered by a bone, and (b) showing a state where a photoacoustic signal is attenuated by a bone.
  • FIG. 57 is an explanatory diagram showing a configuration of a blood component concentration measuring device according to one embodiment. add to
  • FIG. 58 is an explanatory diagram of a calculation principle of a blood component concentration according to one embodiment.
  • FIG. 59 is an explanatory diagram of a calculation principle of a blood component concentration according to one embodiment.
  • FIG. 60 is a view showing an example of a blood component concentration measuring device according to one embodiment.
  • FIG. 61 is a view showing an example of a blood component concentration measuring device according to one embodiment. Description of sign
  • the component concentration measuring device and the control method of the component concentration measuring device will be described as a blood component concentration measuring device or a blood component concentration measuring device control method.
  • the liquid component concentration measuring device or the liquid component concentration measuring device control method can be implemented by replacing the liquid as the object, the blood as the subject with the liquid as the object to be measured, and the water as the solvent of the liquid, respectively.
  • the subject is not limited to a living body or blood, but also includes, for example, “lymph” and “tears”.
  • the components to be measured are not limited to blood components, but also include, for example, components such as “lymph component” and “tear component”.
  • various components can be measured according to the measurement object.
  • the blood component concentration measuring apparatus comprises a light generating means for generating two waves of light of different wavelengths, and electrically converts each of the two lights of different wavelengths into signals of the same frequency and opposite phases.
  • a blood component concentration measuring device includes: a sound wave detecting unit that detects a sound wave; and a blood component concentration calculating unit that calculates a blood component concentration in a living body.
  • the blood component concentration calculating means according to the present embodiment is applied to the present embodiment, and is described in a second embodiment, a third embodiment, a fourth embodiment, a fifth embodiment, and a sixth embodiment described later. Can also be applied.
  • the light generation means sets the wavelength of one light to a wavelength at which the blood component exhibits characteristic absorption, and It is better to set the wavelength of the light to a wavelength at which water exhibits the same absorption as at the wavelength of the single light.
  • FIG. 1 shows a basic configuration of a blood component concentration measuring device according to the present embodiment.
  • a first light source 101 as a part of a light generating means is driven by a driving circuit 104 as a part of a light modulating means.
  • the intensity is modulated in synchronization with the oscillator 103 as a part of the modulation means.
  • the second light source 105 as a part of the light generating means is similarly intensity-modulated in synchronization with the oscillator 103 by a driving circuit 108 as a part of the light modulating means.
  • the drive circuit 108 is supplied with power through a 180 ° phase shift circuit 107 as a part of the output power light modulating means of the oscillator 103, so that the second light source 105
  • the intensity is modulated by a signal whose phase has changed by 180 °.
  • the wavelength of each of the first light source 101 and the second light source 105 shown in FIG. 1 is set such that the wavelength of one light is a wavelength at which the blood component exhibits characteristic absorption,
  • the wavelength of the single light is set to a wavelength at which water exhibits the same absorption as at the wavelength of the single light.
  • the first light source 101 and the second light source 105 output light of different wavelengths, respectively, and the output lights are multiplexed by a multiplexer 109 as light emitting means, and one light flux is output.
  • the living body test section 110 as a subject is irradiated.
  • a sound wave generated in the living body to-be-tested part 110 by light emitted from each of the irradiated first light source 101 and the second light source 105, that is, a photoacoustic signal is detected by ultrasonic detection as a part of the sound wave detecting means. Is detected by the detector 113 and converted into an electric signal proportional to the sound pressure of the photoacoustic signal.
  • the electric signal is synchronously detected by a phase detection amplifier 114 as a part of the sound wave detecting means synchronized with the oscillator 103, and an electric signal proportional to the sound pressure is output to an output terminal 115.
  • the intensity of the signal output to the output terminal 115 is proportional to the amount of light output from each of the first light source 101 and the second light source 105 absorbed by the component in the living body test part 110. Therefore, the intensity of the signal is proportional to the amount of the component in the living body test part 110. Therefore, from the measured value of the intensity of the signal output to the output terminal 115, the blood component concentration calculating means (not shown) calculates the amount of the component to be measured in the blood in the living body test portion 110.
  • the blood component concentration measuring apparatus modulates the intensity of two light beams of different wavelengths output from the first light source 101 and the second light source 105 with the same period, that is, the same frequency signal. Therefore, there is a feature that is not affected by the non-uniformity of the frequency characteristics of the ultrasonic detector 113, which is an advantage over the existing technology.
  • the blood component concentration measuring device can measure blood components with high accuracy.
  • the light generation means generates light in two waves having different wavelengths
  • the light modulation means generates light in the light generation procedure.
  • An optical modulation procedure for electrically intensity-modulating each of the two light beams having different wavelengths with a signal having the same frequency and opposite phase; and
  • a light emitting procedure for combining the light of the waves into one light flux and emitting the light toward the living body, and a sound wave detecting means for detecting a sound wave generated in the living body by the light irradiated in the light emitting procedure.
  • the blood component concentration calculation procedure according to the present embodiment is applied to the present embodiment, and is also applied to a second embodiment, a third embodiment, a fourth embodiment, a fifth embodiment, and a sixth embodiment described later. Can also be applied.
  • the light generation procedure sets the wavelength of one light to a wavelength at which a blood component exhibits characteristic absorption.
  • a method of controlling a blood component concentration measuring apparatus for generating two light beams of different wavelengths by setting the wavelength of another light beam to a wavelength at which water exhibits the same absorption as that of the wavelength of the one light beam.
  • the drive circuit 104 and the drive circuit 108 are each a first light source as in the case of the example shown in FIG. 1 in which the intensity is electrically modulated using a modulator by signals having the same frequency and a phase different by 180 °.
  • a direct modulation method in which the intensity is modulated at the same time that the 101 and the second light source 105 emit light may be used.
  • each of the two light beams having the different wavelengths is combined into one light beam by, for example, the multiplexer 109 shown in FIG.
  • a sound wave generated in a living body by each of the two light beams having different wavelengths that is, a photoacoustic signal is detected by, for example, an ultrasonic detector 113 shown in FIG. 1 and converted into an electric signal.
  • the signal is further synchronously detected by, for example, a phase detection amplifier 114 shown in FIG. 1, and an electric signal proportional to the optical acoustic signal is output to an output terminal 115.
  • blood component concentration calculation In the procedure, the pressure component of the sound wave detected in the sound wave detection procedure is used to calculate the blood component concentration in the living body.
  • the blood component concentration measuring apparatus control method is characterized in that the two light beams of different wavelengths output from the first light source 101 and the second light source 105 are intensity-modulated by signals of the same cycle, ie, the same frequency. As a result, it is characterized by the fact that it is not affected by the non-uniformity of the frequency characteristics of the measurement system that detects sound waves, which is an advantage over existing technologies.
  • the blood component concentration measuring device control method can measure blood components with high accuracy.
  • the light modulating means may be means for modulating at the same frequency as a resonance frequency related to detection of a sound wave generated in a living body. You can also. Note that the light modulating means described in the present embodiment is the same in the second, third, fourth, fifth and sixth embodiments described later.
  • the light modulation procedure modulates at the same frequency as a resonance frequency related to detection of a sound wave generated in a living body. It can also be.
  • the sound wave generated in the living body can be detected with high sensitivity.
  • the blood component concentration calculating means adjusts the pressure of a sound wave generated by irradiating the living body with the two light beams having different wavelengths. It is also possible to use means for dividing by the pressure of the sound wave generated when one of the two light beams is made zero.
  • the blood component concentration can be measured with high accuracy.
  • the degree calculation procedure includes a step of dividing the pressure of the sound wave generated by irradiating the living body with the two waves of light by the pressure of the sound wave generated when one of the two waves of light is set to zero. Do what you want.
  • the blood component concentration can be measured with high accuracy.
  • the light generation means multiplexes two light beams of different wavelengths, the intensity of which has been modulated, into one luminous flux, and irradiates water to generate a sound wave.
  • the light generating means described in the present embodiment is the same in the second embodiment, the third embodiment, the fourth embodiment, the fifth embodiment, and the sixth embodiment described later.
  • the first light is supplied to the water for calibration in place of the living body test portion 110, similarly to the measurement of the blood component concentration described above.
  • the first light source 101 and the second light source 105 are illuminated with light obtained by combining the light output from the light source 101 and the second light source 105 into one light flux, and the photoacoustic signal detected by the ultrasonic detector 113 becomes zero. This is a case where the relative intensity of the light output from the second light source 105 is adjusted.
  • the intensity-modulated two light beams having different wavelengths are used as one light.
  • the blood component concentration measurement further includes an intensity adjustment step of adjusting the relative intensity of each of the two waves of light so that the pressure of the sound wave generated by combining with the light flux and emitted toward the water becomes zero.
  • An apparatus control method can also be used.
  • the blood component concentration measuring device control method includes a method of combining two intensity-modulated light beams of different wavelengths into one light beam,
  • the first light source 101 is adjusted by adjusting the relative intensities of the two light beams so that the pressure of the sound wave generated by multiplexing the two light beams with one light beam and emitting toward the water becomes zero.
  • the relative intensity of the light output from the second light source 105 can be easily adjusted to be equal. Blood components can be measured easily and with high accuracy.
  • the sound wave detecting means may be means for detecting by synchronous detection in synchronization with the modulation frequency. Note that the sound wave detecting means described in the present embodiment is the same in the second embodiment, the third embodiment, the fourth embodiment, the fifth embodiment, and the sixth embodiment described later.
  • a photoacoustic signal corresponding to each of the light output from the first light source 101 and the light output from the second light source 105 is detected by the ultrasonic detector 113, and In this case, a signal converted into a signal is detected by synchronous detection in phase detection amplifier 114 in synchronization with a signal for modulating the intensity of each of light output from first light source 101 and second light source 105. .
  • the sound wave detecting procedure may be a procedure of performing detection by synchronous detection in synchronization with the modulation frequency.
  • the photoacoustic signal corresponding to each of the two different wavelengths of light is converted into the two different wavelengths of light. Are detected by synchronous detection in synchronization with a signal for intensity modulation.
  • the detection accuracy of the photoacoustic signal corresponding to each of the light output from the first light source 101 and the second light source 105 is improved, and the photoacoustic signal can be measured with higher accuracy.
  • the light generating means and the light modulating means are arranged so that each of the two semiconductor laser light sources uses a rectangular wave signal having the same frequency and opposite phases. It can be a means for direct modulation.
  • the light generating means described in the present embodiment is the same in the second embodiment, the third embodiment, the fourth embodiment, the fifth embodiment, and the sixth embodiment described later.
  • the device configuration can be simplified by using the device configuration in which each of the two semiconductor laser light sources is directly modulated by rectangular wave signals having the same frequency and opposite phases.
  • the light modulation procedure may be a procedure in which each of the two semiconductor laser light sources is directly modulated by rectangular wave signals having the same frequency and opposite phases.
  • FIG. 1 shows a blood component concentration measuring apparatus according to the present embodiment, which includes a first light source 101 and a second light source 105.
  • the oscillator 103 is connected to the drive circuit 104, the 180-degree phase shift circuit 107, and the phase detection amplifier 114 by signal lines, respectively, and the drive circuit 104, the 180-degree phase shift circuit 107, and the phase detection amplifier are connected.
  • the driving circuit 104 receives the signal transmitted from the oscillator 103, supplies driving power to the first light source 101 connected by a signal line, and causes the first light source 101 to emit light.
  • the 180 ° phase shift circuit 107 receives a signal transmitted from the oscillator 103, and converts a signal obtained by giving a 180 ° phase change to the received signal to a drive circuit connected by a signal line.
  • the drive circuit 108 receives the signal transmitted from the 180 ° phase shift circuit 107, supplies drive power to the second light source 105 connected by the signal line, and causes the second light source 105 to emit light. .
  • Each of the first light source 101 and the second light source 105 outputs light having a different wavelength from each other, and guides the output light to the multiplexer 109 by the lightwave transmission means.
  • the light output from the first light source 101 and the light output from the second light source 105 are input to the multiplexer 109, are multiplexed, and are combined into a single light beam at a predetermined position on the living body test portion 110.
  • a sound wave that is, a photoacoustic signal
  • the ultrasonic detector 113 detects the photoacoustic signal of the living body to-be-tested part 110, converts the photoacoustic signal into an electric signal, and transmits the electric signal to the phase detection amplifier 114 connected by a signal line.
  • the phase detection amplifier 114 is a synchronization signal transmitted from the oscillator 103 and necessary for synchronous detection. While receiving an electric signal proportional to the photoacoustic signal transmitted from the ultrasonic detector 113, performing synchronous detection, amplification, and filtering, and outputs an electric signal proportional to the photoacoustic signal to the output terminal 115. Is output.
  • the first light source 101 outputs light whose intensity is modulated in synchronization with the oscillation frequency of the oscillator 103.
  • the second light source 105 outputs light whose intensity is modulated at the oscillation frequency of the oscillator 103 and in synchronization with a signal that has undergone a 180 ° phase change by the 180 ° phase shift circuit 107.
  • the light output from the first light source 101 and the light output from the second light source 105 change in intensity by a signal of the same frequency. Therefore, in the related art, there is no influence of the non-uniformity of the frequency characteristic of the measurement system, which is a problem when the intensity is modulated by a signal of a plurality of frequencies.
  • the nonlinear absorption coefficient dependence existing in the measured value of the photoacoustic signal which is a problem in the related art, is equal to the absorption coefficient in the blood component concentration measuring apparatus according to the present embodiment.
  • the following is a description of what can be solved by performing measurement using light of a plurality of wavelengths that gives the following.
  • C is a coefficient that changes and is difficult to control or predict, i.e., the acoustic coupling state, the sensitivity of the ultrasonic detector, and the distance between the irradiation unit and the detection unit (hereinafter, defined as r). ), Specific heat, coefficient of thermal expansion, sound velocity, modulation frequency, and also an unknown multiplier that depends on the absorption coefficient.
  • the background (X (b) , the absorption coefficient equal. That is, two wavelengths of light of different wavelengths and Background absorption coefficient,
  • the denominator indicates the wavelength and the blood to be measured at the wavelength.
  • Differences in the absorption coefficients of the components appear.
  • the one with the larger difference is the difference signal s — of the photoacoustic signal.
  • the photoacoustic signal s is expressed as a difference s-s from the photoacoustic signal s.
  • the two photoacoustic signals s and the intensity of the photoacoustic signal s have a difference of 0.1% or less.
  • the photoacoustic signal s of the denominator in Expression (4) has an accuracy of about 5%.
  • the light of the two wavelengths and the light of the different wavelengths are irradiated with their phases being modulated in opposite phases to each other.
  • FIG. 2 is an explanatory diagram of a direct photoacoustic method as a basis according to the present embodiment, and FIG. 2 shows a placement force of observation points and a sound source distribution model in the direct photoacoustic method.
  • the irradiation light 201 is vertically incident on the living body, and as a result, as described above, the sound source 202 is generated near the surface of the portion to be irradiated with the light.
  • a sound wave that exits from the sound source 202 and propagates inside the living body is at the observation point 203 that is on the extension of the irradiation light and has a sound source force separated by a distance r. Observe the pressure p (r).
  • the living body is strongly absorbed by the background (water), so that the light source 202 emits light.
  • the sound waves that are localized on the surface of the part to be irradiated can be regarded as spherical waves.
  • the wave equation describing the sound wave propagation shown in Fig. 2 is obtained from a fluid dynamics equation.
  • the continuous equation and the Navier Stokes equation are assumed to have small changes in density, pressure, and flow velocity, each of which is linear, and a state equation that describes the relationship between pressure and density in fluid (water). It is obtained by solving.
  • the state equation includes temperature as a parameter, and a temperature change when the heat source Q is present is taken in through the state equation.
  • c is the speed of sound
  • ⁇ is the coefficient of thermal expansion
  • C is the specific heat at constant pressure
  • the heat source Q is caused by non-emission relaxation following absorption of irradiation light, and is therefore proportional to the absorption coefficient ex.
  • Equation (7) the observed sound pressure is calculated using Equation (7) for some light distributions.
  • the light distribution model A204 consider a hemispherical distribution in which the intensity attenuates by e_aI 'with respect to the radial radius r'. This corresponds to the case where the light is scattered in all directions as soon as the irradiation light having extremely large scattering is incident.
  • each N is defined by using _1 instead of w).
  • the modulation frequency should be set to (2 ⁇ ) or more, and when the wavelength of the irradiation light is around 1.6 m, the modulation frequency f should be 150 kHz or more, or when the wavelength of the irradiation light is around 2 :: m
  • the modulation frequency f must be 0.6 MHz or higher.
  • the beam diameter of the irradiation light w force does not affect the photoacoustic signal.
  • the first is suppression of the influence of scattering in a living body.
  • the rate at which light is reduced due to incident light flux scattering during propagation over a unit length is given by the reduction scattering coefficient ⁇ (1 g). in contrast, it is measured and Overview Once the lmnT 1. (See Non-Patent Document 3).
  • This value is the value of the absorption coefficient a, which is the rate at which light is reduced by absorption from an incident light beam during propagation of a unit length (0.6 mm " ⁇ 2. around a light wavelength of 1.6 111) It is about the same size as 2.4mm_1 )
  • the second is that the modulation frequency can be optimized.
  • the modulation frequency can be optimized.
  • the total power P of the photoacoustic signal can be increased.
  • N i / (cr) (P / ⁇ ). The distance is 110
  • the amount is determined by the thickness of the finger (for example, about 10 mm for the fingertip and about 40 mm for the wrist), when N is kept constant and k, that is, the modulation frequency f ( ⁇ k) is increased, the total power P Has to be reduced.
  • the size of the shape function IF (ka _ 1 ) I is smaller than k
  • the detected sound wave decreases because it does not increase. Therefore, it can be seen that too high a modulation frequency is also desirable!
  • a signal amplitude of 57.7% is expected.
  • the intensity of the first light source 101 shown in FIG. 1 is modulated in synchronization with the oscillator 103, and the light output from the first light source 101 has a waveform shown as the light 211 of the first light source ( ⁇ ) in the upper part of FIG. It becomes.
  • the second light source 105 shown in FIG. 1 is similarly intensity-modulated in synchronization with the oscillator 103.
  • the signal transmitted from the oscillator 103 is given a phase shift of 180 ° by the 180 ° phase shift circuit 107, so that the light output from the second light source 105 is different from the light output from the first light source 101.
  • the intensity is modulated by an antiphase signal, and the lower part of FIG. 5 shows the light of the second light source ( ⁇ ) 21.
  • the signal for intensity-modulating the first light source 101 and the second light source 105 has a period of 1 second, that is, a signal having a modulation frequency f of 1 MHz and an occupancy of 50%. The case of is shown.
  • Equation (6) a sinusoidal change is assumed for the irradiation light, and Fig. 3 shows a case where the light is irradiated with a rectangular wave.
  • Equation (5) is linear, and components of different frequencies can be treated as being independent of each other.
  • the amplitude of the sound wave increases, the nonlinearity of the Navier Stokes equation itself is affected.However, in the case of the photoacoustic signal in the blood component concentration measuring apparatus according to the present embodiment, the generated sound wave is weak and linear. Equation (5) can be applied.
  • the two light beams having different wavelengths output from the first light source 101 and the second light source 105 are multiplexed by the multiplexer 109 and irradiated to the living body test portion 110.
  • each of the two light beams having the different wavelengths independently generates a sound pressure represented by Expression (8).
  • a photoacoustic signal having a sound pressure represented by Formula (8) is generated independently of each other by the two light beams having different wavelengths, and the sound pressure obtained by superimposing these is represented by an ultrasonic wave. Detected by detector 113. Therefore, the sound pressure superimposed as described above is represented by the following equation.
  • Equation (12) [0460] From Equations (12) and (1), the unknown constant C is represented by the following equation.
  • Equation (4) Since the difference signal s-s of the photoacoustic signal corresponding to the light output from each of the first light source 101 and the second light source 105 has been obtained, if the photoacoustic signal s is measured next, , Formula (4)
  • the blood component concentration M of the measurement target can be calculated.
  • the output of the first light source 101 is set to zero while the waveform of the light output from the second light source 105 is maintained. This can be realized by means such as blocking the light output from the first light source 101 shown in FIG. 1 with a mechanical shutter, or reducing the output of the drive circuit 104 to the oscillation threshold of the first light source 101 or less.
  • the photoacoustic signal s has an opposite phase to the difference signal s-s of the photoacoustic signals. Also light
  • the acoustic signal s is orders of magnitude greater than the photoacoustic signal difference signal s-s. For example
  • FIG. 4 shows the values of the specific absorbance and the two measured wavelengths ⁇ that make the background absorption coefficient equal as described above.
  • the selection method of 2 is shown.
  • FIG. 4 shows a method of selecting the respective wavelengths of the first light source 101 and the second light source 105 in the blood component concentration measuring apparatus according to the present embodiment in the case of measuring a blood glucose level.
  • FIG. 7 shows the absorbance (OD) of water and an aqueous glucose solution (concentration 1. OM) over a light wavelength of 1.2 / zm and 2.5 / zm.
  • the vertical axis on the right side of FIG. 7 shows the scale of the absorption coefficient ⁇ .
  • the wavelength of the first light source 101 is set to 1608 nm (the specific absorbance is 0.114 M ⁇ 1 ) as the absorption wavelength of glucose molecules. This is shown by a vertical solid line with a triangle in FIG.
  • the wavelength is 1381 nm or 1743 nm.
  • the value of ( G) was calculated from the spectrum of the specific absorbance in FIG.
  • 138 lnm is selected as the wavelength of the second light source 105.
  • the wavelength of the second light source 105 is 1837 nm or 2
  • the blood component concentration measuring device In the blood component concentration measuring device according to the embodiment shown in FIG. 1, it is also effective to use a laser light source as the first light source 101 and the second light source 105. In selecting a laser light source, it is necessary to first estimate the required output power level.
  • Irradiation of light to the human body has an allowable limit of light intensity.
  • JIS C6802 is established as the maximum allowable intensity of 1Z10, at which 50% of individuals have a failure.
  • lmW per 1 mm 2 is the maximum permissible amount.
  • the blood component to be measured is blood glucose, and the wavelength of the irradiated light is 1.
  • the modulation frequency f is set to 150 kHz or more according to the principle described above.
  • the beam diameter w to be 0.1 is calculated as w 2 ⁇ 10 mm 2 . Multiply this by ⁇ and irradiate
  • the maximum beam power that can be irradiated is calculated as 31 mW by calculating the beam area of the light and integrating the maximum allowable amount.
  • the semiconductor laser has the advantage of being small in size and having a long life, and has the advantage that the intensity can be easily modulated by modulating the injection current.
  • a semiconductor laser is used as the second light source 105.
  • FIG. 9 shows a configuration example of a blood component concentration measuring device according to the first embodiment.
  • the configuration of the first embodiment of the blood component concentration measuring apparatus according to the present embodiment shown in FIG. 9 is a forward propagation type that detects a sound wave propagating in the irradiation light direction, and is different from the blood component concentration measuring apparatus shown in FIG.
  • the configuration is similar to the basic configuration, and the first light source 101, the second light source 105, the drive circuit 104, the drive circuit 108, the 180 ° phase shift circuit 107, the multiplexer 109, and the ultrasonic detector 113 shown in FIG.
  • the phase detection amplifier 114, the output terminal 115, and the oscillator 103 are respectively a first semiconductor laser light source 501 and a lens 502, a second semiconductor laser light source 505 and a lens 506, and a driving current source 504 shown in FIG. Drive current source 508, 180 ° phase shift circuit 507, multiplexer 509, ultrasonic detector 513 and acoustic coupler 512, phase detection amplifier 514, output terminal 515, oscillator 503 Have.
  • the light output from the first semiconductor laser light source 501 and the second semiconductor laser light source 505 shown in Fig. 9 are converged into parallel light beams by the lenses 502 and 506, respectively.
  • the light is multiplexed by the multiplexer 509 and is radiated to the living body test portion 510 as one light beam.
  • the acoustic coupler 512 shown in FIG. 9 is provided between the ultrasonic detector 513 and the living body to-be-tested part 510, and the transmission efficiency of the photoacoustic signal between the ultrasonic detector 513 and the living body to-be-tested part 510 is increased. It has the function of enhancing
  • the calibration sample 511 is also shown in Fig. 9. The function of the force calibration sample 511 will be described later.
  • the first semiconductor laser light source 501 is intensity-modulated by the drive current source 504 in synchronization with the oscillator 503, the output light is condensed into a parallel light beam by the lens 502, and is input to the multiplexer 509.
  • the intensity of the second semiconductor laser light source 505 is modulated by the drive current source 508 in synchronization with the oscillator 503, and the output light is condensed into a parallel light beam by the lens 506, and is input to the multiplexer 509.
  • the output of the oscillator 503 is transmitted to the drive current source 508 via the 180 ° phase shift circuit 507, the light output from the second semiconductor laser light source 505 is transmitted to the first semiconductor laser light source 501.
  • the intensity of the light output from is modulated by the signal of the opposite phase.
  • First semiconductor laser light source 501 and second semiconductor laser input to multiplexer 509 The light output from each of the light sources 505 is multiplexed and radiated to the living body test section 510 as one light flux.
  • the light applied to the living body to-be-tested part 510 generates a photoacoustic signal in the living body to-be-tested part 510, and the generated photoacoustic signal passes through the acoustic coupler 512 and is detected by the ultrasonic detector 513. Is converted into an electrical signal proportional to the sound pressure of the photoacoustic signal.
  • the signal detected by the ultrasonic detector 513 and converted into an electric signal proportional to the sound pressure of the photoacoustic signal is subjected to synchronous detection and amplification and filtering by a phase detection amplifier 514 synchronized with the oscillator 503, Output to output terminal 515.
  • the wavelength of first semiconductor laser light source 501 is set to 1608 nm
  • the wavelength of second semiconductor laser light source 505 is set to 1381 nm.
  • the optical output of the first semiconductor laser light source 501 is 5. OmW, and the output light of the second semiconductor laser light source 505 is also 5. OmW.
  • the irradiation intensity of the combined light of the outputs of the first semiconductor laser light source 501 and the second semiconductor laser light source 505 on the skin of the living body test portion 510 is 0.44 mW / mm. 2 , a safe level that is more than twice the maximum allowable value.
  • this is a dangerous level for the eyes, light reflected or scattered from the acoustic coupler 512 during measurement or when the living body test object 510 is not placed does not directly enter the eyes.
  • the ultrasonic detector 513 is a frequency flat type electrostrictive element (PZT) having a built-in FET (field effect transistor) amplifier, and the acoustic coupler 512 is a jewel for acoustic matching.
  • PZT frequency flat type electrostrictive element
  • FET field effect transistor
  • a voltage of V 20 V was obtained as an electrical signal corresponding to 2.
  • phase difference ⁇ between the synchronization signal transmitted from the oscillator 503 in the phase detection amplifier 514 and the signal in which the optical acoustic signal is detected by the ultrasonic detector 513 and converted into an electric signal is represented by
  • the distance between the irradiating part irradiated with the light of the detecting part 510 and the acoustic coupler 512 and the distance r between the contacting part and the modulation frequency f change. Therefore, it is necessary to search for the optimal phase difference for each measurement. However, the search for the phase difference is based on the photoacoustic signal s with a large signal amplitude.
  • the photoacoustic signal s is measured in the R- ⁇ mode, where the unknown phase and amplitude can be measured, and the phase and amplitude are obtained.
  • the amplitude can be measured with the noise suppression ratio improved by 3 dB when the phase is known.By using the X measurement mode, the difference signal s -s
  • the glucose concentration M was determined to be 3.2 mM (58 mgZdl).
  • the expected sound pressure amplitude is 2. ImPa.
  • the nominal sensitivity of the ultrasonic detector 513 is 66 mVZPa, and the output voltage of the output terminal 515 is predicted to be 140 V.
  • the value of the actually measured photoacoustic signal s is as follows.
  • an acrylic plate having a thickness of 6.6 mm was formed into a 10 mm ⁇ same diameter as the ultrasonic detector 513 in order to make the acoustic coupler 512 a resonance type. did.
  • One surface of the acoustic coupler 512 is attached to the ultrasonic detector 513 via vacuum grease, and the other surface is in contact with the living body test portion 510 via the acoustic matching jewel.
  • the constant values are 150 V and 153 V, and the measured value of the difference signal s-s of the photoacoustic signal is
  • the time constant of the phase detection amplifier 514 is 3 seconds. From these measurements, the glucose concentration M was determined to be 3.4 mM (61 mgZdl).
  • the resonance frequency of the acoustic coupler 512 and the modulation frequency f do not completely match. Therefore, in this embodiment, the photoacoustic signal s
  • the frequency of the oscillator 503 is first swept over a range of several percent, the two-phase type phase detection amplifier 514 is operated in the R- ⁇ mode, and the output of the signal output terminal 515 is maximized.
  • the modulation frequency f the resonance frequency of the acoustic coupler 512 and the modulation frequency f are completely matched.
  • the time constant of the phase detection amplifier 514 is 1 second.
  • the glucose concentration M was determined to be 3.6 mM (65 mgZdl).
  • a flat frequency type electrostrictive element (PZT) is used as the ultrasonic detector 513. But is usually Even in the case of a type of electrostrictive element (PZT), by searching for the modulation frequency f at which the amplitude of the signal obtained at the output terminal 515 is maximum, it is possible to perform a sensitization measurement using resonance characteristics, It is effective for downsizing and price reduction.
  • a calibration specimen 511 is introduced as a means for adjusting the power of light output from the first semiconductor laser light source 501 and the second semiconductor laser light source 505 equally.
  • a glass container filled with water or water in which a scatterer such as latex particles that simulate scattering in a living body is dispersed is sealed.
  • the upper surface of the calibration sample 511 in order to ensure the uniformity of the wavelength of the glass on the surface of the calibration sample 511 to which light is irradiated (the upper surface in FIG. 9) and the transmittance with respect to the wavelength, the upper surface of the calibration sample 511 must be Teru
  • the calibration procedure performed by mounting the calibration sample 511 as described above in place of the living body specimen 510 is as follows.
  • the light output of the first semiconductor laser light source 501 is set to zero, and only the light output from the second semiconductor laser light source 505 is irradiated as shown in FIG.
  • the two-phase type phase detection amplifier 514 is operated in the R- ⁇ mode, and the phase ⁇ at this time is obtained and fixed.
  • the search for the optimum modulation frequency f is performed in order to make the resonance frequency of the acoustic coupler 512 coincide with the modulation frequency f as described above.
  • the relative intensities of the light output from the first semiconductor laser light source 501 and the light output from the second semiconductor laser light source 505 are equal to each other. It can be calibrated to a state in which the intensity is modulated by a signal of opposite phase.
  • the second embodiment is of a back-propagation type that detects sound waves propagating in the direction opposite to the direction of irradiation light.
  • the configuration of the second embodiment is different from the configuration of the first embodiment of the blood component concentration measuring apparatus shown in FIG. 9 in that the acoustic coupler 512 is provided between the multiplexer 509 and the living body test section 510.
  • the one surface of the acoustic coupler 512 is in contact with the living body to-be-tested part 510, and the other surface force of the acoustic coupler 512 is also incident on the light multiplexed by the multiplexer 509, and this incident light is This is modified so that the light passes through the coupler 512 and irradiates the living body test portion 510.
  • the ultrasonic detector 513 is installed on the side where the multiplexed light enters the acoustic coupler 512.
  • the operation of the blood component concentration measuring apparatus according to the second embodiment is different from that of the first embodiment, as shown in FIG. 10, in which the light output from the multiplexer 509 is acoustically coupled.
  • the photoacoustic signal which passes through the detector 512 and irradiates the living body to-be-tested part 510 and is generated in the living body to-be-tested part 510 propagates through the acoustic coupler 512 again and is detected by the ultrasonic detector 513. It is.
  • the acoustic coupler 512 desirably has low light absorption and acoustic impedance close to that of a living body (water) because irradiation light passes therethrough.
  • the acoustic coupler 512 is formed of quartz glass having low light absorption.
  • the acoustic impedance of quartz glass is eight times that of water, and only about 1Z5 of the generated sound pressure becomes a propagating wave in quartz glass and is observed by the ultrasonic detector 513. Therefore, since it is disadvantageous in terms of sensitivity, it is essential to increase the sensitization by giving the acoustic coupler 512 itself resonance characteristics. That is, the thickness of the quartz glass (corresponding to the propagation length of the luminous flux in the glass in the figure) is set to 14 mm, which is a value of the approximate half wavelength of 27.85 mm for a sound wave wavelength for a modulation frequency f of 200 kHz. I have.
  • the ultrasonic detector 513 is installed in a direction forming an angle of 150 ° with the incident light beam. ( If an ultrasonic detector with a hole through which the incident light beam passes is used, it can be placed completely backward in the 180 ° direction. )
  • the first semiconductor laser light source 501, the second semiconductor laser light source 505, and the ultrasonic detector 513 are the same as those in the first embodiment. Further, for safety measures, a sample sensing switch (omitted in FIG. 10) is provided so that light is not emitted when nothing is placed on the acoustic coupler 512.
  • the frequency of the oscillator 503 is changed at the time of measuring the photoacoustic signal s in the preceding stage.
  • a sweep is performed to search for a modulation frequency f that matches the resonance frequency of the acoustic coupler 512. Further, by the same procedure as in the first embodiment, the photoacoustic signal s was obtained by performing two measurements as 200
  • the glucose concentration M was determined to be 3.4 mM (61 mgZdl).
  • the acoustic coupler 512 is made of low-density polyethylene.
  • Low-density polyethylene has an acoustic impedance that differs by only 18% with respect to water, and is very good at coupling sound waves (pressure loss less than 9%).
  • pressure loss less than 9%
  • it is excellent in that it does not require a filler such as a jewel for acoustic matching, which has good adhesion to the living body due to its flexibility.
  • high-density polyethylene which is more rigid, is not suitable for transmitting light.
  • the thickness of the acoustic coupler 512 is 10 mm, which is approximately equal to the wavelength of the sound wave with respect to the modulation frequency f of 200 kHz, and the distance r between the irradiation unit and the detection unit is also a fixed value of 10 mm. .
  • the photoacoustic signal s was set to 300 V and
  • the difference signal s-s of the photoacoustic signal is With a time constant of 1 second, 117 nV was measured, and the glucose concentration M was determined to be 3.5 mM (63 mgZdl) from these measured values.
  • the measurement signal does not increase because the acoustic coupler 512 is deformed by the pressing of the living body to-be-tested part 510, and the dimensions become unstable. This is because the sensitivity improvement by resonance is insufficient.
  • the present embodiment is a case where a calibration method using the above-described calibration sample 511 is introduced in the second embodiment (part 2).
  • the material of the container for enclosing the water or the water containing the scatterer is the same as the material of the acoustic coupler 512.
  • the surface irradiated with light is the surface of the calibration sample 511 that is in contact with the acoustic coupler 512 shown in Fig. 10, and in order to ensure long-term clarity, the calibration sample 511 is not used. Then, cleaning is performed according to predetermined articles and procedures.

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Abstract

　本発明は、光音響信号検出器の感度特性の変化を追尾して、常に感度の高い周波数で測定することにより、正確な測定が可能な非侵襲な成分濃度測定装置および成分濃度測定装置制御方法を提供することを目的とする。 　本発明に係る成分濃度測定装置は、異なる波長の２波の光を発生する光発生手段と、該異なる波長の２波の光の各々を同一周波数で逆位相の信号により電気的に強度変調する光変調手段と、強度変調された該異なる波長の２波の光を被検体に向けて出射する光出射手段と、出射された光により被検体内に発生する音波を検出する音波検出手段と、を備えることを特徴とする。

Description

明 細 書
成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置制御方法
技術分野
[0001] 本発明は、非侵襲な成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置制御方法、特に、 非侵襲に血液成分としてグルコースを測定対象として、その濃度、即ち血糖値の非 侵襲な測定装置および測定方法に関する。
背景技術
[0002] 非侵襲な成分濃度の測定方法として、現在までに、経皮的な電磁波の照射、また は、輻射の観測に基づく様々の方法が試行されてきている。これらは何れも、対象と する血液成分、例えば、血糖値の場合はグルコース分子が有する特定の波長の電 磁波との相互作用、すなわち吸収、または散乱を利用している。
[0003] しかし、グルコースと電磁波との相互作用は小さぐまた生体に安全に照射し得る電 磁波の強度には制限があり、さらに生体が電磁波に対して散乱体であるために、生 体の血糖値測定にぉ 、ては、十分な効果を挙げるに至って 、な!/、。
[0004] 上記のグルコースと電磁波との相互作用を利用する従来の技術の中で、電磁波を 生体へ照射して生体内に発生する音波を観測する、光音響法が注目されている。
[0005] 光音響法とは生体にある量の電磁波を照射した場合、電磁波は生体に含有される 分子に吸収され、電磁波を照射した部分を局所的に加熱して熱膨張を起こし音波を 発生させるが、この音波の圧力は電磁波を吸収する分子の量に依存するので、音波 の圧力を測定することにより、生体内の分子の量を測定する方法である。また、光音 響法の中でも、光を照射した局部的な領域において熱が発生し、その熱が拡散する ことなく熱膨張を惹起し、それにより発生し伝搬する音波を利用する方法を直接光音 響法と呼ぶ。
[0006] 音波は生体内を伝搬する圧力波であり、電磁波に比べ散乱しにくいという特質があ り、上記の光音響法は生体の血液成分測定にお!、て注目すべき手法である。
[0007] 図 49および図 50は、従来例として、光音響法による従来の成分濃度測定装置の 構成例を示す図である。 [0008] 図 49は光パルスを電磁波として用いた第 1の従来例である（例えば、非特許文献 1 参照。）。本例では血液成分として血糖、すなわちグルコースを測定対象としている。 図 49において、駆動電源 604はパルス状の励起電流をパルス光源 616に供給し、 パルス光源 616はサブマイクロ秒の持続時間を有する光ノ ルスを発生し、前記光パ ルスは生体被検部 610に照射される。前記光パルスは生体被検部 610内にパルス 状の光音響信号と呼ばれる音波を発生させ、光音響信号は超音波検出器 613により 検出され、光音響信号は音圧に比例した電気信号に変換される。
[0009] 前記電気信号の波形は波形観測器 620により観測される。この波形観測器 620は 上記励起電流に同期した信号によりトリガされ、前記音圧に比例した電気信号は波 形観測器 620の管面上の一定位置に表示され、信号を積算'平均して測定すること ができる。
[0010] このようにして得られた前記音圧に比例した電気信号の振幅を解析して、生体被検 部 610内の血糖値、すなわちグルコースの量が測定される。図 49に示す例の場合は サブマイクロ秒のパルス幅の光パルスを最大 1kHzの繰り返しで発生させ、 1024発 の光パルスを平均して、前記音圧に比例した電気信号として 、るが十分な精度が得 られていない。
[0011] そこで、より精度を高める目的で、連続的に強度変調した光源を用いる第 2の従来 例が開示されている。図 50に第 2の従来例の装置の構成を示す (例えば、特許文献 1参照。 ) o本例も血糖を主な測定対象として、異なる波長の複数の光源を用いて、 高精度化を試みている。
[0012] 説明の煩雑さを避けるために、図 50により光源の数が 2の場合の動作を説明する。
図 50において、異なる波長の光源、即ち、第 1の光源 601および第 2の光源 605は、 それぞれ駆動電源 604および駆動電源 608により駆動され、連続光を出力する。
[0013] 第 1の光源 601および第 2の光源 605が出力する光は、モータ 618により駆動され 一定回転数で回転するチヨツバ板 617により断続される。ここでチヨツバ板 617は不 透明な材質により形成され、モータ 618の軸を中心とする円周に第 1の光源 601およ び第 2の光源 605の光が通過する円周上に、互いに素な個数の開口部が形成され ている。 [0014] 上記の構成により、第 1の光源 601および第 2の光源 605の各々が出力する光は互 いに素な変調周波数 f 、および変調周波数 f で強度変調された後、合波器 609によ
1 2
り合波され、 1の光束として生体被検部 610に照射される。
[0015] 生体被検部 610内には第 1の光源 601の光により周波数 f の光音響信号が発生し 、第 2の光源 605の光により周波数 f の光音響信号が発生し、これらの光音響信号は
2
、音響センサ 619により検出され、音圧に比例した電気信号に変換され、その周波数 スペクトル力 周波数解析器 621により観測される。
[0016] 本例においては、複数の光源の波長は全てグルコースの吸収波長に設定されてお り、各波長に対応する光音響信号の強度は、血液中に含まれるグルコースの量に対 応した電気信号として測定される。
[0017] ここで、予め光音響信号の測定値の強度と別途採血した血液によりグルコースの含 有量を測定した値との関係を記憶してお!ヽて、前記光音響信号の測定値からダルコ 一スの量を測定している。
[0018] 一方、上記のような成分濃度測定装置は携帯して、連続的に測定することが健康 管理および治療において重要であり、携帯型の成分濃度測定装置が開発されてい る。携帯型の成分濃度測定装置としては、以下に示す第 3の従来例および第 4の従 来例が開示されている。
[0019] 図 51に示す第 3の従来例は眼鏡耳掛け部の実装例 (例えば、特許文献 2参照。 ) である。図 51において、器体 540の生体 499との接触面において、光源 500および 音波検出器 541の両方が埋設されている。光源 500からの照射光によって生体 499 内に発生する音波のうち後方に伝搬した部分が音波検出器 541によって検出される 構成である。
[0020] また図 52に示す第 4の従来例はイヤリングへの実装例（例えば、特許文献 2参照。
)である。図 52において、生体 499に両方力も接触する器体 540の一方の接触面に 光源 500が埋設され、他方の接触面に音波検出器 541が埋設されている。光源 500 力もの照射光によって生体 499内に発生する音波のうち前方に伝搬した部分を音波 検出器 541によって検出する構成である。
特許文献 1 :特開平 10— 189号公報 特許文献 2：特開平 08 - 224228号公報
非特許文献 1 :オウル大学（University of Oulu、 Finland)学位論文「Pulse ph otoacoustic techniqus and glucose determination in human blood a nd tissue] (IBS 951— 42— 6690— 0、 http : //herkules. oulu. fi/isbn95 14266900/, 2002年）
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0021] 上述の従来例においては以下のような課題がある。第 1の従来例においてはパル ス光源を用いて繰り返し測定するために、測定に長 、時間を必要とする課題がある。
[0022] 人間や動物の体の約 2Z3は水であり、さらに血液の成分の 8割近くを水が占め、水 分子は波長 1 μ m以長の光の波長帯において、顕著な吸収特性を示す。一方、ダル コース分子は 1. 6 μ m近傍および 2. 1 μ m近傍の光の波長帯において吸収特性を 示す力 健常者の血糖値 50〜100mgZdl (2. 8〜5. 6mM)の濃度においては、 水はグルコースに比べて 1000倍以上大きな吸収を有する。従って、血糖値を測定 するには 0. 1%より高い精度の測定が必要となる。通常、血糖値測定に要求される 精度は 5mgZdl (0. 28mM)であり、この測定のためには、 0. 003%程度の精度が 必要となる。以上のように血液成分濃度の測定、特に血糖値、すなわちグルコース量 の測定には、極めて高!、測定精度が必要である。
[0023] 上記従来例では、特定の血液成分が吸収を呈する波長が血液中の他の血液成分 や非血液組織中の成分の両者で吸収を呈する場合には、発生した光音響信号には それらが合算されて測定される。非血液組織中において発生しうる光音響信号の誤 差も同様に加算されるため、外乱の影響を受けやすい。従って、血液成分をより精度 良く測定するためには、血液中において発生した光音響信号をその他の光音響信 号と分離することが課題となる。
[0024] また、パルス光源の信号を繰り返し測定して平均することにより、上記の高い精度を 達成しょうとすると、必要な測定回数が多くなり、測定時間が長くなる。例えば、パル ス光源を用いて、一パルス当り 1%の精度で信号が得られたとしても、平均により 0. 0 03%に迄精度を改善するためには、 110, 000パルスの測定を要する。パルス光源 の繰り返し周期が 1kHzの場合、この測定には 110秒を必要とする。
[0025] さらに、上記の血糖値の測定中には被験者は静止している必要があり、被験者に 著しい苦痛を強いることになる。また、被検体が動物の場合、長時間にわたって静止 させることは極めて困難である。光音響法の測定においては、生体被検部 610に光 を照射し、音波を発生させ、生体内を伝搬した音波を生体被検部 610に接触した図 49に示す超音波検出器 613または図 50に示す音響センサ 619によって検出するが 、音波の測定効率の向上のために生体被検部 610の皮膚と超音波検出器 613また は音響センサ 619との接触面に水分を多く含むジエルを塗布して、音響的に良好な 結合を実現する必要がある。この場合、ジエルの中には生体被検部 610から発散さ れる水蒸気による気泡状の空気が混入し誤差の原因となる。
[0026] また、超音波検出器 613または音響センサ 619などの検出器と生体被検部 610の 間に相対位置の変化が生じると、音響的な結合状態が変化するので被験者は測定 中静止して！/、ることが必要となる。
[0027] さらに、超音波検出器 613または音響センサ 619により測定される音圧は、生体被 検部 610にお 、て超音波検出器 613または音響センサ 619が接する検出部と、光が 照射される照射部との間の距離に反比例する。しかし、前記検出部と前記照射部の 距離は、生体被検部 610の超音波検出器 613または音響センサ 619への押し付け 方により容易に変化する。従って、前記検出部と前記照射部の間の距離を一定に保 つために、生体被検部 610は一定圧で超音波検出器 613または音響センサ 619と 接触し、かつ静止していなければならない。
[0028] また、後述するように、生体被検部 610の光音響信号は、比熱、熱膨張係数、音速 などに依存して変化する。これらは明らかに温度 (体温）によって変化する量であり ( 特に熱膨張係数の変化は大きぐ約 3%Z°Cにも及ぶ)、また、音速は音波の周波数 によっても変化し、さらには、これら全てが、血糖値自体に依存して変化するという報 告すらある。
[0029] 従って、第 1の従来例においては、少なくとも体温を測定し、光音響信号の測定値 に補正を施す必要がある。この補正のための高精度の基礎データの収集は容易で はないが、たとえ、補正データの収集に成功したとしても、煩雑な補正の結果得られ る血糖値の信頼性の保証には長期の検証を要する。
[0030] 一方、第 2の従来例は、複数の異なる波長に対する光音響信号を同時に測定する ので音響の結合条件、前記照射部力 前記検出部の距離、比熱、熱膨張係数、およ び音速などの変化し得る係数を、一括して未知乗数として消去し得る可能性を持つ ていることが、次のように説明できる。
[0031] すなわち、波長え および波長え の各々の光に対する背景 (水）の吸収係数 a (b)
1 2 1
、 a (b)及び測定対象とする血液成分 (グルコース)のモル吸収係数ひ {° a (G)が
2 1 2 既知の場合、各波長における光音響信号の測定値 sおよび Sを含む連立方程式は
1 2
次のように表される。
[数 1]
C( [b) +M [0)) = Sl
Figure imgf000008_0001
数式（1)を解いて未知の血液成分濃度 (血糖値) Mを計算する。ここで、 Cは前述の 変化し得る係数を含む未知乗数である。
[0032] 数式（1)から、 Cが未知の状態で、 Mを計算することができる。ここで更に第 3、第 4の 波長による測定が加わった場合、未知数の数に比べて方程式の数が過多となるが、 この場合でも、最小自乗法的意味での解として Mが得られることが知られている。
[0033] しかし、光音響信号は吸収係数に関して厳密に線形ではない。その結果、水の吸 収係数が異なる波長え 1および波長え 2の各々についてなされた複数の測定の間で、 未知乗数 Cは等しくはない。
[0034] さらに、この第 2の従来例においては、光音響信号は変調周波数 fにも依存する。
従って、異なる変調周波数で発生した光音響信号において、未知乗数 Cは等しくな い。
[0035] 以上のように、数式（1)にお 、て 1行目と 2行目の Cが等しくな 、ので、数式（1)を 解いて Mを求めることは、一般には不可能である。未知乗数 Cの吸収係数 α、および 変調周波数 fに対する関数形が完全に分かっていれば、数式（1)が解ける可能性は 残されるが、後述するように散乱の多寡によって、この関数形自体が変わり得ることが 分かる。
[0036] このように、光音響信号は吸収係数に関して厳密に線形ではない結果、第 2の従来 例において、水の吸収係数が異なる波長え および波長え の各々についてなされた
1 2
複数の測定には複雑な補正を必要とする。
[0037] さらに、第 2の従来例においては、光音響信号は変調周波数 fにも依存し、従って、 異なる変調周波数で発生した光音響信号の測定値には一層複雑な補正が必要とさ れる。
[0038] また、第 2の従来例には、音響センサ 619の周波数特性の周波数 f および f におけ
1 2 る不均一性という課題もある。
[0039] また、周波数特性の不均一は、以下のような現象によっても発現する。生体の被検 部と周辺物質 (この場合は空気）との音響インピーダンスの不整合により、音波の境 界反射の発生は不可避である。この結果、検出する光音響信号は生体被検部の形 状に応じた境界反射の影響を受け、光音響信号の定在波の周波数が変動するので 、検出した光音響信号追うからの成分濃度算出を固体間で均一的に行うことが困難 であった。
[0040] 光音響法で、吸収係数 aにつ!/、ての情報を得るためには、音波の波長は吸収長 α _ 1 Χ 2 π程度より短いことが必要である。光の波長 1. 近傍の、グルコース分 子の吸収帯において、水の吸収係数は、概略 α =0. 6mm_1であり、従って音波の 波長は 10mm以下が望ましい。ここで、水中の音速 cは、概ね 1. 5kmZsであるので 、少なくとも、 150kHz以上の変調周波数を用いるのが良い。光の波長 2.： m近傍 のグルコース吸収帯においては、水の吸収係数がグルコースに比べて約 4倍となる ので、望ましい音波の波長は 2. 5mm以下、変調周波数は 0. 6MHz以上となる。
[0041] 第 2の従来例に述べられているモータによって回転するチヨッパ板 617によるこのよ うな高い周波数の強度変調の実用性も検討課題となるが、さらに波長 10mmあるい は 2. 5mm以下の超音波に対しては、その波長が通常用いられる超音波検出器の 素子寸法に近いために、定在波が立ち易ぐ平坦な周波数特性の検出器の実現が 非常に困難である。ダンパー材により共鳴現象を抑圧した検出器が市販されている 力 この場合でも士 2dB程度の感度の不均一が残って!/、る。 [0042] 上記の検出器の感度の周波数依存性が、常に一定不変であれば、第 2の従来例 において、異なる変調周波数間の感度差を補正することもできるが、感度の周波数 依存性は、温度によって変化し、更に検出器と生体の接触状態によっても変化する。 前者はヤング率などの機械的定数の変化と熱膨張による寸法変化に起因し、また後 者は弾性エネルギーの散逸の程度が接触により変化することによる共鳴の Q値 (Qu ality Factor)の変動が原因である。従って、異なる変調周波数における検出器の 感度差の厳密な補正は、温度計に加えて、音響的な結合状態を一定とする手段ある いは治具を必要とし、非常に困難である。
[0043] ここで、光音響信号検出器の共振特性の Q値の変化の例を図 53に示す。図 53に おいて、実線で示す光音響信号の検出感度特性が、生体披検部と光音響信号検出 器の間の押圧力の変化により、破線で示す検出感度特性に変化することを示してい る。図 3に示す例においては、実線で示す光音響信号の検出感度特性のピークの値 は、破線で示す光音響信号の検出感度特性において約 1Z2に減少している。
[0044] また、次に光音響信号検出器の感度の周波数特性の変化の例を図 54に示す。図 54において、実線で示す検出器の感度の周波数特性は光音響信号検出器に生体 披検部を接触させた直後の状態、すなわち光音響信号検出器は外気温、例えば 20 ° C程度であり、生体は体温、例えば 36° C程度であり、光音響信号検出器と生体 披検部の間に 16° C程度の温度差がある状態である。
[0045] 次に、図 54に破線で示す光音響信号検出器の感度の周波数特性は約 10分経過 後の状態である。図 54に実線と破線で示す光音響信号検出器の感度の周波数特 性のピーク値の周波数は約 10kHz変化している。
[0046] また、検出器の共振特性を利用して、検出感度の向上を図る手法はよく知られてい る（例えば、沢田嗣朗編、「光音響分光法とその応用 PAS」学会出版センター、 19 82年、参照。）が、第 2の従来例においては、複数の変調周波数で測定するために 共振特性を利用した感度向上が不可能である。
[0047] 以上述べたように、第 1又は第 2に示す従来の非侵襲な血液成分濃度の測定方法 には、（1)一定に保ち難い多数のパラメータが測定に介在するため、光音響信号を 十分な確度で血液成分濃度に換算できない、（2)複数の波長の光に対する光音響 信号の測定によっても、光音響信号に存在する吸収係数に関わる非線形性や変調 周波数依存性のために、それらの光音響信号値を連立して血液成分の濃度に換算 できない、（3)検出器周波数特性の補正の困難性のために、共鳴型の検出器による 光音響信号検出の高感度化が困難である、（4)被検体とその周囲との境界反射、超 音波検出部に掛かる圧力及び振動、超音波検出部での集音状態及び温度変化に より、検出される光音響信号の精度が低下する、という解決すべき課題があった。
[0048] 一方、第 3の従来例において、図 51に示すように光源 500および音波検出器 541 を器体 540が生体 499に接する面に設置されている力 このような実装においては 次のような解決すべき問題点がある。
[0049] すなわち、後述するように、本発明の装着型の成分濃度測定装置においては生体 に照射する光としては 1 μ mより波長の長い光が適している力 このような波長の光に 対して、生体の大部分を占める水分は強い吸収を示すので、図 51の生体 499に光 源 500により光を照射した場合、グルコース分子が吸収して発生する超音波は光源 5 00の直下の光照射部分の表面に局在し、超音波は球面波と見なせる状態となり、図 51に示すように光源 500と並んで同一面上に設置された音波検出器 541によっては 検出困難である。
[0050] また、図 52に示す第 4の従来例においては、次のような解決すべき問題がある。す なわち、図 52に示す構成において、光源 500と超音波検出器 541の間隔を！:、ダル コース水溶液の光吸収係数を 0；、発生する超音波の波長をえとした場合、ダルコ一 ス濃度を測定するためには、下記の数式（2)が成り立つことが必要である。
[数 2]
Figure imgf000011_0001
[0051] ここで例として、生体 499へ照射する光の波長を 1. 6 μ m前後のグルコースの吸収 帯に設定した場合、水の吸収係数は概略 α =0. 6mm_1であり、 rは 2mmに比べて 十分大きな例えば 10mm以上とし、また超音波の波長 λとしては 10mm以下が望ま しい。
[0052] また、生体 499へ照射する光の波長を 2. 1 μ m前後のグルコースの吸収帯に設置 した場合、水の吸収係数は前記の場合の約 4倍であり、 rは例えば 2. 5mm以上とし
、また超音波の波長えとしては 2. 5mm以下が望ましい。
[0053] 上記のように発生する超音波の波長 λは光源 500と超音波検出器 541の間隔、す なわち光源 500と超音波検出器 541の間の測定対象とする生体 499の厚さに比べ て短く設定する必要がある。
[0054] ここで、図 52において、生体 499は柔軟であるために光源 500および超音波検出 器 541を生体 499へ押し付ける力の如何により、光源 500と超音波検出器 541の間 隔は変化する。また、光源 500の直下で発生する超音波の球面波は直接的に超音 波検出器 541へ到達する部分と生体 499と空気の境界面で反射を繰り返して超音 波検出器 541へ到達する部分の合計となる。
[0055] 超音波の波長 λが生体 499の寸法に比べて小さいため、たとえ光源 500と超音波 検出器 541との間隔を固定したとしても、生体と空気との境界面の形状の変化によつ て、超音波検出器 541に達する直接波と複数の間接波との干渉条件が変化し、超音 波検出器 541により検出される超音波の量が変化する。
[0056] このように、第 4の従来例においては、測定中に生体 499の形状が微妙に変化して も超音波検出器 541が検出する超音波の測定値に誤差を生じるという課題があった
[0057] 他方で、光音響法では、以下に説明する課題も存在する。光音響法は、検出する 音波の周波数は測定対象に依存する力 生体内の血液を測定対象にすると検出す る音波の周波数は数 100kHz付近の超音波であることが望ましい。しかし、超音波は ある媒質 1からある媒質 2との境界面に差し掛カつたとき、 2つの現象が生じる。 1つは 、境界面の透過である。もう 1つは境界面での反射である。それぞれの媒質の音響ィ ンピーダンスが大きく異なると境界面で大部分が反射してしまい、透過はほとんど起 こらない。このときの反射率 Rは、媒質 1の音響インピーダンスを Z、媒質 2の音響イン ピーダンスを Zとすると、数式（3)のように表せる。
2
[数 3] R = ム 2 ー 1
Figure imgf000013_0001
[0058] この反射率を、人体の指を被検体とした場合について考える。図 55は、指の構成 例を示す断面図である。図 55に示すように、人体の指は、骨 213の中心に筋肉 214 があり、骨 213の周囲を脂肪 215が取り囲み、脂肪 215の周囲を表皮 216が覆って いる。それぞれの音響インピーダンスを表 1に示す。
[表 1]
Figure imgf000013_0002
音響インピーダンスにより骨 213と脂肪 215との境界面での反射率を数式（3)により 計算すると 65%となる。このため骨 213に当たった音波は大部分が反射し、散乱され てしまう。
[0059] 光音響信号が骨で反射 Z散乱される例を図 56に示す。図 56は人体の指の断面図 であり、（a)は光音響信号が骨で散乱する様子、（b)は光音響信号が骨で減衰する 様子を示す。（a)に示すように、指に入射された励起光 219の光路の延長線が完全 に骨 213で遮断されているときは、光音響信号は散乱されて検出器 220ではほとん ど検出できない。（b)に示すように、指に入射された励起光 219の光路のの延長線付 近に骨 213が存在するときは、光音響信号の一部は散乱されるので、検出器 220で 検出される強度は減少する。このような反射 Z散乱の影響により、従来の光音響法で は光音響信号の強度が測定の度に変化するという問題があった。
[0060] さらに、光音響法では、被検体を伝搬する音波を検出するので、被検体と検出器 2 20とを密に接触する必要がある。接触する圧力によって被検体と検出器 220との境 界面での音波の損失は変化する。このような押圧する圧力の変化によっても、光音響 信号の強度が測定の度に変化するという問題があった。
[0061] そこで、本発明は、従来技術における上記の課題を解決し、血液成分濃度を正確 に測定でき、かつ共鳴型の検出器による高感度の測定も可能で、被験者に負担とな らない短時間の測定が可能で、さらに、小型で生体の被検部に装着することも可能 な非侵襲の成分濃度測定装置および成分濃度測定装置制御方法を提供することを 目的とする。
[0062] 併せて、非侵襲な成分濃度測定装置および成分濃度測定装置制御方法を提供す ることを目的とする。
課題を解決するための手段
[0063] 本発明に係る成分濃度測定装置は、光を発生する光発生手段と、前記光発生手 段が発生する光を変調する変調周波数を掃引する周波数掃引手段と、前記周波数 掃引手段からの信号により前記光発生手段で発生した光を電気的に強度変調する 光変調手段と、前記強度変調された光を被測定物に向けて出射する光出射手段と、 前記照射された光により被測定物内に発生する音波を検出する音波検出手段と、前 記音波検出手段が検出した音波を掃引された変調周波数範囲で積算する積算手段 と、を備えることを特徴とする。
[0064] 本発明では、周波数が所定の範囲で掃引する変調信号により光を電気的に強度 変調し、強度変調された光を被測定物に照射し、照射された光により被測定物内に 発生する音波である光音響信号を検出し、検出された光音響信号を積算して力 被 測定物内の測定対象とする成分濃度を算出する。これにより、音波検出手段の感度 特性の変化を追尾して、常に感度の高い周波数で測定対象とする成分濃度を測定 できる。 [0065] また、本発明に係る成分濃度測定装置は、光を発生する光発生手段と、該光発生 手段の発生した光を一定周波数で電気的に強度変調する光変調手段と、該光変調 手段の強度変調した強度変調光を被測定物に向けて出射する光出射手段と、前記 強度変調光を出射された被測定物力 放射される音波を検出する音波検出手段と、 を備えた成分濃度測定装置であって、前記光出射手段と前記音波検出手段との間 に前記被測定物と略等しい音響インピーダンスの音響整合物質及び前記被測定物 が配置可能であることを特徴とする。
[0066] 本発明は、被測定物の音響インピーダンスと略等 、音響インピーダンスの環境下 で光音響信号を検出することを特徴とする。一定周波数で強度変調された強度変調 光を被測定物に照射し、被測定物から発生した音波である光音響信号を、前記音響 整合物質を介して音波検出手段で検出して、液体に含まれる特定成分の濃度を測 定する。音波検出手段は、前記音響整合物質を介して光音響信号を検出することで 、被測定物とその周囲との境界反射及び被測定物と音波検出手段との接触により生 じる、音波である光音響信号の反射による信号損失を低減することができる。つまり、 光出射手段と音波検出手段との間に被測定物と略等しい音響インピーダンスの音響 整合物質及び被測定物が配置可能であることで、被測定物と音波検出手段の間に 音響整合物質を配置して、被測定物とその周囲との境界における境界反射を低減す ることがでさる。
[0067] また、本発明に係る成分濃度測定装置は、光を発生する光発生手段と、該光発生 手段の発生した光を一定周波数で電気的に強度変調する光変調手段と、該光変調 手段の強度変調した強度変調光を被測定物に向けて出射する光出射手段と、前記 強度変調光を出射された被測定物力 放射される音波を検出する音波検出手段と、 前記光出射手段と前記音波検出手段との間を前記被測定物と略等しい音響インピ 一ダンスの音響整合物質で充填する容器と、備えることを特徴とする。
[0068] 被測定物と略等しい音響インピーダンスの音響整合物質で充填する容器を備える ことで、被測定物と略等 ヽ音響インピーダンスの音響整合物質で充填した容器内 に被測定物を配置して、被測定物の周囲を音響整合物質で取り囲んだ環境下で被 測定物力もの音波である光音響信号を検出することができる。被測定物の周囲を音 響整合物質で取り囲んだ環境下で光音響信号を検出することで、被測定物とその周 囲との境界反射及び被測定物と音波検出手段との接触により生じる光音響信号の反 射による減衰を低減することができる。
[0069] 上記成分濃度測定装置において、前記光発生手段は、異なる波長の 2波の光を発 生し、前記光変調手段は、同一周波数かつ互いに逆位相となる強度変調光に前記 光の各々を強度変調することが望ま 、。
[0070] 強度変調光に、同一周波数かつ互いに逆位相となる異なる波長の 2波の強度変調 光を用いることにより、光音響信号の受ける水力もの影響を除去することができる。
[0071] 本発明に係る成分濃度測定装置は、光を発生する光発生手段と、該光発生手段 の発生した光を一定周波数で電気的に強度変調する光変調手段と、該光変調手段 の強度変調した強度変調光を被測定物に向けて出射する光出射手段と、音響波を 出力する音響波発生器と、前記強度変調光を照射された被測定物から放射される音 波及び前記音響波発生器から被測定物を透過する前記音響波を検出する音波検 出手段と、を備えることを特徴とする。
[0072] 本発明は、光音響法を用いて被測定物の測定対象とする成分濃度を測定する際 に、励起光の照射位置の近傍すなわち光音響信号の発生源近傍に置かれた音響 波発生器力 発生させた超音波 (ここでは音響波と呼ぶ。 )を参照信号として検出し て、光音響信号の発生源と音波検出手段の位置関係が最適となる配置を検出するこ とを特徴とする。検出された最適な配置で光音響信号を検出することで、被測定物内 に存在するの散乱体の影響の少ない伝搬経路で成分濃度を測定することができる。
[0073] さらに、音響波の減衰量が一定となるような、検出される音響波の信号強度が予め 定められた値となる配置で光音響信号を検出すれば、その検出された配置で光音響 信号を検出することで、光音響信号の発生源と音波検出手段の位置関係の変化に よる散乱体が光音響信号に与える影響の変化及び音波検出手段の被測定物との接 触を含む不確定な要素の影響を排除した光音響信号を検出することができる。これ により、成分濃度測定装置の配置の変化に伴う多数のパラメータの影響を排除した 成分濃度を測定することができる。
[0074] 本発明により、反射 Z散乱する散乱体が光音響信号に与える影響を、音響波を用 いて検出することができる。これにより、最適な配置で光音響信号を検出することがで きる。
[0075] さらに、光音響法の測定系における被測定物と、各素子の最適な配置を行なうにあ たり、それぞれの配置を調節する手段を機械化し、音波検出手段と連動させること〖こ より、最適な配置での成分濃度測定を自動化することもできる。なお、本発明では、 前述の励起光として一定周波数で変調した強度変調光を用いて!/、る。
[0076] 本発明により、反射 Z散乱する散乱体が光音響信号に与える影響を、音響波を用 いて検出することができる。これにより、最適な配置で光音響信号を検出することがで きる。
[0077] 本発明に係る成分濃度測定装置は、異なる波長の 2波の光を発生する光発生手段 と、該異なる波長の 2波の光の各々を同一周波数で逆位相の信号により電気的に強 度変調する光変調手段と、強度変調された該異なる波長の 2波の光を被測定物に向 けて出射する光出射手段と、出射された光により被測定物内に発生する音波を検出 する音波検出手段と、を備えたことを特徴とする。
[0078] 本発明においては、異なる波長の 2波の光の各々を同一周波数で逆位相の信号に より電気的に強度変調するので、異なる波長の 2波の光の各々に対応する音波を、 音波検出手段の周波数依存性の影響を受けることなく検出できる。
[0079] さらに、前記 1波の光は被測定物内の測定対象の成分と水の混在した状態の全吸 収に対応する圧力の音波を発生し、一方、前記他の 1波の光は被測定物の大部分を 占める水のみが前記 1波の光により発生する音波と同じ圧力の音波を発生するので 、両者の差により、測定対象の成分のみにより発生する音波の圧力を検出する。その 結果、測定対象の成分の量を測定することが可能となる。
[0080] さらに、前記 1波の光が被測定物内に発生する測定対象の成分と水の混在した状 態の全吸収に対応する音波の圧力と、前記他の 1波の光が被測定物内の大部分を 占める水のみの吸収に対応する音波の圧力は、周波数が等しくかつ逆位相であり、 被測定物内で音波の段階で相互に重畳し、音波の圧力の差が検出される。従って、 音波の圧力の差は前記 1波の光が被測定物内に発生する測定対象の成分と水の混 在した状態の全吸収に対応する音波の圧力と、前記他の 1波の光が被測定物内の 大部分を占める水のみの吸収に対応する音波の圧力を個別に測定して、差を演算 するよりも、より高精度に測定できる。上記の点が、従来技術にない全く新しい利点で ある。
[0081] 本発明においては、異なる波長の 2波の光の各々を電気的に強度変調する変調周 波数を、被測定物内に発生する音波の検出に関わる共鳴周波数と同一の周波数で 変調することにより、光音響信号の測定値における吸収係数に関わる非線形性に配 慮して選択された異なる波長の 2波の光に対する光音響信号を測定し、これらの測 定値から、一定に保ち難い多数のパラメータの影響を排除して、高精度に被測定物 内に発生する音波を検出することができる。
[0082] 上記成分濃度測定装置において、前記光発生手段が発生する光を変調する変調 周波数を掃引する周波数掃引手段と、前記音波検出手段が検出した音波を掃引さ れた変調周波数範囲で積算する積算手段と、をさらに備え、前記光変調手段は、前 記周波数掃引手段からの信号により前記異なる波長の 2波の光を各々逆位相で電 気的に強度変調することが望ましい。
[0083] 本発明においては、前記被測定物内で発生した前記光音響信号を、掃引する変 調信号範囲で積算することにより、前記音波検出手段の共振周波数が変化する場合 においても、前記音波検出手段の共振周波数に一致する周波数における高い感度 で検出した光音響信号の値を積算するため、感度の高い共振周波数で測定すること ができる。
[0084] また、上記成分濃度測定装置において、前記音波検出手段は、前記周波数掃引 手段が掃引する変調周波数に追尾して、出射された光により前記被測定物内に発 生する音波を検出し、前記積算手段は、前記音波検出手段が高い検出感度を有す る変調周波数範囲で、前記音波検出手段が検出した音波を積算することが望ましい
[0085] 本発明においては、被測定物内に発生する音波検出手段の共振周波数が変化し 、光音響信号を検出する変調周波数が変化する場合、周波数掃引された変調周波 数で変調し照射された光により被測定物内に発生する光音響信号を検出した結果か ら、検出感度が最大になる音波検出手段の共振周波数の変化を判断し、共振周波 数の変化を追尾して、共振周波数の近傍で光音響信号の検出値を積算する。
[0086] また、上記成分濃度測定装置において、前記積算手段により積算された音波から 前記被測定物内の測定対象とする液体成分の成分濃度を算定する液体成分濃度 算定手段をさらに備えることが望ましい。
[0087] 本発明では、予め用意した被測定物内に発生する光音響信号と測定対象とする成 分濃度との関係を示す理論値、あるいは実験値を記憶し、被測定物内に発生した光 音響信号を検出した値カゝら測定対象の成分濃度を算定する。
[0088] また、上記成分濃度測定装置において、音響波を出力する音響波発生器をさらに 備え、前記音波検出手段は、前記被測定物からの音波と共に、前記音響波発生器 から前記被測定物を透過する前記音響波を検出することが望ましい。
[0089] 本発明により、反射 Z散乱する散乱体が光音響信号に与える影響を、音響波を用 いて検出することができる。これにより、最適な配置で光音響信号を検出することがで きる。
[0090] また、上記成分濃度測定装置において、前記音響波発生器又は前記音波検出手 段の少なくともいずれかの位置を可変する駆動手段をさらに備えることが望ましい。
[0091] 本発明により、音響波の伝搬経路を変化させて、反射 Z散乱する散乱体が光音響 信号に与える影響を伝搬経路ごとに検出し、検出された最適な配置で光音響信号を 検出することができる。
[0092] また、上記成分濃度測定装置において、前記音波検出手段で検出された音響波 の強度が特定の値になるように前記駆動手段を制御する制御手段をさらに備えること が望ましい。
[0093] 本発明により、検出された最適な配置での光音響信号の検出が自動化できる。
[0094] また、上記成分濃度測定装置において、前記光発生手段は、前記 2波の光の波長 を、測定対象とする液体成分の呈する吸収の差が溶媒の呈する吸収の差よりも大き
V、2波の光の波長に設定することが望ま 、。
[0095] また、上記成分濃度測定装置において、前記光発生手段は、前記 2波の光のうち 一方の光の波長を測定対象とする液体成分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し
、他方の光の波長を溶媒が前記一方の光の波長におけるのと相等しい吸収を呈する 波長に設定することが望ましい。
[0096] 本発明は、上記の前記光発生手段は、前記 2波の光の波長を、測定対象とする液 体成分の呈する吸収の差が溶媒の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設 定する成分濃度測定装置制御方法において、溶媒の呈する吸収の差を 0とした場合 である。これにより、溶媒の吸収による影響を除去することができる。
[0097] また、上記成分濃度測定装置において、前記 2波の光の波長を、測定対象とする 液体成分の呈する吸収の差がそれ以外の液体成分の呈する吸収の差よりも大きい 2 波の光の波長に設定することが望ましい。
[0098] また、上記成分濃度測定装置において、前記光出射手段と前記被測定物との間に 、出射する光のビームを合成する合成器を、さらに備えることが望ましい。
[0099] 測定部位に光を集中させることができるため、効率的に光音響信号を発生させるこ とがでさる。
[0100] また、上記成分濃度測定装置において、前記音波検出手段からの音波の振幅を 検出する検波増幅手段を、さらに備えることが望ましい。
[0101] 検出した光音響信号力 音波の振幅を検出することができる。
[0102] また、上記成分濃度測定装置において、検出された音波の圧力から前記被測定物 内の測定対象とする液体成分の成分濃度を算定する液体成分濃度算定手段をさら に備えることが望ましい。
[0103] また、上記成分濃度測定装置において、前記音波検出手段が検出した音波を変 調周波数に対応して記録する記録手段をさらに備えることが望ましい。
[0104] 音波検出手段が検出した光音響信号の値を、掃引された変調周波数ごとに記録す る手段を備えることにより、被測定物内に発生する音波検出手段の共振周波数が変 化する場合、被測定物に照射する光の変調周波数の掃引範囲が前記共振周波数 の変化する範囲を含んでおり、検出した光音響信号の中力 高精度に測定した値を 選定して積算し平均して、正確に成分濃度を測定して 、ることを確認することができ る。
[0105] 本発明に係る成分濃度測定装置は、光を発生する光発生手段と、前記光発生手 段が発生する光を変調する変調周波数を掃引する周波数掃引手段と、前記周波数 掃引手段からの信号により前記光発生手段で発生した光を電気的に強度変調する 光変調手段と、前記強度変調された光を被検体に向けて出射する光出射手段と、前 記出射された光により前記被検体内に発生する音波を検出する音波検出手段と、前 記音波検出手段が検出した音波を掃引された変調周波数範囲で積算する積算手段 と、を備えたことを特徴とする。
[0106] 本発明では、周波数が所定の範囲で掃引する変調信号により光を電気的に強度 変調し、強度変調された光を被検体に照射し、照射された光により被検体内に発生 する光音響信号を検出し、検出された光音響信号を積算して力ゝら被検体内の成分濃 度を算出する。ここで、被検体に照射する光の波長は測定対象とする成分が吸収を 呈する波長に設定する。音波検出手段の感度特性の変化を追尾して、常に感度の 高 ヽ周波数で測定対象とする成分濃度を測定できる。
[0107] 本発明に係る成分濃度測定装置は、光を発生する光発生手段と、該光発生手段 の発生した光を一定周波数で電気的に強度変調する光変調手段と、該光変調手段 の強度変調した強度変調光を被検体に向けて出射する光出射手段と、前記強度変 調光を照射された前記被検体から放射される音波を検出する音波検出手段と、を備 えた成分濃度測定装置であって、前記光出射手段と前記音波検出手段との間に前 記被検体と略等しい音響インピーダンスの音響整合物質及び前記被検体が配置可 能であることを特徴とする。
[0108] 本発明は、被検体の音響インピーダンスと略等 、音響インピーダンスの環境下で 光音響信号を検出することを特徴とする。一定周波数で強度変調された強度変調光 を被検体に照射し、被検体力 発生した音波である光音響信号を、前記音響整合物 質を介して音波検出手段で検出して、液体に含まれる特定成分の濃度を測定する。 音波検出手段は、前記音響整合物質を介して光音響信号を検出することで、被検体 とその周囲との境界反射及び被検体と音波検出手段との接触により生じる光音響信 号の反射による減衰による信号損失を低減することができる。つまり、光出射手段と 音波検出手段との間に被検体と略等しい音響インピーダンスの音響整合物質及び 被検体が配置可能であることで、被検体と音波検出手段の間に音響整合物質を配 置して、被検体とその周囲との境界における境界反射を低減することができる。 [0109] 本発明に係る成分濃度測定装置は、光を発生する光発生手段と、該光発生手段 の発生した光を一定周波数で電気的に強度変調する光変調手段と、該光変調手段 の強度変調した強度変調光を被検体に向けて出射する光出射手段と、前記強度変 調光を照射された前記被検体力 放射される音波を検出する音波検出手段と、前記 光出射手段と前記音波検出手段との間を前記被検体と略等しい音響インピーダンス の音響整合物質で充填する容器と、備えることを特徴とする。
[0110] 被測定物と略等しい音響インピーダンスの音響整合物質で充填する容器を備える ことで、被検体と略等 ヽ音響インピーダンスの音響整合物質で充填した容器内〖こ 被検体を配置して、被検体の周囲を音響整合物質で取り囲んだ環境下で被検体か らの光音響信号を検出することができる。被検体の周囲を音響整合物質で取り囲ん だ環境下で光音響信号を検出することで、被検体とその周囲との境界反射及び被検 体と音波検出手段との接触により生じる光音響信号の反射による減衰を低減すること ができる。
[0111] また、上記成分濃度測定装置において、前記容器は、前記音響整合物質としての 水で充填されることが望ま U、。
[0112] 被検体の音響インピーダンスは水に非常に近いので、被検体の周囲を水で取り囲 んだ環境下で光音響信号を検出することで、被検体とその周囲との境界反射及び被 検体と音波検出手段との接触により生じる光音響信号の反射による減衰を低減する ことができる。
[0113] また、上記成分濃度測定装置において、前記光発生手段は、異なる波長の 2波の 光を発生し、前記光変調手段は、同一周波数かつ互いに逆位相となる強度変調光 に前記光の各々を強度変調することが望まし 、。
[0114] 強度変調光に、同一周波数かつ互いに逆位相となる異なる波長の 2波の強度変調 光を用いることにより、光音響信号の受ける水力もの影響を除去することができる。
[0115] また、上記成分濃度測定装置において、前記容器は、横断面の形状が半円形であ り、前記半円形の円の略中心点の位置に前記光出射手段が配置されていることが望 ましい。
[0116] 容器の内壁面の横断面の形状を半円とし、円の中心点に光出射手段を配置するこ とで、前記半円の円弧の部分に相当する容器の側面と光出射手段との距離を均一 にすることができる。これにより、半円の円弧の部分に相当する容器の側面と光出射 手段との距離を、光音響信号を平面波と仮定できる程度の距離にし、前記側面に音 波検出手段を配置すれば、放射状に広がった光音響信号を効率よく検出することが できる。このように、音波検出手段での集音状態を改善することにより、さらに光音響 信号の精度を向上することができる。
[0117] また、上記成分濃度測定装置において、前記音波検出手段が前記容器の前記半 円形の円弧の部分に 2個以上配置されて 、ることが望ま 、。
[0118] 半円の円弧の部分に相当する容器の側面に 2個以上の音波検出手段を配置する ことにより、音波検出手段は放射状に広がった光音響信号をさらに効率よく検出する ことができる。
[0119] また、上記成分濃度測定装置において、前記容器は、横断面の形状が楕円形であ り、前記光出射手段及び前記音波検出手段が前記楕円形の略焦点の位置のそれ ぞれに配置されて 、ることが望まし!/、。
[0120] 横断面の内壁面の形状を楕円形とし、光出射手段及び音波検出手段を前記楕円 形の略焦点の位置のそれぞれに配置することで、光音響信号を容器の側面で散乱 させて音波検出手段に効率よく集めることができる。このように、音波検出手段での 集音状態を改善することにより、さらに光音響信号の精度を向上することができる。
[0121] また、上記成分濃度測定装置において、前記容器は、底部が 2つの焦点を断面に 含む半楕円球であり、前記光出射手段及び前記音波検出手段がそれぞれ略前記 2 つの焦点に配置されて 、ることが望ま 、。
[0122] 容器の内壁面の底部を 2つの焦点を断面に含む半楕円球として、光出射手段及び 音波検出手段をそれぞれ 2つの焦点に配置することで、光音響信号を容器の底部で 散乱させて音波検出手段に効率よく集めることができる。このように、音波検出手段 での集音状態を改善することにより、さらに光音響信号の精度を向上することができ る。
[0123] また、上記成分濃度測定装置において、前記容器の内壁面の少なくとも一部に反 射材を含むことが望ましい。 [0124] 容器の内壁面の少なくとも一部に反射材を含むことによって、光音響信号を音波検 出手段に集める効率を向上することができる。これにより、音波検出手段が検出する 光音響信号の精度をさらに向上することができる。
[0125] また、上記成分濃度測定装置において、前記容器の内壁面の少なくとも一部に吸 音材を含むことが望ましい。
[0126] 容器の内壁面の少なくとも一部に吸音材を含むことにより、被検体の内部構造の不 均一性から生じる多重反射した音波を吸収し、除去するので、被検体から放射された 光音響信号を効率よく検出することができる。これにより、音波検出手段が検出する 光音響信号の精度をさらに向上することができる。
[0127] また、上記成分濃度測定装置において、前記容器の内壁面に、前記強度変調光 に対して透明な出射窓をさらに有することが望ましい。
[0128] 容器が強度変調光に対して透明な出射窓を備えることにより、光出射手段を容器 外に配置することができるので、光出射手段の配置が容易になる。また、容器の内壁 面から強度変調光を出射することができるので、容器の内壁面の凹凸がなくなり、光 音響信号の反射を低減することができる。
[0129] また、上記成分濃度測定装置において、前記光出射手段は、前記容器に強度変 調光を導く光ファイバを含むことが望ましい。
[0130] 光出射手段が光ファイバを含むことにより、光出射手段から離れた場所に光発生手 段及び光変調手段を配置し、強度変調光を被検体に照射できる位置まで導くことが できる。
[0131] また、上記成分濃度測定装置において、前記音響整合物質の温度を測定する温 度計測手段と、該温度計測手段の測定した温度に応じて前記音響整合物質の温度 を調節する温度調節手段と、をさらに備えることが望ましい。
[0132] 温度計測手段の測定した温度に応じて音響整合物質の温度を調節する温度調節 手段を備えることにより、音響整合物質及び被検体表面の温度を安定ィ匕することが できる。これにより、温度変化による光音響信号の強度の擾乱を低減することができ るので、光音響信号の SZN比を向上することができる。
[0133] 本発明に係る成分濃度測定装置は、光を発生する光発生手段と、該光発生手段 の発生した光を一定周波数で電気的に強度変調する光変調手段と、該光変調手段 の強度変調した強度変調光を被検体に向けて出射する光出射手段と、音響波を出 力する音響波発生器と、前記強度変調光を照射された前記被検体から放射される音 波及び前記音響波発生器から被検体を透過する前記音響波を検出する音波検出 手段と、を備えることを特徴とする。
[0134] 本発明は、光音響法を用いて測定対象とする成分濃度を測定する際に、励起光の 照射位置の近傍すなわち光音響信号の発生源近傍に置かれた音響波発生器から 発生させた超音波 (ここでは音響波と呼ぶ。）を参照信号として検出して、光音響信 号の発生源と音波検出手段の位置関係が最適となる配置を検出することを特徴とす る。検出された最適な配置で光音響信号を検出することで、被検体内に存在する散 乱体の影響の少ない伝搬経路で成分濃度を測定することができる。
[0135] さらに、音響波の減衰量が一定となるような、検出される音響波の信号強度が予め 定められた値となる配置で光音響信号を検出すれば、その検出された配置で光音響 信号を検出することで、光音響信号の発生源と音波検出手段の位置関係の変化に よる散乱体が光音響信号に与える影響の変化及び音波検出手段の被検体との接触 を含む不確定な要素の影響を排除した光音響信号を検出することができる。これ〖こよ り、成分濃度測定装置の配置の変化に伴う多数のパラメータの影響を排除した成分 濃度を測定することができる。
[0136] さらに、光音響法の測定系における被検体、特に生体と、各素子の最適な配置を 行なうにあたり、それぞれの配置を調節する手段を機械化し、音波検出手段と連動さ せることにより、最適な配置での成分濃度測定を自動化することもできる。なお、本発 明では、前述の励起光として一定周波数で変調した強度変調光を用いている。
[0137] 本発明により、反射 Z散乱する散乱体が光音響信号に与える影響を、音響波を用 いて検出することができる。これにより、最適な配置で光音響信号を検出することがで きる。
[0138] 本発明に係る成分濃度測定装置は、異なる波長の 2波の光を発生する光発生手段 と、該異なる波長の 2波の光の各々を同一周波数で逆位相の信号により電気的に強 度変調する光変調手段と、強度変調された該異なる波長の 2波の光を被検体に向け て出射する光出射手段と、出射された光により前記被検体内に発生する音波を検出 する音波検出手段と、を備えたことを特徴とする。
[0139] 本発明においては、異なる波長の 2波の光の各々を同一周波数で逆位相の信号に より電気的に強度変調するので、異なる波長の 2波の光の各々に対応する音波を、 音波検出手段の周波数依存性の影響を受けることなく検出できる。
[0140] さらに、前記 1波の光は被検体内の測定対象の成分と水の混在した状態の全吸収 に対応する圧力の音波を発生し、一方、前記他の 1波の光は被検体の大部分を占め る水のみが前記 1波の光により発生する音波と同じ圧力の音波を発生するので、両 者の差により、測定対象の成分のみにより発生する音波の圧力を検出する。その結 果、測定対象の成分の量を測定することが可能となる。
[0141] さらに、前記 1波の光が被検体内に発生する測定対象の成分と水の混在した状態 の全吸収に対応する音波の圧力と、前記他の 1波の光が被検体内の大部分を占め る水のみの吸収に対応する音波の圧力は、周波数が等しくかつ逆位相であり、被検 体内で音波の段階で相互に重畳し、音波の圧力の差が検出される。従って、音波の 圧力の差は前記 1波の光が被検体内に発生する測定対象の成分と水の混在した状 態の全吸収に対応する音波の圧力と、前記他の 1波の光が被検体内の大部分を占 める水のみの吸収に対応する音波の圧力を個別に測定して、差を演算するよりも、よ り高精度に測定できる。上記の点が、従来技術にない全く新しい利点である。
[0142] 本発明においては、異なる波長の 2波の光の各々を電気的に強度変調する変調周 波数を、被検体内に発生する音波の検出に関わる共鳴周波数と同一の周波数で変 調することにより、光音響信号の測定値における吸収係数に関わる非線形性に配慮 して選択された異なる波長の 2波の光に対する光音響信号を測定し、これらの測定 値から、一定に保ち難い多数のパラメータの影響を排除して、高精度に被検体内に 発生する音波を検出することができる。
[0143] また、上記成分濃度測定装置において、前記同一周波数の繰り返し間隔よりも長 い間隔で断続的に発生させた光を前記被検体に向けて出射する第 2の光出射手段 をさらに備えることが望ましい。
[0144] 本発明により、被検体、特に生体の組織内における測定対象とする成分での吸収 による光音響信号の発生量を増加させて非侵襲にかつ正確に成分濃度を測定する ことができる。
[0145] また、上記成分濃度測定装置において、前記第 2の光出射手段の光の波長が測定 対象とする成分と異なる成分の特徴的な吸収を呈する波長であることが望ましい。
[0146] 非血液組織に比して血液組織の温度を上昇させ、血液成分の光音響信号のみを 増大させることができる。
[0147] また、上記成分濃度測定装置において、前記第 2の光出射手段の光の波長が血液 中のヘモグロビンの特徴的な吸収を呈する波長であることが望ましい。
[0148] ヘモグロビンの温度を上昇させ、ヘモグロビンを含む血液からの光音響信号のみを 増大させることができる。
[0149] また、上記成分濃度測定装置において、前記第 2の光出射手段の光を発生させる 間隔力 前記被検体に 2°C以下の温度上昇を生じさせる間隔であることが望ましい。
[0150] 被検体への影響を最小限度に抑えることができる。
[0151] また、上記成分濃度測定装置において、前記第 2の光出射手段の光の強度が、前 記被検体に 2°C以下の温度上昇を生じさせる強度であることが望ましい。
[0152] 被検体への影響を最小限度に抑えることができる。
[0153] また、上記成分濃度測定装置において、前記光発生手段が発生する光を変調する 変調周波数を掃引する周波数掃引手段と、前記音波検出手段が検出した音波を掃 引された変調周波数範囲で積算する積算手段と、をさらに備え、前記光変調手段は 、前記周波数掃引手段力 の信号により前記異なる波長の 2波の光を各々逆位相で 電気的に強度変調することが望ましい。
[0154] 本発明においては、前記被検体内で発生した前記光音響信号を、掃引する変調 信号範囲で積算することにより、前記音波検出手段の共振周波数が変化する場合に おいても、前記音波検出手段の共振周波数に一致する周波数における高い感度で 検出した光音響信号の値を積算するため、感度の高い共振周波数で測定することが できる。
[0155] また、上記成分濃度測定装置において、前記音波検出手段は、前記周波数掃引 手段が掃引する変調周波数に追尾して、出射された光により前記被検体内に発生 する音波を検出し、前記積算手段は、前記音波検出手段が高い検出感度を有する 変調周波数範囲で、前記音波検出手段が検出した音波を積算することが望ましい。
[0156] 本発明にお 、ては、被検体内に発生する音波検出手段の共振周波数が変化し、 光音響信号を検出する変調周波数が変化する場合、周波数掃引された変調周波数 で変調し照射された光により被検体内に発生する光音響信号を検出した結果から、 検出感度が最大になる音波検出手段の共振周波数の変化を判断し、共振周波数の 変化を追尾して、共振周波数の近傍で光音響信号の検出値を積算する。
[0157] また、上記成分濃度測定装置において、前記積算手段により積算された音波から 前記被検体内の測定対象とする成分の成分濃度を算定する成分濃度算定手段をさ らに備えることが望ましい。
[0158] 本発明では、予め用意した被検体内に発生する光音響信号と測定対象とする成分 濃度との関係を示す理論値、あるいは実験値を記憶し、被検体内に発生した光音響 信号を検出した値カゝら測定対象の成分濃度を算定する。
[0159] また、上記成分濃度測定装置において、音響波を出力する音響波発生器をさらに 備え、前記音波検出手段は、前記被検体からの音波と共に、前記音響波発生器から 前記被検体を透過する前記音響波を検出することが望ましい。
[0160] 本発明により、反射 Z散乱する散乱体が光音響信号に与える影響を、音響波を用 いて検出することができる。これにより、最適な配置で光音響信号を検出することがで きる。
[0161] また、上記成分濃度測定装置において、前記音響波発生器又は前記音波検出手 段の少なくともいずれかの位置を可変する駆動手段をさらに備えることが望ましい。
[0162] 本発明により、音響波の伝搬経路を変化させて、反射 Z散乱する散乱体が光音響 信号に与える影響を伝搬経路ごとに検出し、検出された最適な配置で光音響信号を 検出することができる。
[0163] また、上記成分濃度測定装置において、前記音波検出手段で検出された音響波 の強度が特定の値になるように前記駆動手段を制御する制御手段をさらに備えること が望ましい。
[0164] 本発明により、検出された最適な配置での光音響信号の検出が自動化できる。 [0165] また、上記成分濃度測定装置において、前記光出射手段は、前記音響波発生器と 連動するよう前記音響波発生器に固定されて 、ることが望ま U、。
[0166] 本発明により、光出射手段が音響波発生器と連動するので、最適な音響波発生器 の位置力 自動的に励起用光源を移動することができる。
[0167] また、上記成分濃度測定装置において、圧力が制御可能な押圧力で前記音響波 発生器及び前記音波検出手段を前記被検体に押圧する押し付け手段をさらに備え ることが望ましい。
[0168] 本発明により、音響波発生器及び音波検出手段が被検体を押圧する圧力が可変 なので、音響波発生器及び音波検出手段が被検体と接触する圧力を所定の圧力に 保つことができる。これにより、被検体を押圧する圧力の影響を軽減することができる
[0169] また、上記成分濃度測定装置において、前記音響波発生器は、前記光出射手段 力もの強度変調光のビームに近接して配置されていることが望ましい。
[0170] 本発明により、強度変調光のビームの経路に近接する位置に音響波を出力するの で、光音響信号の伝搬経路での反射 Z散乱をより正確に検査することができる。
[0171] また、上記成分濃度測定装置において、前記音響波発生器の一部に、前記強度 変調光のビームを透過する透過窓をさらに備えることが望ましい。
[0172] 本発明により、音響波発生器の上力 強度変調光を被検体に照射することができる 。これにより、最適な音響波発生器の位置力も強度変調光を被検体に照射すること ができる
[0173] また、上記成分濃度測定装置において、前記音響波発生器は、出力する前記音響 波の周波数及び Z又は強度が可変であることが望ましい。
[0174] 本発明により、音波検出手段で検出する光音響信号と周波数の等しい音響波で散 乱体を検出できるので、散乱体が光音響信号に与える影響をより正確に検査するこ とができる。また、前記音波検出手段で検出された音響波の強度に応じて音響波発 生器から出力する音響波の強度を大小させることができるので、音波検出手段で検 出された強度が小さい場合でも検出された強度を比較することができる。
[0175] また、上記成分濃度測定装置において、前記音響波発生器及び Z又は前記光出 射手段の前記被検体の接する面に、前記被検体と音響インピーダンスの略等 ヽ音 響結合部材をさらに備えることが望ましい。
[0176] 本発明により、音響波発生器又は音波検出手段の少なくともいずれかが被検体と 接触する面での反射 Z散乱を軽減することができる。
[0177] また、上記成分濃度測定装置において、前記光発生手段は、前記 2波の光の波長 を、測定対象とする成分の呈する吸収の差が溶媒の呈する吸収の差よりも大きい 2波 の光の波長に設定することが望ましい。
[0178] また、上記成分濃度測定装置において、前記光発生手段は、前記 2波の光のうち 一方の光の波長を測定対象とする成分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し、他 方の光の波長を溶媒が前記 1波の光の波長におけるのと相等しい吸収を呈する波長 に設定することが望ましい。
[0179] 本発明は、上記の前記光発生手段は、前記 2波の光の波長を、測定対象とする成 分の呈する吸収の差が溶媒の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定す る成分濃度測定装置制御方法にぉ 、て、溶媒の呈する吸収の差を 0とした場合であ る。これにより、溶媒の吸収による影響を除去することができる。
[0180] また、上記成分濃度測定装置において、前記光発生手段は、前記 2波の光の波長 の両方の波長を、測定対象とする成分の呈する吸収の差がそれ以外の成分の呈す る吸収の差よりも大き 、2波の光の波長に設定することが望ま 、。
[0181] また、上記成分濃度測定装置において、前記光発生手段は、前記 2波の光の波長 を、測定対象とする血液成分の呈する吸収の差が水の呈する吸収の差よりも大きい 2 波の光の波長に設定することが望ましい。
[0182] また、上記成分濃度測定装置において、前記光発生手段は、前記 2波の光のうち 一方の光の波長を測定対象とする血液成分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し 、他方の光の波長を水が前記 1波の光の波長におけるのと相等しい吸収を呈する波 長に設定することが望ましい。
[0183] 本発明は、上記の前記光発生手段は、前記 2波の光の波長を、測定対象とする血 液成分の呈する吸収の差が水の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定 する成分濃度測定装置制御方法にぉ 、て、水の呈する吸収の差を 0とした場合であ る。これにより、水の吸収による影響を除去することができる。
[0184] また、上記成分濃度測定装置において、前記光発生手段は、前記 2波の光の波長 の両方の波長を、測定対象とする血液成分の呈する吸収の差がそれ以外の血液成 分の呈する吸収の差よりも大き 、2波の光の波長に設定することが望ま 、。
[0185] また、上記成分濃度測定装置において、前記光出射手段と前記被検体との間に、 出射する光のビームを合成する合成器を、さらに備えることが望ましい。
[0186] 測定部位に光を集中させることができるため、効率的に光音響信号を発生させるこ とがでさる。
[0187] また、上記成分濃度測定装置において、前記音波検出手段からの音波の振幅を 検出する検波増幅手段を、さらに備えることが望ましい。
[0188] 検出した光音響信号力も音響波の振幅を検出することができる。
[0189] また、上記成分濃度測定装置において、前記検波増幅手段は、同期検波増幅器 であることが望ましい。
[0190] 光音響信号力も高感度に音響波の振幅を検出することができる。
[0191] 前記光出射手段の出射する 2つの光のビーム径が略等しいことが望ましい。
[0192] 測定部位を一致させて、測定精度を高めることができる。
[0193] また、上記成分濃度測定装置において、検出された音波の圧力から前記被検体内 の測定対象とする成分の成分濃度を算定する成分濃度算定手段をさらに備えること が望ましい。
[0194] また、上記成分濃度測定装置において、前記成分濃度算定手段は、前記異なる波 長の 2波の光を前記被検体に出射して発生する音波の圧力を、記 2波の光のうち 1波 の光を零としたときに発生する音波の圧力で除算することが望ましい。
[0195] 前記異なる波長の 2波の光を被検体に照射して発生する音波の圧力は、前述のよ うに前記 1波の光が被検体内に発生する測定対象の成分と水の混在した状態の全 吸収に対応する音波の圧力と、前記他の 1波の光が被検体内の大部分を占める水 のみが発生する音波の圧力の差となって検出されるので、この差の値を、前記 2波の 光のうち 1波の光を零としたときに発生する音波の圧力、すなわち、前記他の 1波の 光が被検体内の大部分を占める水のみが発生する音波の圧力により、後述する数 式 (5)に従って、除算することにより、成分濃度を測定することができる。
[0196] また、上記成分濃度測定装置において、前記光変調手段は、前記被検体内に発 生する音波検出に関わる共鳴周波数と同一の周波数で変調することが望ましい。
[0197] 本発明においては、異なる波長の 2波の光の各々を電気的に強度変調する変調周 波数を、被検体内に発生する音波の検出に関わる共鳴周波数と同一の周波数で変 調することにより、高精度に被検体内に発生する音波を検出することができる。
[0198] また、上記成分濃度測定装置において、前記光発生手段は、強度変調された前記 異なる波長の 2波の光を 1の光束に合波し水に照射して発生する音波の圧力が零に なるように前記異なる波長の 2波の光の各々の相対的な強度を調整することが望まし い。
[0199] 上記の校正により、波長の異なる 2波の光の相対的な強度を、各々の波長の光が 被検体内の大部分を占める水の中に発生する光音響信号の強度が等しくなるように 校正できるので、光音響信号の測定系全体を含む状態で、波長の異なる 2波の光の 相対的な強度を校正して測定精度を向上させることができる。
[0200] また、上記成分濃度測定装置において、前記音波検出手段は、前記変調周波数 に同期して同期検波により音波を検出することが望ましい。
[0201] 前記光音響信号を前記変調周波数に同期した同期検波により検出することにより、 高精度に検出することができる。
[0202] また、上記成分濃度測定装置にお!/、て、前記光発生手段及び前記光変調手段は
、 2の半導体レーザ光源の各々を同一周波数で互いに逆位相の矩形波信号により 直接変調することが望まし 、。
[0203] 本発明においては、 2の半導体レーザ光源の各々を同一周波数で互いに逆位相 の矩形波信号により直接変調することにより、前記異なる波長の 2波の光を発生し同 時に変調することが可能であり、装置構成を簡略ィ匕できる。
[0204] また、上記成分濃度測定装置にお!/ヽて、測定対象とする血液成分がグルコース又 はコレステロールであることが望まし 、。
[0205] グルコース又はコレステロールの濃度を測定する場合には、特徴的な吸収を示す 波長を照射することによって、精度よく測定することができる。 [0206] また、上記成分濃度測定装置において、前記音波検出手段が検出した音波を変 調周波数に対応して記録する記録手段をさらに備えることが望ましい。
[0207] 音波検出手段が検出した光音響信号の値を、掃引された変調周波数ごとに記録す る手段を備えることにより、被検体内に発生する音波検出手段の共振周波数が変化 する場合、被検体に照射する光の変調周波数の掃引範囲が前記共振周波数の変 化する範囲を含んでおり、検出した光音響信号の中から高精度に測定した値を選定 して積算し平均して、正確に成分濃度を測定して 、ることを確認することができる。
[0208] また、上記成分濃度測定装置において、前記光出射手段と前記音波検出手段とは 、略対向する位置に配置されていることが望ましい。
[0209] 被検体から放射される光音響信号は、光出射手段が強度変調光を出射する方向 で最も大きな信号強度で検出される。光出射手段と前記音波検出手段とが略対向す る位置に配置されていることによって、音波検出手段が検出する光音響信号の精度 をさらに向上することができる。
[0210] また、上記成分濃度測定装置において、前記強度変調光の光路の少なくとも一部 の周囲に、前記強度変調光が前記成分濃度測定装置の外部へ漏洩することを防ぐ 遮光フードをさらに備えることが望ましい。
[0211] 本発明により、検査する部分以外の被検体の部分等の成分濃度測定装置の外部 へ強度変調光が漏洩するのを防ぐことができる。
[0212] また、上記成分濃度測定装置において、前記被検体の一部を囲んで装着される環 状部分の内側の前記被検体に接する部分に、少なくとも前記光出射手段及び前記 音波検出手段が配置された装身手段をさらに備えることが望ましい。
[0213] 上記のように、前記被検体の一部を囲んで装着される環状部分を有する前記装身 部の内側に、少なくとも前記光照射部及び前記音波検出手段を配置することにより、 測定中における前記被検体の動きによる前記光出射手段と前記音波検出手段との 間の距離、すなわち前記光出射手段と前記音波検出手段との間の測定対象の前記 被検体の一部の厚みの変化を抑制し、前記被検体内に発生する音響波の測定値を 安定化し、さらに前記被検体の測定部分の周辺部分の変形を防止することにより、前 記被検体の測定部分の周辺部分からの多重反射を安定化することにより、測定対象 とする成分濃度を正確に測定することができる。
[0214] また、上記成分濃度測定装置において、前記光出射手段と前記音波検出手段とは 、互いに前記装身手段の環状部分の略対向する位置に配置されて 、ることが望まし い。
[0215] 上記のように、前記光出射手段と前記音波検出手段とを互いに前記装身手段の環 状部分の略対向する位置に配置することにより、前記光出射手段が光を照射して前 記被検体内に発生する音響波を効率よく前記音波検出手段により検出し、正確に前 記被検体の測定対象とする成分濃度を測定することができる。
[0216] また、上記成分濃度測定装置において、前記音波検出手段の配置箇所を含んで、 前記装身手段の環状部分の内側の被検体に接する部分の少なくとも半周にわたる 部分に、前記被検体に近似する音響インピーダンスを有する緩衝材の層が配置され ていることが望ましい。
[0217] 上記のように、前記音波検出手段の配置箇所を含んで、前記装身手段の環状部分 の内側の前記被検体に接する部分の少なくとも半周にわたる部分に前記被検体に 近似する音響インピーダンスを有する緩衝材の層を配置することにより、前記被検体 内に発生した音響波で前記音波検出手段に直接到達する部分は効率よく検出し、 かつ前記被検体内で発生した音響波で前記被検体と前記装身手段の環状部分の 内側の界面で多重反射した後に前記音波検出手段に受信され雑音となる音響波の 量を減少させることにより、より正確に成分濃度を測定できる。
[0218] また、上記成分濃度測定装置において、前記緩衝材の層と前記装身手段の環状 部分の内側の面との間に吸音材が充填されていることが望ましい。
[0219] 上記のように、前記緩衝材の層と前記装身手段の環状部分の内側の面の間に前 記吸音材を充填することにより、前記被検体内に発生した音響波が前記緩衝材と前 記装身手段の環状部分の内側の面の界面により反射した後に前記音波検出手段に 検出され雑音となる音響波の量を減少させることにより、より正確に成分濃度を測定 できる。
[0220] また、上記成分濃度測定装置において、前記光発生手段は、複数の半導体レーザ 素子によって異なる波長の 2波の光を発生することが望ましい。 [0221] 上記のように、前記光発生手段は、複数の半導体レーザ素子によって異なる波長 の 2波の光を発生することにより、本発明の成分濃度測定装置は装置の大幅な小型 、軽量ィ匕が可能となる。
[0222] また、上記成分濃度測定装置において、前記光出射手段は、前記光発生手段の 発生した光のビーム径を拡大するビーム径拡大器を備えることが望ましい。
[0223] 上記のように、前記光出射手段は前記光発生手段の発生した光のビーム径を拡大 するビーム径拡大器を備えることにより、前記被検体に照射する光ビームを拡大し、 前記被検体に悪影響を与えることなぐ比較的に強い光を照射することが可能となり 、さらに正確に前記被検体の測定対象とする成分濃度を測定することができる。
[0224] また、上記成分濃度測定装置において、前記装身手段が人体の手指に装着される 指輪であり、かつ、前記光出射手段が前記手指の手背側に配置され、前記音波検 出手段が前記手指の手掌側に配置されて 、ることが望ま 、。
[0225] 上記のように、前記装身手段が人体の前記手指に装着される前記指輪であり、か つ、前記光出射手段を前記手指の手背側に配置し、前記音波検出手段を前記手指 の手掌側に配置することにより、前記音波検出手段は前記手指の比較的柔らかい皮 膚と容易に接触し、前記音波検出手段は前記手指内に発生する音響波を効率よく 測定できるので、一層正確に、成分濃度を測定できる。さらに前記光出射手段と前記 音波検出手段を指輪の内面に実装することにより、 日常生活に支障なぐ簡易に連 続的に該人体の成分濃度を測定できる。
[0226] また、上記成分濃度測定装置において、前記装身手段が人体の腕に装着される腕 輪であり、かつ、前記光出射手段が手掌側に配置され、前記音波検出手段が手背 側に配置されて 、ることが望ま 、。
[0227] 上記のように、前記装身手段が人体の前記腕に装着される前記腕輪であり、かつ 前記光出射手段を手掌側に配置し、前記音波検出手段を手背側に配置することに より、前記音波検出手段は前記腕の比較的柔らかい皮膚と容易に接触し、前記音波 検出手段は前記腕内に発生する音響波を効率よく測定できるので、一層正確に、成 分濃度を測定できる。さらに前記光出射手段と前記音波検出手段を前記腕輪の内 面に実装することにより、日常生活に支障なぐ簡易に連続的に該人体の成分濃度 を測定できる。
[0228] 本発明に係る成分濃度測定装置制御方法は、光発生手段が、光を発生する光発 生手順と、周波数掃引手段が、前記光発生手順で発生した光を変調する周波数を 掃引する周波数掃引手順と、光変調手段が、前記周波数掃引手順で掃引した信号 により前記光発生手順で発生した光を電気的に強度変調する光変調手順と、光出 射手段が、前記光変調手順において強度変調された光を被測定物に出射する光出 射手順と、音波検出手段が、前記光出射手順において照射された光により前記被測 定物内に発生する音波を検出する音波検出手順と、積算手段が、前記音波検出手 順で検出した音波を掃引された変調周波数範囲で積算する積算手順と、を順に含 むことを特徴とする。
[0229] 本発明では、周波数が所定の範囲で掃引する変調信号により光を電気的に強度 変調し、強度変調された光を出射し、出射された光により発生する光音響信号を検 出し、検出された光音響信号を積算してから被測定物内の測定対象とする成分濃度 を算出する。ここで、出射する光の波長は測定対象とする成分が吸収を呈する波長 に設定する。音波検出手段の感度特性の変化を追尾して、常に感度の高い周波数 で測定対象とする成分濃度を測定できる。
[0230] また、本発明に係る成分濃度測定装置制御方法は、光発生手段が、光を発生する 光発生手順と、光変調手段が、前記光発生手順で発生した光を一定周波数で電気 的に強度変調する光変調手順と、光出射手段が、前記光変調手順で強度変調した 強度変調光を被測定物に出射する光出射手順と、音波検出手段が、前記光出射手 順において強度変調光により前記被測定物内に発生する音波を検出する音波検出 手順と、を含む成分濃度測定装置制御方法であって、前記光出射手順及び前記音 波検出手順を、被測定物と音響インピーダンスの略等 、音響整合物質の充填され た容器内で行うことを特徴とする。
[0231] 本発明は、被測定物の音響インピーダンスと略等しい音響インピーダンスの環境下 で光音響信号を検出することを特徴とする。一定周波数で強度変調された強度変調 光を出射し、出射した光により発生した音波である光音響信号を、前記音響整合物 質を介して音波検出手段で検出して、被測定物に含まれる特定成分の濃度を測定 する。被測定物と音響インピーダンスの略等 、音響整合物質の充填された容器内 で前記光出射過程及び前記音波検出過程を行うことにより、被測定物の周囲を音響 整合物質で取り囲んだ環境下で光音響信号を検出することができる。これにより、被 測定物とその周囲との境界反射及び被測定物と音波検出手段との接触により生じる 光音響信号の反射による減衰を低減することができる。
[0232] また、本発明に係る成分濃度測定装置制御方法は、音響波発生器が、音響波を 2 箇所以上の異なる位置から前記被測定物に出力し、音波検出手段が、前記音響波 の強度が特定の値になる位置を検出する最適位置検出手順と、光出射手段が、前 記被測定物を透過した前記音響波の強度が特定の値となった位置から一定周波数 で強度変調された強度変調光を前記被測定物に出射し、前記音波検出手段が、前 記被測定物から放射される音波を検出する音波検出手順と、を順に含むことを特徴 とする。
[0233] 本発明は、光音響法を用いて測定対象とする成分濃度を測定する際に、励起光の 照射位置の近傍すなわち光音響信号の発生源近傍に置かれた音響波発生器から 発生させた超音波 (ここでは音響波と呼ぶ。）を参照信号として検出して、光音響信 号の発生源と音波検出手段の位置関係が最適となる配置を検出することを特徴とす る。検出された最適な配置で光音響信号を検出することで、励起光を散乱する散乱 体の影響の少ない伝搬経路で成分濃度を測定することができる。
[0234] さらに、音響波の減衰量が一定となるような、検出される音響波の信号強度が予め 定められた値となる配置で光音響信号を検出すれば、その検出された配置で光音響 信号を検出することで、光音響信号の発生源と音波検出手段の位置関係の変化に よる散乱体が光音響信号に与える影響の変化及び音波検出手段の被測定物との接 触を含む不確定な要素の影響を排除した光音響信号を検出することができる。これ により、成分濃度測定装置の配置の変化に伴う多数のパラメータの影響を排除した 成分濃度を測定することができる。
[0235] さらに、光音響法の測定系における被測定物と、各素子の最適な配置を行なうにあ たり、それぞれの配置を調節する手段を機械化し、音波検出手段と連動させること〖こ より、最適な配置での成分濃度測定を自動化する。なお、本発明では、前述の励起 光として一定周波数で変調した強度変調光を用いて 、る。
[0236] 本発明により、音響波の伝搬経路を変化させて、反射 Z散乱する散乱体が光音響 信号に与える影響を伝搬経路ごとに検出した後に、音波検出手段で検出された音響 波の強度が特定の値になる伝搬経路を光音響信号が伝搬するように強度変調光を 出射して光音響信号を検出する。これにより、最適な配置で光音響信号を検出する ことができる。
[0237] また、本発明に係る成分濃度測定装置制御方法は、光発生手段が、異なる波長の 2波の光を発生する光発生手順と、光変調手段が、前記光発生手順において発生さ せた異なる波長の 2波の光の各々を同一周波数で逆位相の信号により電気的に強 度変調する光変調手順と、光出射手段が、前記光変調手順において強度変調され た異なる波長の 2波の光を被測定物に出射する光出射手順と、音波検出手段が、前 記光出射手順において照射された光により前記被測定物内に発生する音波を検出 する音波検出手順と、を順に含むことを特徴とする。
[0238] 本発明においては、異なる波長の 2波の光の各々を同一周波数で逆位相の信号に より電気的に強度変調するので、異なる波長の 2波の光の各々に対応する音波を、 音波検出手段の周波数依存性の影響を受けることなく検出できる。
[0239] さらに、前記 1波の光は被測定物内の測定対象の成分と水の混在した状態の全吸 収に対応する圧力の音波を発生し、一方、前記他の 1波の光は被測定物の大部分を 占める水のみが前記 1波の光により発生する音波と同じ圧力の音波を発生するので 、両者の差により、測定対象の成分のみにより発生する音波の圧力を検出する。その 結果、測定対象の成分の量を測定することが可能となる。
[0240] さらに、前記 1波の光が被測定物内に発生する測定対象の成分と水の混在した状 態の全吸収に対応する音波の圧力と、前記他の 1波の光が被測定物内の大部分を 占める水のみの吸収に対応する音波の圧力は、周波数が等しくかつ逆位相であり、 被測定物内で音波の段階で相互に重畳し、音波の圧力の差が検出される。従って、 音波の圧力の差は前記 1波の光が被測定物内に発生する測定対象の成分と水の混 在した状態の全吸収に対応する音波の圧力と、前記他の 1波の光が被測定物内の 大部分を占める水のみの吸収に対応する音波の圧力を個別に測定して、差を演算 するよりも、より高精度に測定できる。上記の点が、従来技術にない全く新しい利点で ある。
[0241] 本発明においては、異なる波長の 2波の光の各々を電気的に強度変調する変調周 波数を、被測定物内に発生する音波の検出に関わる共鳴周波数と同一の周波数で 変調することにより、光音響信号の測定値における吸収係数に関わる非線形性に配 慮して選択された異なる波長の 2波の光に対する光音響信号を測定し、これらの測 定値から、一定に保ち難い多数のパラメータの影響を排除して、高精度に被測定物 内に発生する音波を検出することができる。
[0242] 上記成分濃度測定装置制御方法において、周波数掃引手段が、前記光発生手順 で発生した光を変調する周波数を掃引する周波数掃引手順と、積算手段が、前記音 波検出手順で検出した音波を掃引された変調周波数範囲で積算する積算手順と、 をさらに含むことが望ましい。
[0243] 本発明においては、前記被測定物内で発生した前記光音響信号を、掃引する変 調信号範囲で積算することにより、前記音波検出手段の共振周波数が変化する場合 においても、前記音波検出手段の共振周波数に一致する周波数における高い感度 で検出した光音響信号の値を積算するため、感度の高い共振周波数で測定すること ができる。
[0244] 上記成分濃度測定装置制御方法にお!ヽて、前記音波検出手順は、前記周波数掃 引手順において掃引する変調周波数に追尾して、照射された光により前記被測定物 内に発生する音波を検出し、前記積算手順は、前記音波検出手順において音波の 検出感度が高い変調周波数範囲で、前記音波検出手順で検出した音波を積算する 手順であることが望ましい。
[0245] 本発明においては、被測定物内に発生する音波検出手段の共振周波数が変化し 、光音響信号を検出する変調周波数が変化する場合、周波数掃引された変調周波 数で変調し出射された光により発生する光音響信号を検出した結果から、検出感度 が最大になる音波検出手段の共振周波数の変化を判断し、共振周波数の変化を追 尾して、共振周波数の近傍で光音響信号の検出値を積算する。
[0246] 上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記積算手順で積算された音波から 測定対象とする液体成分の成分濃度を算定する液体成分濃度算定手順をさらに含 むことが望ましい。
[0247] 本発明では、予め用意した被測定物内に発生する光音響信号と測定対象とする成 分濃度との関係を示す理論値、あるいは実験値を記憶し、被測定物内に発生した光 音響信号を検出した値カゝら測定対象の成分濃度を算定する。
[0248] 上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記光出射手順及び前記音波検出 手順を、前記被測定物と音響インピーダンスの略等 ヽ音響整合物質の充填された 容器内で行うことが望ま 、。
[0249] 被測定物と略等しい音響インピーダンスの音響整合物質で充填する容器を備える ことで、被測定物と略等 ヽ音響インピーダンスの音響整合物質で充填した容器内 に被測定物を配置して、被測定物の周囲を音響整合物質で取り囲んだ環境下で被 測定物力もの光音響信号を検出することができる。被測定物の周囲を音響整合物質 で取り囲んだ環境下で光音響信号を検出することで、被測定物とその周囲との境界 反射及び被測定物と音波検出手段との接触により生じる光音響信号の反射による減 衰を低減することができる。
[0250] 上記成分濃度測定装置制御方法において、前記音波検出手順において、前記音 波は、前記被測定物と略等 、音響インピーダンスの音響整合物質を介して検出さ れることが望ましい。
[0251] 被測定物と略等 ヽ音響インピーダンスの音響整合物質を介して光音響信号を検 出することで、被測定物とその周囲との境界反射並びに音波検出手段に掛カる圧力 及び振動を防ぐことができる。
[0252] 上記成分濃度測定装置制御方法において、前記光出射手順において、前記強度 変調光は、前記容器の内壁面に配置され、前記強度変調光に対して透明な出射窓 を介して前記被測定物に出射されることが望ましい。
[0253] 容器が強度変調光に対して透明な出射窓を備えることにより、光出射手段を容器 外に配置することができるので、光出射手段の配置が容易になる。また、容器の内壁 面から強度変調光を出射することができるので、容器の内壁面の凹凸がなくなり、光 音響信号の反射を低減することができる。 [0254] 上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記被測定物は、前記強度変調光を 照射される部分が、液状、ゾル状又はゲル状の前記音響整合物質で覆われているこ とが望ましい。
[0255] 被測定物の強度変調光を照射される部分が、液状、ゾル状又はゲル状の前記音響 整合物質で覆われていることによって、被測定物の周囲を音響整合物質で取り囲ん だ環境下で被測定物力もの光音響信号を検出することができる。
[0256] 上記成分濃度測定装置制御方法において、音響波発生器が、音響波を 2箇所以 上の異なる位置力 前記被測定物に出力し、音波検出手段が、前記被測定物を透 過した前記音響波の強度が特定の値になる位置を検出する最適位置検出手順をさ らに含み、前記光出射手順において、前記光出射手段が、前記音響波の強度が特 定の値となった位置力 光を前記被測定物に出射することが望ましい。
[0257] 本発明により、音響波の伝搬経路を変化させて、反射 Z散乱する散乱体が光音響 信号に与える影響を伝搬経路ごとに検出した後に、音波検出手段で検出された音響 波の強度が特定の値になる伝搬経路を光音響信号が伝搬するように強度変調光を 出射して光音響信号を検出する。これにより、最適な配置で光音響信号を検出する ことができる。
[0258] 上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記光発生手順は、前記 2波の光の 波長を、測定対象とする液体成分の呈する吸収の差が溶媒の呈する吸収の差よりも 大き 、2波の光の波長に設定する手順であることが望ま 、。
[0259] 上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記光発生手順は、前記 2波のうち一 方の光の波長を測定対象とする液体成分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し、 他方の光の波長を溶媒が前記一方の光の波長におけるのと相等しい吸収を呈する 波長に設定する手順であることが望ましい。
[0260] 本発明は、上記の前記光発生手順は、前記 2波の光の波長を、測定対象とする液 体成分の呈する吸収の差が溶媒の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設 定する手順を有する成分濃度測定装置制御方法にお!、て、溶媒の呈する吸収の差 を 0とした場合である。これにより、溶媒の吸収による影響を除去することができる。
[0261] 上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記光発生手順は、前記 2波の光の 波長の両方の波長を、測定対象とする液体成分の呈する吸収の差がそれ以外の液 体成分の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定する手順であることが望 ましい。
[0262] 上記成分濃度測定装置制御方法において、前記光出射手段からの 2つの光のビ ームを合成して前記被測定物に出射することが望ま 、。
[0263] 測定部位に光を集中させることができるため、効率的に光音響信号を発生させるこ とがでさる。
[0264] 上記成分濃度測定装置制御方法において、前記検出した音波を、さらに検波増幅 して音波の振幅を検出することが望まし 、。
[0265] 検出した光音響信号力 超音波の振幅を検出することができる。
[0266] 上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記音波検出手順で検出された音波 の圧力から測定対象とする液体成分の成分濃度を算定する液体成分濃度算定手順 をさらに含むことが望ましい。
[0267] 上記成分濃度測定装置制御方法において、前記音波検出手順のあとに、前記音 波検出手順で検出した音波を変調周波数に対応して記録する記録手順をさらに含 むことが望ましい。
[0268] 音波検出手段が検出した光音響信号の値を、掃引された変調周波数ごとに記録す る手段を備えることにより、発生する音波検出手段の共振周波数が変化する場合、 出射する光の変調周波数の掃引範囲が前記共振周波数の変化する範囲を含んで おり、検出した光音響信号の中から高精度に測定した値を選定して積算し平均して、 正確に測定対象とする成分濃度を測定していることを確認することができる。
[0269] 上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記光出射手順にお!/、て、被測定物 は前記強度変調光の出射面と接して配置され、前記強度変調光は前記被測定物に 直接照射されることが望ま U、。
[0270] 被測定物を強度変調光の出射面と接するように配置し、被測定物に強度変調光を 直接照射することによって、音響整合物質等での吸収による強度変調光の減衰を防 ぐことができる。これにより、強度変調光を被測定物に効率よく照射することができる ので、被測定物から放射される光音響信号が増加し、音波検出手段が検出する光音 響信号の精度をさらに向上することができる。
[0271] また、本発明に係る成分濃度測定装置制御方法は、光発生手段が、光を発生する 光発生手順と、周波数掃引手段が、前記光発生手順で発生した光を変調する周波 数を掃引する周波数掃引手順と、光変調手段が、前記周波数掃引手順で掃引した 信号により前記光発生手順で発生した光を電気的に強度変調する光変調手順と、 光出射手段が、前記光変調手順において強度変調された光を出射する光出射手順 と、音波検出手段が、前記光出射手順において出射された光により発生する音波を 検出する音波検出手順と、積算手段が、前記音波検出手順で検出した音波を掃引 された変調周波数範囲で積算する積算手順と、を順に含むことを特徴とする。
[0272] 本発明では、周波数が所定の範囲で掃引する変調信号により光を電気的に強度 変調し、強度変調された光を出射し、出射された光により発生する光音響信号を検 出し、検出された光音響信号を積算して力ゝら被検体内の測定対象とする成分濃度を 算出する。ここで、出射する光の波長は測定対象とする成分が吸収を呈する波長に 設定する。音波検出手段の感度特性の変化を追尾して、常に感度の高い周波数で 測定対象とする成分濃度を測定できる。
[0273] また、本発明に係る成分濃度測定装置制御方法は、光発生手段が、光を発生する 光発生手順と、光変調手段が、前記光発生手順で発生した光を一定周波数で電気 的に強度変調する光変調手順と、光出射手段が、前記光変調手順で強度変調した 強度変調光を出射する光出射手順と、音波検出手段が、前記光出射手順において 強度変調光により発生する音波を検出する音波検出手順と、を含む成分濃度測定 装置制御方法であって、前記光出射手順及び前記音波検出手順を、被検体と音響 インピーダンスの略等しい音響整合物質の充填された容器内で行うことを特徴とする
[0274] 本発明は、被検体の音響インピーダンスと略等 、音響インピーダンスの環境下で 光音響信号を検出することを特徴とする。一定周波数で強度変調された強度変調光 を出射し、出射した光により発生した音波である光音響信号を、前記音響整合物質 を介して音波検出手段で検出して、液体に含まれる特定成分の濃度を測定する。被 検体と音響インピーダンスの略等しい音響整合物質の充填された容器内で前記光 出射過程及び前記音波検出過程を行うことにより、被検体の周囲を音響整合物質で 取り囲んだ環境下で光音響信号を検出することができる。これにより、被検体とその 周囲との境界反射及び被検体と音波検出手段との接触により生じる光音響信号の反 射による減衰を低減することができる。
[0275] また、本発明に係る成分濃度測定装置制御方法は、音響波発生器が、音響波を 2 箇所以上の異なる位置から出力し、音波検出手段が、被検体を透過した前記音響波 の強度が特定の値になる位置を検出する最適位置検出手順と、光出射手段が、前 記音響波の強度が特定の値となった位置力 一定周波数で強度変調された強度変 調光を出射し、前記音波検出手段が、前記強度変調光により発生する音波を検出す る音波検出手順と、を順に含むことを特徴とする。
[0276] 本発明は、光音響法を用いて測定対象とする成分濃度を測定する際に、励起光の 照射位置の近傍すなわち光音響信号の発生源近傍に置かれた音響波発生器から 発生させた超音波 (ここでは音響波と呼ぶ。）を参照信号として検出して、光音響信 号の発生源と音波検出手段の位置関係が最適となる配置を検出することを特徴とす る。検出された最適な配置で光音響信号を検出することで、骨などの散乱体の影響 の少ない伝搬経路で成分濃度を測定することができる。
[0277] さらに、音響波の減衰量が一定となるような、検出される音響波の信号強度が予め 定められた値となる配置で光音響信号を検出すれば、その検出された配置で光音響 信号を検出することで、光音響信号の発生源と音波検出手段の位置関係の変化に よる散乱体が光音響信号に与える影響の変化及び音波検出手段の被検体との接触 を含む不確定な要素の影響を排除した光音響信号を検出することができる。これによ り、成分濃度測定装置の配置の変化に伴う多数のパラメータの影響を排除した成分 濃度を測定することができる。
[0278] さらに、光音響法の測定系における被検体、特に生体と、各素子の最適な配置を 行なうにあたり、それぞれの配置を調節する手段を機械化し、音波検出手段と連動さ せることにより、最適な配置での成分濃度測定を自動化する。なお、本発明では、前 述の励起光として一定周波数で変調した強度変調光を用いて 、る。
[0279] 本発明により、音響波の伝搬経路を変化させて、反射 Z散乱する散乱体が光音響 信号に与える影響を伝搬経路ごとに検出した後に、音波検出手段で検出された音響 波の強度が特定の値になる経路を光音響信号が伝搬するように強度変調光を出射 して光音響信号を検出する。これにより、最適な配置で光音響信号を検出することが できる。
[0280] また、本発明に係る成分濃度測定装置制御方法は、光発生手段が、異なる波長の 2波の光を発生する光発生手順と、光変調手段が、前記光発生手順において発生さ せた異なる波長の 2波の光の各々を同一周波数で逆位相の信号により電気的に強 度変調する光変調手順と、光出射手段が、前記光変調手順において強度変調され た異なる波長の 2波の光を出射する光出射手順と、音波検出手段が、前記光出射手 順において出射された光により発生する音波を検出する音波検出手順と、を順に含 むことを特徴とする。
[0281] 本発明においては、異なる波長の 2波の光の各々を同一周波数で逆位相の信号に より電気的に強度変調するので、異なる波長の 2波の光の各々に対応する音波を、 音波検出手段の周波数依存性の影響を受けることなく検出できる。
[0282] さらに、前記 1波の光は被検体内の測定対象の成分と水の混在した状態の全吸収 に対応する圧力の音波を発生し、一方、前記他の 1波の光は被検体の大部分を占め る水のみが前記 1波の光により発生する音波と同じ圧力の音波を発生するので、両 者の差により、測定対象の成分のみにより発生する音波の圧力を検出する。その結 果、測定対象の成分の量を測定することが可能となる。
[0283] さらに、前記 1波の光が被検体内に発生する測定対象の成分と水の混在した状態 の全吸収に対応する音波の圧力と、前記他の 1波の光が被検体内の大部分を占め る水のみの吸収に対応する音波の圧力は、周波数が等しくかつ逆位相であり、被検 体内で音波の段階で相互に重畳し、音波の圧力の差が検出される。従って、音波の 圧力の差は前記 1波の光が被検体内に発生する測定対象の成分と水の混在した状 態の全吸収に対応する音波の圧力と、前記他の 1波の光が被検体内の大部分を占 める水のみの吸収に対応する音波の圧力を個別に測定して、差を演算するよりも、よ り高精度に測定できる。上記の点が、従来技術にない全く新しい利点である。
[0284] 本発明においては、異なる波長の 2波の光の各々を電気的に強度変調する変調周 波数を、被検体内に発生する音波の検出に関わる共鳴周波数と同一の周波数で変 調することにより、光音響信号の測定値における吸収係数に関わる非線形性に配慮 して選択された異なる波長の 2波の光に対する光音響信号を測定し、これらの測定 値から、一定に保ち難い多数のパラメータの影響を排除して、高精度に被検体内に 発生する音波を検出することができる。
[0285] 上記成分濃度測定装置制御方法において、第 2の光出射手段が、前記同一周波 数の繰り返し間隔よりも長い間隔で断続的に光を前記出射する第 2光出射手順をさ らに含み、前記音波検出手順において、前記音波検出手段が、前記光出射手順及 び前記第 2光出射手順において出射された光により生じる音波を検出することが望ま しい。
[0286] 本発明により、被検体、特に生体組織内における成分での吸収による光音響信号 の発生量を増カロさせて非侵襲にかつ正確に成分濃度を測定することができる。
[0287] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、前記第 2の光出射手段が測定 対象とする成分と異なる成分の特徴的な吸収を呈する波長の光を出射することが望 ましい。
[0288] 非血液組織に比して血液組織の温度を上昇させ、血液成分の光音響信号のみを 増大させることができる。
[0289] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、前記第 2の光出射手段が、血液 中のヘモグロビンが特徴的な吸収を呈する波長の光を出射することが望ましい。
[0290] ヘモグロビンの温度を上昇させ、ヘモグロビンを含む血液からの光音響信号のみを 増大させることができる。
[0291] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、前記第 2の光出射手段が被検 体に 2°C以下の温度上昇を生じさせる間隔で光を出射することが望ましい。
[0292] 被検体への影響を最小限度に抑えることができる。
[0293] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、前記第 2の光出射手段が被検 体に 2°C以下の温度上昇を生じさせる強度で光を出射することが望ましい。
[0294] 被検体への影響を最小限度に抑えることができる。
[0295] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、周波数掃引手段が、前記光発 生手順で発生した光を変調する周波数を掃引する周波数掃引手順と、積算手段が、 前記音波検出手順で検出した音波を掃引された変調周波数範囲で積算する積算手 順と、をさらに含むことが望ましい。
[0296] 本発明においては、前記被検体内で発生した前記光音響信号を、掃引する変調 信号範囲で積算することにより、前記音波検出手段の共振周波数が変化する場合に おいても、前記音波検出手段の共振周波数に一致する周波数における高い感度で 検出した光音響信号の値を積算するため、感度の高い共振周波数で測定することが できる。
[0297] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記音波検出手順は、前記周 波数掃引手順において掃引する変調周波数に追尾して、出射された光により発生す る音波を検出し、前記積算手順は、前記音波検出手順において音波の検出感度が 高い変調周波数範囲で、前記音波検出手順で検出した音波を積算することが望まし い。
[0298] 本発明にお 、ては、被検体内に発生する音波検出手段の共振周波数が変化し、 光音響信号を検出する変調周波数が変化する場合、周波数掃引された変調周波数 で変調し照射された光に発生する光音響信号を検出した結果から、検出感度が最 大になる音波検出手段の共振周波数の変化を判断し、共振周波数の変化を追尾し て、共振周波数の近傍で光音響信号の検出値を積算する。
[0299] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記積算手順で積算された音 波力 測定対象とする成分の成分濃度を算定する成分濃度算定手順をさらに含むこ とが望ましい。
[0300] 本発明では、予め用意した被検体内に発生する光音響信号と測定対象とする成分 濃度との関係を示す理論値、あるいは実験値を記憶し、被検体内に発生した光音響 信号を検出した値カゝら測定対象の成分濃度を算定する。
[0301] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記光出射手順及び前記音波 検出手順を、被検体と音響インピーダンスの略等 ヽ音響整合物質の充填された容 器内で行うことが望ましい。
[0302] 被検体と音響インピーダンスの略等しい音響整合物質の充填された容器内で前記 光出射過程及び前記音波検出過程を行うことにより、被検体の周囲を音響整合物質 で取り囲んだ環境下で光音響信号を検出することができる。これにより、被検体とそ の周囲との境界反射及び被検体と音波検出手段との接触により生じる光音響信号の 劣化を低減することができる。
[0303] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、前記音波検出手順において、 前記音波は、前記被検体と略等 ヽ音響インピーダンスの音響整合物質を介して検 出されることが望ましい。
[0304] 被検体と略等 ヽ音響インピーダンスの音響整合物質を介して光音響信号を検出 することで、被検体とその周囲との境界反射並びに音波検出手段に掛カる圧力及び 振動を防ぐことができる。
[0305] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記光出射手順にお!/、て、前 記強度変調光は、前記容器の内壁面に配置され、前記強度変調光に対して透明な 出射窓を介して出射されることが望ましい。
[0306] 容器が強度変調光に対して透明な出射窓を備えることにより、光出射手段を容器 外に配置することができるので、光出射手段の配置が容易になる。また、容器の内壁 面から強度変調光を出射することができるので、容器の内壁面の凹凸がなくなり、光 音響信号の反射を低減することができる。
[0307] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記被検体は、前記強度変調 光を照射される部分が、液状、ゾル状又はゲル状の前記音響整合物質で覆われて 、ることが望まし!/、。
[0308] 被検体の強度変調光を照射される部分が、液状、ゾル状又はゲル状の前記音響整 合物質で覆われていることによって、被検体の周囲を音響整合物質で取り囲んだ環 境下で被検体力もの光音響信号を検出することができる。
[0309] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記容器は、前記音響整合物 質としての水で充填されることが望まし!/、。
[0310] 被検体の音響インピーダンスは水に非常に近いので、被検体の周囲を水で取り囲 んだ環境下で光音響信号を検出することで、被検体とその周囲との境界反射及び被 検体と音波検出手段との接触により生じる光音響信号の劣化を低減することができる [0311] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、光出射手段が、音響波を 2箇所 以上の異なる位置から出力し、音波検出手段が、前記被検体を透過した前記音響波 の強度が特定の値になる位置を検出する最適位置検出手順をさらに含むことが望ま しい。
[0312] 本発明により、音響波の伝搬経路を変化させて、反射 Z散乱する散乱体が光音 響信号に与える影響を伝搬経路ごとに検出することが可能となる。
[0313] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、前記光出射手順において、前 記光出射手段が、前記音響波の強度が特定の値となった位置から光を出射すること が望ましい。
[0314] 音波検出手段で検出された音響波の強度が特定の値になる経路を光音響信号が 伝搬するように強度変調光を出射して光音響信号を検出することにより、最適な配置 で光音響信号を検出することができる。また、最適位置検出手段と光出射手段とを連 動させて常に最適な配置で光音響信号を検出することもできる。
[0315] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、前記音波検出手順において、 前記光出射手段は、前記音響波発生器の一部に設けられた前記強度変調光に対し て透明な透過窓を介して出射することが望ましい。
[0316] 本発明により、音響波発生器の上力 強度変調光を被検体に照射することができる 。これにより、最適な音響波発生器の位置と略同じ位置から強度変調光を被検体に 照射することができる。
[0317] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、前記最適位置検出手順におい て、前記音響波発生器は、前記強度変調光と周波数の略等しい周波数の前記音響 波を出力するか、或いは、前記音波検出手段で検出される音響波の強度に応じて出 力する前記音響波の強度を大小させることが望まし 、。
[0318] 本発明により、音波検出手段で検出する光音響信号と周波数の等しい音響波で散 乱体が光音響信号に与える影響を検査することができる。また、前記音波検出手段 で検出された音響波の強度に応じて音響波発生器から出力する音響波の強度を大 小させることができるので、音波検出手段で検出された強度が小さい場合でも検出さ れた強度を比較することができる。
[0319] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、前記最適位置検出手順におい て、前記音響波発生器及び前記音波検出手段は、圧力が制御可能な押圧力で前 記音響波発生器及び前記音波検出手段を前記被検体に押圧して前記音響波を検 出することが望ましい。
[0320] 本発明により、音響波発生器及び音波検出手段が被検体を押圧する圧力が可変 なので、音響波発生器及び音波検出手段が被検体と接触する圧力を所定の圧力に 保つことができる。これにより、被検体を押圧する圧力の影響を軽減することができる
[0321] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記光発生手順は、前記 2波の 光の波長を、測定対象とする成分の呈する吸収の差が溶媒の呈する吸収の差よりも 大き 、2波の光の波長に設定する手順であることが望ま 、。
[0322] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記光発生手順は、前記 2波の うち一方の光の波長を測定対象とする成分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し、 他方の光の波長を溶媒が前記一方の光の波長におけるのと相等しい吸収を呈する 波長に設定する手順であることが望ましい。
[0323] 本発明は、上記の測定対象とする成分の呈する吸収の差が溶媒の呈する吸収の 差よりも大きい 2波の光の波長に設定する手順を有する成分濃度測定装置制御方法 において、溶媒の呈する吸収の差を 0とした場合である。これにより、溶媒の吸収によ る影響を除去することがでさる。
[0324] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記光発生手順は、前記 2波の 光の波長を、測定対象とする成分の呈する吸収の差がそれ以外の成分の呈する吸 収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定する手順であることが望ましい。
[0325] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記光発生手順は、前記 2波の 光の波長を、測定対象とする血液成分の呈する吸収の差が水の呈する吸収の差より も大き 、2波の光の波長に設定する手順であることが望ま 、。
[0326] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記光発生手順は、前記 2波の うち一方の光の波長を測定対象とする血液成分が特徴的な吸収を呈する波長に設 定し、他方の光の波長を水が前記一方の光の波長におけるのと相等しい吸収を呈す る波長に設定する手順であることが望ましい。
[0327] 本発明は、上記の前記光発生手順は、前記 2波の光の波長を、測定対象とする血 液成分の呈する吸収の差が水の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定 する手順を有する成分濃度測定装置制御方法において、水の呈する吸収の差を 0と した場合である。これにより、水の吸収による影響を除去することができる。
[0328] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記光発生手順は、前記 2波の 光の波長を、測定対象とする血液成分の呈する吸収の差がそれ以外の血液成分の 呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定する手順であることが望ましい。
[0329] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、前記光出射手段からの 2つの光 のビームを合成して出射することが望ましい。
[0330] 測定部位に光を集中させることができるため、効率的に光音響信号を発生させるこ とがでさる。
[0331] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、前記検出した音波を、さらに検 波増幅して音波の振幅を検出することが望ましい。
[0332] 検出した光音響信号力も超音波の振幅を検出することができる。
[0333] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、前記検波増幅が同期検波増幅 であることが望ましい。
[0334] 光音響信号力 高感度に超音波の振幅を検出することができる。
[0335] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、前記光出射手段からの 2つの光 のビーム径を略等しくすることが望まし 、。
[0336] 測定部位を一致させて、測定精度を高めることができる。
[0337] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、前記音波検出手順で検出され た音波の圧力から測定対象とする成分の成分濃度を算定する成分濃度算定手順を さらに含むことが望ましい。
[0338] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記成分濃度算定手順は、前 記異なる波長の 2波の光により発生する音波の圧力を測定し、前記 2波の光のうち 1 波の光を零としたときに発生する音波の圧力を測定し、前記 2波の光により発生する 音波の圧力を前記 2波の光のうち 1波の光を零としたときに発生する音波の圧力によ り除算する手順であることが望ましい。
[0339] 前記異なる波長の 2波の光を出射して発生する音波の圧力は、前述のように前記 1 波の光が被検体内に発生する測定対象の成分と水の混在した状態の全吸収に対応 する音波の圧力と、前記他の 1波の光が被検体内の大部分を占める水のみが発生 する音波の圧力の差となって検出されるので、この差の値を、前記 2波の光のうち 1 波の光を零としたときに発生する音波の圧力、すなわち、前記他の 1波の光が被検体 内の大部分を占める水のみが発生する音波の圧力により、後述する数式（5)に従つ て、除算することにより、成分濃度を測定することができる。
[0340] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記光変調手順は、発生する音 波の検出に関わる共鳴周波数と同一の周波数で変調する手順であることが望ましい
[0341] 本発明においては、異なる波長の 2波の光の各々を電気的に強度変調する変調周 波数を、被検体内に発生する音波の検出に関わる共鳴周波数と同一の周波数で変 調することにより、高精度に被検体内に発生する音波を検出することができる。
[0342] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記光変調手順と前記光出射 手順との間に、前記強度変調された異なる波長の 2波の光を 1の光束に合波し水に 照射して発生する音波の圧力が零になるように前記 2波の光の各々の相対的な強度 を調整する強度調整手順を、さらに含むことが望ましい。
[0343] 上記の校正により、波長の異なる 2波の光の相対的な強度を、各々の波長の光が 被検体内の大部分を占める水の中に発生する光音響信号の強度が等しくなるように 校正できるので、光音響信号の測定系全体を含む状態で、波長の異なる 2波の光の 相対的な強度を校正して測定精度を向上させることができる。
[0344] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記音波検出手順は、前記変 調周波数に同期して、同期検波により音波を検出する手順であることが望ましい。
[0345] 前記光音響信号を前記変調周波数に同期した同期検波により検出することにより、 高精度に検出することができる。
[0346] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記光発生手順及び前記光変 調手順は、 2の半導体レーザ光源の各々を同一周波数で互いに逆位相の矩形波信 号により直接変調する手順であることが望ましい。
[0347] 本発明においては、 2の半導体レーザ光源の各々を同一周波数で互いに逆位相 の矩形波信号により直接変調することにより、前記異なる波長の 2波の光を発生し同 時に変調することが可能であり、装置構成を簡略ィ匕できる。
[0348] また、上記成分濃度測定装置制御方法にお!ヽて、測定対象とする血液成分がダル コース又はコレステロールであることが望まし！/、。
[0349] グルコース又はコレステロールの濃度を測定する場合には、特徴的な吸収を示す 波長を照射することによって、精度よく測定することができる。
[0350] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、前記音波検出手順のあとに、前 記音波検出手順で検出した音波を変調周波数に対応して記録する記録手順をさら に含むことが望ましい。
[0351] 音波検出手段が検出した光音響信号の値を、掃引された変調周波数ごとに記録す る手段を備えることにより、被検体内に発生する音波検出手段の共振周波数が変化 する場合、被検体に照射する光の変調周波数の掃引範囲が前記共振周波数の変 化する範囲を含んでおり、検出した光音響信号の中から高精度に測定した値を選定 して積算し平均して、正確に成分濃度を測定して 、ることを確認することができる。
[0352] また、上記成分濃度測定装置制御方法において、前記光出射手順において、被 検体は前記強度変調光の出射面と接して配置されることが望ましい。
[0353] 被検体を強度変調光の出射面と接するように配置し、被検体に強度変調光を直接 照射することによって、音響整合物質等での吸収による強度変調光の減衰を防ぐこと ができる。これにより、強度変調光を被検体に効率よく照射することができるので、被 検体から放射される光音響信号が増加し、音波検出手段が検出する光音響信号の 精度をさらに向上することができる。
発明の効果
[0354] 本発明の非侵襲な成分濃度測定装置および成分濃度測定装置制御方法は、強度 変調された光を液体あるいは被検体に照射して発生する光音響信号を測定して、成 分濃度を測定する際に、前記音波検出手段の感度が高い共振周波数が変化する周 波数範囲で、前記光を強度変調する変調数周波数を掃引し、前記変調周波数が前 記音波検出手段の共振周波数に合った周波数で、光音響信号を測定することにより 、測定対象とする成分濃度を正確に測定することができる。
[0355] 本発明の非侵襲の成分濃度測定装置および成分濃度測定装置制御方法は、同 一の周波数の信号により異なる波長の 2波の光を強度変調して液体あるいは被検体 へ照射し、液体内あるいは被検体内に発生する光音響信号を測定するので、音波 検出手段の周波数特性の不均一性の影響を受けない。さらに、変化する可能性のあ る前記音波検出手段の共振周波数を含む範囲で、前記光を強度変調する変調数周 波数を掃引し、前記音波検出手段の共振周波数に合った周波数により光音響信号 を測定するので、検出器が外的な影響を受け難ぐ正確な測定が可能である。
[0356] また、本発明の成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置制御方法は、被測定物 又は被検体の音響インピーダンスと略等しい音響インピーダンスの環境下で光音響 信号を検出するので、被検体とその周囲との境界反射及び被検体と音波検出手段と の接触による光音響信号の反射による減衰を防ぐことができる。さらに、音波検出手 段での集音状態及び温度変化による光音響信号の精度の低下を防ぐことができる。
[0357] 本発明によれば、光音響信号の発生源と音波検出手段の位置関係が最適となる 配置を検出することにより、骨などの散乱体が影響の少ない最適な配置で光音響信 号を検出し、成分濃度を測定することができる。
[0358] さらに、検出される音響波の信号強度が予め定められた値となる配置で光音響信 号を検出することにより、成分濃度測定装置の配置の変化に伴う多数のパラメータの 影響を排除した成分濃度を測定することができる。
[0359] さらに、音波検出手段を一定の圧力で被検体に押圧することで、被検体を押圧す る圧力の影響を軽減する。
[0360] したがって、光音響法において、反射 Z散乱の影響又は被検体を押圧する圧力の 影響を軽減し、光音響信号の測定精度を向上することができる。
[0361] 本発明の非侵襲な成分濃度測定装置および成分濃度測定装置制御方法は、光音 響信号における吸収係数に関わる非線形性に配慮して異なる波長の 2波の光の波 長を選択し、それらの光に対する光音響信号を測定し、一定に保ち難い多数のパラ メータの影響を排除して、測定対象とする成分濃度を正確に算定できる。
[0362] 本発明の成分濃度測定装置および成分濃度測定装置制御方法は、光音響信号 における吸収係数に関わる非線形性に配慮して異なる波長の 2波の光の波長を選 択し、それらの光に対する光音響信号を測定し、一定に保ち難い多数のパラメータ の影響を排除して、成分濃度を正確に算定できる。本発明の非侵襲の成分濃度測 定装置および成分濃度測定装置制御方法は、同一の周波数の信号により異なる波 長の 2波の光を強度変調して被検体へ照射し、被検体内に発生する光音響信号を 測定するので、音波検出手段の周波数特性の不均一性の影響を受けず、さらに音 波検出感度の向上に有効な共鳴型の検出器を適用でき、病弱な人間や動き回る動 物に対しても短時間の測定が可能である。さらに、本発明の成分濃度測定装置およ び成分濃度測定装置制御方法は、照射光方向に伝搬した音波を検出する前方伝搬 型、あるいは照射光に向力つて逆行する方向に伝搬する音波を検出する後方伝搬 型のいずれの構成も可能であり、特に後者は小型化することができる。
[0363] また、本願発明の成分濃度測定装置および成分濃度測定装置制御方法は、液体 に含まれる成分を非侵襲にかつ正確に測定することができる。
本願発明の成分濃度測定装置および成分濃度測定装置制御方法は、被検体に 3 種の光を照射し、被検体力もの光音響信号を測定することによって、被検体に含まれ る成分濃度を非侵襲にかつ正確に測定することができる。特に第 3の光の波長を血 液のみが吸収を呈する波長に設定すれば、非血液組織力 の背景信号の除去が可 能である。
[0364] さらに、本発明の成分濃度測定装置は、非侵襲で、被検体の成分の濃度を測定す ることができる。また、被検体の寸法が側面部を含めて一定に保たれ、さらに、被検 体側面からの反射波が抑制されるので、成分の濃度の安定かつ正確な測定を行うこ とができる。さらに、本発明の成分濃度測定装置は、指輪型や腕輪型にすることによ り、小型で密着性のある装置とすることができ、携帯しながら装着することができる。 図面の簡単な説明
[0365] [図 1] 1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の構成を示した説明図である。
[図 2]生体内の音源分布の説明図である。 圆 3]生体内の音源分布に係る形状関数の説明図である。
[図 4]1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の光音響信号を示した説明図である
[図 5]1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の光音響信号を示した説明図である
[図 6]1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の光音響信号を示した説明図である 圆 7]水およびグルコースの光吸収特性と使用する光波長を示した説明図である。
[図 8]水およびグルコースの光吸収特性を示した説明図である。
[図 9]1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の構成例を示した説明図である。
[図 10]1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の構成例を示した説明図である。 圆 11]水の光吸収特性を示した説明図である。
[図 12]コレステロールの光吸収特性を示した説明図である。
[図 13]1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の構成例を示した説明図である。
[図 14]1実施形態に係る血液成分濃度測定の実施形態を示した説明図である。
[図 15]1実施形態に係る血液成分濃度測定の実施形態を示した説明図である。 圆 16]1実施形態における光音響信号を示した説明図である。
圆 17]1実施形態における光音響信号を示した説明図である。
[図 18]1実施形態に係る血液成分濃度測定の実施例を示した説明図である。
[図 19]1実施形態に係る液体成分濃度測定の実施例を示した説明図である。
[図 20]1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の構成を示した説明図である。 圆 21]1実施形態に係る超音波検出器の感度特性の説明図である。
[図 22]1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の構成を示した説明図である。
[図 23]1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の一例を示す模式図である。 圆 24]図 23の D— D'横断面図であり、血液成分濃度測定装置の第 1形態を示す。 圆 25]図 23の D— D'横断面図であり、血液成分濃度測定装置の第 2形態を示す。
[図 26]血液成分濃度測定装置の第 4形態を示す縦断面図である。
[図 27]血液成分濃度測定装置の第 5形態を示す縦断面図である。 [図 28]図 27の F—F'横断面図である。
圆 29]血液成分濃度測定装置の一例を示す回路図である。
[図 30]血液成分濃度測定装置の縦断面図であり、血液成分濃度測定装置を人体の 指先に対して適用した例を示す。
[図 31]図 30の H— H'横断面図である。
[図 32]血液成分濃度測定装置の縦断面図であり、血液成分濃度測定装置を人体の 指先に対して適用した例を示す。
[図 33]図 32の N— N'横断面図である。
[図 34]1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の回路図である。
[図 35]音響波発生器及び音波検出手段の一例を示す模式図であり、 (a)は外観図、 (b)は音響波発生器の上面図、（c)は音響波発生器の斜視図、（d)は音響波発生器 の下面図である。
圆 36]1実施例に係る血液成分濃度測定装置の回路図である。
[図 37]1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の構成を示した説明図である。
[図 38]1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の装身部の構造の説明図である。
[図 39]1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の装身部の構造の説明図である。
[図 40]1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の装身部の構造の説明図である。 圆 41]1実施形態に係る指輪型の装身部の説明図である。
圆 42]1実施形態に係る指輪型の装身部の細部構造の説明図である。
圆 43]1実施形態に係る指輪型の装身部の断面の説明図である。
圆 44]1実施形態に係る指輪型の光発生部の説明図である。
圆 45]1実施形態に係る指輪型の装身部の断面の説明図である。
圆 46]1実施形態に係る腕輪型の装身部の説明図である。
圆 47]1実施形態に係る腕輪型の装身部の説明図である。
圆 48]1実施形態に係る腕輪型の装身部の断面の説明図である。
[図 49]従来の血液成分濃度測定装置の構成例を示した説明図である。
[図 50]従来の血液成分濃度測定装置の構成例を示した説明図である。
圆 51]従来の血液成分濃度測定装置の説明図である。 [図 52]従来の血液成分濃度測定装置の実装構造の説明図である。
[図 53]超音波検出器の感度特性の説明図である。
[図 54]超音波検出器の感度特性の説明図である。
[図 55]指の構成例を示す断面図である。
[図 56]人体の指の断面図であり、（a)は光音響信号が骨で散乱する様子、（b)は光 音響信号が骨で減衰する様子を示す。
[図 57]1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の構成を示した説明図である。追加
[図 58]1実施形態に係る血液成分濃度の算出原理の説明図である。追カロ
[図 59]1実施形態に係る血液成分濃度の算出原理の説明図である。追カロ
[図 60]1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の実施例を示した図である。追カロ
[図 61]1実施形態に係る血液成分濃度測定装置の実施例を示した図である。追カロ 符号の説明
1 強度変調光
2 音響波
3 光音響信号
4 出力信号
5 制御信号
11 光発生部
12 光変調部
13 光出射部
14 超音波検出部
15 吸音材
16 温度計測部
17 出射窓
18 反射材
21 容器
22 内部
23 励起用光源 音響波発生器 音響波検出器 制御部
駆動部
音響結合部材 透過窓
電源
位相検波増幅器 信号処理器 表示処理器 接続ケーブル 温度調整部 ヒータ
前置増幅器 光源チップ レンズ
ビームスプリッタ 光ファイバ 発振器
180° 移相器 駆動回路
光発生手段 合波器
音響整合物質 フイノレタ
位相検波増幅器 光音響信号出力端子 生体被検部 99 レンズ
100 発振器
101 第 1の光源
102 駆動回路
103 発振器
104 駆動回路
105 第 2の光源
106 第 3の光源
107 180° 移相回路
108 駆動回路
109 合波器
110 生体被検部
111 生体被検部
112 光源
113 超音波検出器
114 位相検波増幅器
115 出力端子
116 駆動回路
117 駆動回路
118 分周器
119 180° 移相器
120 合成器
121 超音波検出器
122 フィルタ
123 同期検波増幅器
124 光音響信号出力端子
125 制御回路
126 曰 口俯 127 超音波検出器
128 位相検波増幅器
129 計算機
130 装身部
131 生体
132 環状支持体
133 光照射部
135 超音波検出部
136 緩衝材
137 吸音材
138 接触温度計
139 レンズ
140 レンズ
141 校正用検体
142 糸
143 温度計
193 生体
194 第 1の光源の出力波形
195 第 2の光源の出力波形
196 第 3の光源の出力波形
197 第 1の光源による光音響信号
198 第 2の光源による光音響信号
199 第 3の光源による温度変化
200 光音響信号の総和
201 照射光
202 音源
203 観測点
204 モテノレ A 205 モデノレ B
206 モデノレ C
207 装身部
208 A s
209 A s
2
210 接続ケーブル
211 第 1の光源（え 1)の光
212 第 2の光源（え 2)の光
213 骨
214 筋肉
215 脂肪
216 表皮
217 反射部分
218 血管
219 励起光
220 検出器
221 表示部
222 枠
297 駆動回路
298 発振器
299 180° 移相器
300 制御回路
301 第 1の光源
302 第 2の光源
303 駆動回路
304 照射光
305 超音波検出器
306 緩衝材 307 吸音材
308 合波器
309 生体被検部
310 接続ケーブル
311 枠
312 前置増幅器
313 照射窓
314 光源チップ
315 出射光束
316 反射鏡
317 凹面鏡
318 第 1の半導体レーザ
319 第 2の半導体レーザ
320 電極パッド
321 基板
322 光導波路
323 合波器
324 振動膜
325 固定電極
326 布線腔
327 音響結合器
328 超音波検出器
329 位相検波増幅器
330 計算機
400 生体
401 半導体レーザ素子
402 駆動電源
404 音響波発生器 405 被検体
403 発振器
406 音響結合部材
407 音響波検出器
408 位相検波増幅器
409 出力端子
410 空孔
413 照射窓
414 光源チップ
415 出射光束
416 反射鏡
417 出射光
418 緩衝材
419 表示部
421 光照射部
428 側帯
429 挿入片
430 開口
431 着脱釦
432 レンズ
433 光源座板
499 生体
500 光源
501 第 1の半導体レー
502 レンズ
503
504 駆動電流源
505 第 2の半導体レー 506 レンズ
507 180° 移相回路
508 駆動電流源
509 合波器
510 生体被検部
511 校正用検体
512 曰響結 器
513 超音波検出器
514 位相検波増幅器
515 出力端子
516 音響レンズ
517 音響整合器
518 超音波検出器
519 高域通過フィルタ
520 同期検波増幅器
521 光音響信号出力端子
522 温度計測器
523 第 1の半導体レーザ光源
524 駆動電流源
525 発振器
526 レンズ
527 第 2の半導体レーザ光源
528 駆動電流源
529 180° 移相器
530 レンズ
531 合成器
532 第 3の半導体レーザ光源
533 駆動電流源 534 分周器
535 レンズ
536 合成器
537 生体被検部
540 器体
541 音波検出器
601 第 1の光源
604 駆動電源
605 第 2の光源
608 駆動電源
609 合波器
610 生体被検部
613 超音波検出器
616 パルス光源
617 チ 3ッノ板
618 モータ
619 音響センサ
620 波形観測器
621 周波数解析器
701 第 1の半導体レ -ザ光源
702 駆動電流源
703 発振器
704 レンズ
705 第 2の半導体レ -ザ光源
706 駆動電流源
707 180° 移相器
708 レンズ
709 合成器 710 第 3の半導体レーザ光源
711 駆動電流源
712 分周器
713 レンズ
714 合成器
715 液体試料
716 試料セル
717 音響整合器
718 超音波検出器
719 高域通過フィルタ
720 同期検波増幅器
721 光音響信号出力端子
722 温度計測器
801 第 1の半導体レーザ光源
802 レンズ
803 発振器
804 駆動電流源
805 第 2の半導体レーザ光源
806 レンズ
807 180° 移相回路
808 駆動電流源
809 合波器
810 生体被検部
811 校正用検体
812 音響結合器
813 超音波検出器
814 位相検波増幅器
815 出力端子 発明を実施するための最良の形態
[0367] 本発明の実施の形態について説明する。本発明は、以下の実施形態に制限される ものではない。なお、以下の実施の形態では、成分濃度測定装置及び成分濃度測 定装置制御方法を血液成分濃度測定装置又は血液成分濃度測定装置制御方法と して説明するが、被検体としての生体を被測定物としての液体に、被検体としての血 液を被測定物としての液体に、水を液体の溶媒にそれぞれ置き換えれば、液体成分 濃度測定装置又は液体成分濃度測定装置制御方法として実施することができる。ま た、被検体は、生体や血液に限らず、例えば「リンパ液」や「涙」等のものも含まれる。 また、被検体として生体を適用した場合には、測定対象とする成分は、血液成分に 限らず、例えば「リンパ液成分」や「涙成分」等の成分も含まれる。このように測定対象 に応じて種々の成分を測定できる。
[0368] (第 1実施形態）
本実施形態に係る血液成分濃度測定装置は、異なる波長の 2波の光を発生する光 発生手段と、該異なる波長の 2波の光の各々を同一周波数で逆位相の信号により電 気的に強度変調する光変調手段と、強度変調された該異なる波長の 2波の光を 1の 光束に合波し生体に向けて出射する光出射手段と、出射された光により生体内に発 生する音波を検出する音波検出手段と、検出された音波の圧力力 生体内の血液 成分濃度を算定する血液成分濃度算定手段と、を備えた血液成分濃度測定装置で ある。なお、本実施形態に係る血液成分濃度算定手段は、本実施形態において適 用する他、後に説明する第 2実施形態、第 3実施形態、第 4実施形態、第 5実施形態 及び第 6実施形態においても適用することができる。
[0369] さらに、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置においては、前記光発生手段は 、 1波の光の波長を血液成分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し、他の 1波の光 の波長を水が前記 1波の光の波長におけるのと相等しい吸収を呈する波長に設定す ることちでさる。
[0370] 図 1を参照して、本実施形態に係る構成について説明する。図 1は、本実施形態に 係る血液成分濃度測定装置の基本構成を示している。図 1において、光発生手段の 一部としての第 1の光源 101は、光変調手段の一部としての駆動回路 104により、光 変調手段の一部としての発振器 103に同期して強度変調されている。
[0371] 一方、光発生手段の一部としての第 2の光源 105は、光変調手段の一部としての駆 動回路 108により、同じく上記発振器 103に同期して強度変調されている。但し、駆 動回路 108には、発振器 103の出力力 光変調手段の一部としての 180° 移相回 路 107を経て給電され、その結果、第 2の光源 105は、上記第 1の光源 101に対して 、 180° 位相が変化した信号により強度変調されるように構成されている。
[0372] ここで、図 1に示す第 1の光源 101および第 2の光源 105の各々の波長は、 1波の 光の波長を血液成分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し、他の 1波の光の波長 を水が前記 1波の光の波長におけるのと相等しい吸収を呈する波長に設定する。
[0373] 第 1の光源 101および第 2の光源 105は各々異なる波長の光を出力し、各々の出 力する光は、光出射手段としての合波器 109により合波され、 1本の光束として、被 検体としての生体被検部 110に照射される。照射された第 1の光源 101および第 2の 光源 105の各々が出力する光により生体被検部 110内に発生される音波、すなわち 光音響信号は、音波検出手段の一部としての超音波検出器 113により検出され、光 音響信号の音圧に比例した電気信号に変換される。前記電気信号は、上記発振器 103に同期した音波検出手段の一部としての位相検波増幅器 114により同期検波さ れ、音圧に比例する電気信号が出力端子 115に出力される。
[0374] ここで、出力端子 115に出力される信号の強度は第 1の光源 101および第 2の光源 105の各々が出力する光が生体被検部 110内の成分により吸収された量に比例す るので、前記信号の強度は生体被検部 110内の成分の量に比例する。従って、出力 端子 115に出力される前記信号の強度の測定値から、血液成分濃度算定手段 (図 示せず）が生体被検部 110内の血液中の測定対象の成分の量を算定する。
[0375] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置は第 1の光源 101および第 2の光源 10 5の出力する異なる波長の 2波の光を同一周期、すなわち同一周波数の信号で強度 変調しているので、超音波検出器 113の周波数特性の不均一の影響を受けない特 徴があり、この点が既存技術より優れている点である。
[0376] 以上説明したように本実施形態に係る血液成分濃度測定装置は高精度に血液成 分を測定することができる。 [0377] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法は、光発生手段が、異なる波 長の 2波の光を発生する光発生手順と、光変調手段が、前記光発生手順において発 生させた異なる波長の 2波の光の各々を同一周波数で逆位相の信号により電気的に 強度変調する光変調手順と、光出射手段が、前記光変調手順において強度変調さ れた異なる波長の 2波の光を 1の光束に合波し生体に向けて出射する光出射手順と 、音波検出手段が、前記光出射手順において照射された光により生体内に発生する 音波を検出する音波検出手順と、検出された音波の圧力力 生体内の血液成分濃 度を算定する血液成分濃度算定手順と、を順に含む血液成分濃度測定装置制御方 法である。なお、本実施形態に係る血液成分濃度算定手順は、本実施形態におい て適用する他、後に説明する第 2実施形態、第 3実施形態、第 4実施形態、第 5実施 形態及び第 6実施形態においても適用することができる。
[0378] さらに、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法にお!、ては、前記光 発生手順は、 1波の光の波長を血液成分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し、他 の 1波の光の波長を水が前記 1波の光の波長におけるのと相等しい吸収を呈する波 長に設定して異なる波長の 2波の光を発生する血液成分濃度測定装置制御方法と することちでさる。
[0379] ここで、異なる波長の 2波の光の各々を電気的に強度変調する方法としては、異な る波長の 2波の光を発生し、その後に異なる波長の 2波の光のそれぞれを同一周波 数で位相が 180° 異なる信号により変調器を用いて電気的に強度変調する方法で もよぐ図 1に示す例の場合のように駆動回路 104および駆動回路 108がそれぞれ 第 1の光源 101および第 2の光源 105を発光させると同時に強度変調する直接変調 法でもよい。
[0380] 次に、上記の手順により強度変調された前記波長の異なる波長の 2波の光の各々 を、例えば図 1に示す合波器 109により 1の光束に合波し生体に照射し、照射された 前記波長の異なる波長の 2波の光の各々により生体内に発生する音波、すなわち光 音響信号を例えば図 1に示す超音波検出器 113により検出し電気信号に変換し、前 記電気信号をさらに例えば図 1に示す位相検波増幅器 114により同期検波し、光音 響信号に比例する電気信号を出力端子 115に出力する。次に、血液成分濃度算定 手順において、音波検出手順で検出された音波の圧力カゝら生体内の血液成分濃度 を算定する。
[0381] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法は、第 1の光源 101および第 2 の光源 105の出力する異なる波長の 2波の光を同一周期、すなわち同一周波数の 信号で強度変調しているので、音波を検出する測定系の周波数特性の不均一の影 響を受けない特徴があり、この点が既存技術より優れている点である。
[0382] 以上説明したように本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法は高精度 に血液成分を測定することができる。
[0383] 本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置にお!/、て、前記光変調手段は生体 内に発生する音波の検出に関わる共鳴周波数と同一の周波数で変調する手段とす ることもできる。なお、なお、本実施形態において説明する光変調手段は、後に説明 する第 2実施形態、第 3実施形態、第 4実施形態、第 5実施形態及び第 6実施形態に おいても同様である。
[0384] 異なる波長の 2波の光の各々を生体内に発生する音波の検出に関わる共鳴周波 数と同一の周波数で変調することにより、生体内に発生する音波を高感度に検出で きる。
[0385] 本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置制御方法にお!、て、前記光変調手 順は生体内に発生する音波の検出に関わる共鳴周波数と同一の周波数で変調する 手川頁とすることもできる。
[0386] 異なる波長の 2波の光の各々を生体内に発生する音波の検出に関わる共鳴周波 数と同一の周波数で変調することにより、生体内に発生する音波を高感度に検出で きる。
[0387] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置にお!/ヽて、前記血液成分濃度算定手段 は、前記異なる波長の 2波の光を生体に照射して発生する音波の圧力を、前記 2波 の光のうち 1波の光を零としたときに発生する音波の圧力で除算する手段とすることも できる。
[0388] このような除算により、高精度に血液成分濃度を測定することができる。
[0389] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法にお!ヽて、前記検血液成分濃 度算定手順は、前記 2波の光を生体に照射して発生する音波の圧力を、前記 2波の 光のうち 1波の光を零としたときに発生する音波の圧力により除算する手順とすること ちでさる。
[0390] このような除算により、高精度に血液成分濃度を測定することができる。
[0391] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置において、前記光発生手段は、強度変 調された前記異なる波長の 2波の光を 1の光束に合波し水に照射して発生する音波 の圧力が零になるように前記異なる波長の 2波の光の各々の相対的な強度を調整す る手段とすることもできる。なお、本実施形態において説明する光発生手段は、後に 説明する第 2実施形態、第 3実施形態、第 4実施形態、第 5実施形態及び第 6実施形 態においても同様である。
[0392] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置において、例えば、図 1において、生体 被検部 110に代えて校正用の水に、前述の血液成分濃度の測定と同様に、第 1の光 源 101および第 2の光源 105の出力する光を 1の光束に合波した光を照射し、超音 波検出器 113が検出する光音響信号が零になるように、第 1の光源 101および第 2 の光源 105の出力する光の相対的な強度を調節する場合である。
[0393] 上記のように第 1の光源 101および第 2の光源 105の光の強度を調節する場合、第 1の光源 101および第 2の光源 105の光の相対的な強度を容易に等しく調整すること ができるので、容易に、高精度に血液成分濃度を測定することができる。
[0394] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法にお!ヽて、前記光変調手順と 前記光出射手順との間に、前記強度変調された異なる波長の 2波の光を 1の光束に 合波し水に向けて出射して発生する音波の圧力が零になるように前記 2波の光の各 々の相対的な強度を調整する強度調整手順を、さらに含む血液成分濃度測定装置 制御方法とすることもできる。
[0395] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法は、例えば、強度変調された 異なる波長の 2波の光を 1の光束に合波する手順の後に、前記異なる波長の 2波の 光を 1の光束に合波し水に向けて出射して発生する音波の圧力が零になるように前 記 2波の光の相対的な強度を調整することにより、前述の第 1の光源 101および第 2 の光源 105の出力する光の相対的な強度を容易に等しく調整することができるので、 容易に、高精度に血液成分を測定できる。
[0396] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置において、前記音波検出手段は、前記 変調周波数に同期して同期検波により検出する手段とすることもできる。なお、本実 施形態において説明する音波検出手段は、後に説明する第 2実施形態、第 3実施形 態、第 4実施形態、第 5実施形態及び第 6実施形態においても同様である。
[0397] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置は、例えば、第 1の光源 101および第 2 の光源 105の出力する光の各々に対応する光音響信号が超音波検出器 113により 検出され電気信号に変換された信号を、位相検波増幅器 114において第 1の光源 1 01および第 2の光源 105の出力する光の各々を強度変調する信号に同期して、同 期検波により検出する場合である。
[0398] 位相検波増幅器 114において第 1の光源 101および第 2の光源 105の出力する光 の各々に対応する光音響信号の検出精度が向上し、一層高精度に光音響信号を測 定することができる。
[0399] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法にお!ヽて、前記音波検出手順 は、前記変調周波数に同期して、同期検波により検出する手順とすることもできる。
[0400] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法にお!ヽて、例えば、前記異な る波長の 2波の光の各々に対応する光音響信号を、前記異なる波長の 2波の光の各 々を強度変調する信号に同期して、同期検波により検出する場合である。
[0401] 第 1の光源 101および第 2の光源 105の出力する光の各々に対応する光音響信号 の検出精度が向上し、一層高精度に光音響信号を測定することができる。
[0402] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置にお!/、て、前記光発生手段及び前記光 変調手段は、 2の半導体レーザ光源の各々を同一周波数で互いに逆位相の矩形波 信号により直接変調する手段とすることができる。なお、本実施形態において説明す る光発生手段は、後に説明する第 2実施形態、第 3実施形態、第 4実施形態、第 5実 施形態及び第 6実施形態においても同様である。
[0403] 2の半導体レーザ光源の各々を同一周波数で互いに逆位相の矩形波信号により 直接変調する装置構成とすることにより、装置構成が簡略ィ匕できる。
[0404] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法にお!ヽて、前記光発生手順及 び前記光変調手順は、 2の半導体レーザ光源の各々を同一周波数で互いに逆位相 の矩形波信号により直接変調する手順とすることができる。
[0405] 2の半導体レーザ光源の各々を同一周波数で互いに逆位相の矩形波信号により 直接変調する手順とすることにより、手順が簡略ィ匕できる。
[0406] 次に本実施形態に係る血液成分濃度測定装置及び血液成分濃度測定装置制御 方法の基本となる技術の詳細を説明する。
[0407] 図 1を参照して本実施形態に係る血液成分濃度測定装置構成を説明する。図 1〖こ 示す本実施形態に係る血液成分濃度測定装置は、第 1の光源 101、第 2の光源 105
、駆動回路 104、駆動回路 108、 180° 移相回路 107、合波器 109、超音波検出器
113、位相検波増幅器 114、出力端子 115、発振器 103により構成される。
[0408] 発振器 103は、信号線により駆動回路 104、 180° 移相回路 107、位相検波増幅 器 114とそれぞれ接続され、駆動回路 104、 180° 移相回路 107、位相検波増幅器
114のそれぞれに信号を送信する。
[0409] 駆動回路 104は、発振器 103から送信された信号を受信し、信号線により接続され ている第 1の光源 101へ駆動電力を供給し、第 1の光源 101を発光させる。
[0410] 180° 移相回路 107は、発振器 103から送信された信号を受信して、前記受信し た信号に 180° の位相変化を与えた信号を、信号線により接続されている駆動回路
108へ送信する。
[0411] 駆動回路 108は、 180° 移相回路 107から送信された信号を受信し、信号線により 接続されている第 2の光源 105へ駆動電力を供給し、第 2の光源 105を発光させる。
[0412] 第 1の光源 101および第 2の光源 105の各々は、互いに異なる波長の光を出力し、 各々が出力した光を光波伝送手段により合波器 109へ導く。
[0413] 第 1の光源 101の出力した光と第 2の光源 105の出力した光は、合波器 109に入力 され、合波されて、 1の光束として生体被検部 110の所定の位置へ照射され、生体被 検部 110内に音波、すなわち光音響信号を発生させる。
[0414] 超音波検出器 113は、生体被検部 110の光音響信号を検出し、電気信号に変換 して、信号線により接続されて 、る位相検波増幅器 114へ送信する。
[0415] 位相検波増幅器 114は、発振器 103から送信される同期検波に必要な同期信号 を受信するとともに、超音波検出器 113から送信されてくる光音響信号に比例する電 気信号を受信し、同期検波ならびに増幅、濾波を行なって、出力端子 115へ光音響 信号に比例する電気信号を出力する。
[0416] 第 1の光源 101は、発振器 103の発振周波数に同期して強度変調された光を出力 する。一方、第 2の光源 105は、発振器 103の発振周波数で、かつ 180° 移相回路 107により 180° の位相変化を受けた信号に同期して強度変調された光を出力する
[0417] 上記のように、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置においては第 1の光源 10 1の出力した光と第 2の光源 105の出力した光は、同一の周波数の信号により強度変 調されているので、従来技術において、複数の周波数の信号により強度変調してい る場合に問題となる測定系の周波数特性の不均一性の影響は存在しない。
[0418] 一方、従来技術において問題となる光音響信号の測定値に存在する非線形的な 吸収係数依存性は、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置にお!ヽては等 ヽ吸 収係数を与える複数の波長の光を用いて測定することにより解決できることを、以下 に説明する。
[0419] 波長え および波長え の各々光に対して、背景の吸収係数 a (b)、 a (b)及び測定 対象とする血液成分のモル吸収 α (0 a
1 2 Wが既知の場合、各波長における光音響 信号の測定値 s
1および s
2を含む連立方程式は上記数式（1)のように表される。
数式（1)を解いて未知の血液成分濃度 Μを求める。ここで、 Cは、変化し制御或は予 想困難な係数、即ち、音響的な結合状態、超音波検出器の感度、前記照射部と前 記検出部の間の距離 (以下 rと定義する）、比熱、熱膨張係数、音速、変調周波数、 更に、吸収係数にも依存する未知乗数である。
[0420] 数式（1)の 1行目と 2行目の Cに差異が生ずるならば、それは、照射光に関係する 量、即ち、吸収係数による差異以外にはあり得ない。ここで、数式（1)の各行の括弧 の中、即ち吸収係数が互いに等しくなるように、波長え 1および波長え 2の組合せを選 ベば、吸収係数が等しくなり、 1行目と 2行目の Cは等しい。しかしこれを厳密に行なう と、波長え および波長え の組合せが、未知の血液成分濃度 Mに依存することにな
1 2
るため、不便である。 [0421] ここで、数式 (1)の吸収係数 (各行括弧中）に占める比率は、背景（ 、 i= l、 2) の方が、血液成分濃度 Mを含む項 (M a よりも著しく大きい。そこで、各行の吸収 係数を正確に等しくする代わりに、背景、 (X (b)の吸収係数を等しくすれば十分である 。即ち、異なる波長え および波長え の 2波の光は、各々における背景の吸収係数、
1 2
a (b)、 a (b)が互いに等しくなるように選べば良い。このように 1行目と 2行目の Cを等
1 2
値できれば、それを未知定数として消去し、測定対象の血液成分濃度 Mは数式 (4) で表される。
[数 4]
( - ） o ) a ) s, - s2
数式 (4)の後段の変形には s = sという性質を用いている。
1 2
[0422] ここで、数式 (4)を見ると、分母に波長え および波長え における測定対象の血液
1 2
成分の吸収係数の差が現れている。この差が大きい方が、光音響信号の差信号 s —
Sが大きぐその測定が容易となる。この差を最大とするには、測定対象の成分の吸
2
収係数 α ( )が極大となる波長を波長え に選び、かつ、 a ( ) = 0、即ち、測定対象
1 1 2
の成分が吸収特性を示さない波長に波長え 2を選ぶのが良い。ここで、前の条件から
、この第 2の波長え は、 oc ih) = a (b)、即ち、背景の吸収係数が第 1の波長え の吸
2 2 1 1 収係数に等しくなければならな 、。
[0423] さらに、数式 (4)において、光音響信号 sは、光音響信号 sとの差 s - sの形での
1 2 1 2 み登場している。今、測定対象の成分としてグルコースを例にとると、上述したように、 2つの光音響信号 sおよび光音響信号 sの強度には、 0. 1%以下の差異しかない。
1 2
[0424] しかし、数式 (4)の分母の光音響信号 sには 5%程度の精度があれば十分である。
2
従って、 2つの光音響信号 sおよび光音響信号 sを逐次個別に測定するよりも、それ
1 2
らの差 s - sを測定しこの測定値を、個別に測定した光音響信号 sで除する方が、
1 2 2 格段に容易に精度が保てる。従って、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置に おいては、 2つの波長え および波長え の光を、互いに逆相に強度変調して照射す
1 2
ることにより、生体内で光音響信号 Sおよび光音響信号 Sが相互に重畳されて生じる
1 2 光音響信号の差信号 S - sを測定する。
1 2
[0425] 以上説明したように、血液成分濃度を測定する場合、異なる特定の波長の 2波の光 を用いて、前記異なる特定の波長の 2波の光が生体内に発生する光音響信号を各 々個別に測定するよりも、前記光音響信号の差信号を測定し、さらに、所定の一方の 光音響信号を零として、他方の光音響信号を測定して、これらを数式 (4)により演算 して、容易に血液成分濃度を測定できることが分かる。
[0426] 次に、光照射によって発生する音圧について、図 2を参照して説明する。図 2は本 実施形態に係る基礎となる直接光音響法の説明図であり、図 2には直接光音響法に おける観測点の配置力 音源分布のモデルと伴に、示されている。図 2において照射 光 201は、生体に垂直に入射し、その結果、上述したように、光が照射される部分の 表面近傍に音源 202が生成される。
[0427] 音源 202から出て生体内 (簡単のために音波について一様とする）を伝搬する音波 について、照射光の延長線上にあり、音源力も距離 rだけ離れた観測点 203で、その 音圧 p (r)を観測する。
[0428] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置において使用する波長 1 μ m以長の光 に対しては、生体は、背景 (水）による強い吸収を受けるために、音源 202は光の照 射される部分の表面に局在し、その結果、発生する音波は球面波と見なせる。
[0429] 図 2に示す音波伝搬を記述する波動方程式は、流体力学の方程式から求められる 。即ち、連続の式と Navier Stokes方程式を、密度変化、圧力変化、及び流速変化 が微小な場合として、各々を線形とし、これらと流体 (水）における圧力と密度の関係 を記述する状態方程式を連立して解くことにより求められる。ここで、前記状態方程式 は、温度をパラメータとして含み、熱源 Qが存在する時の温度変化は、前記状態方程 式を介して取り込まれる。
[0430] 熱伝導を無視する時、微小な圧力変化 pは、次の非斉次の Helmholtz方程式によ り記述される。
[数 5]
(
Figure imgf000077_0001
ここで、 cは音速、 βは熱膨張係数、 Cは定圧比熱である。
Ρ
[0431] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置の場合、一定周期 Τで強度変調された 光を照射し、該一定周期 Τに同期した音圧変化を検出するので、変調周波数を f=l ZT、また変調角周波数を ω = 2πίとおく時、全ての量について、時間依存性 exp( — icot)を持つ量のみに注目すればよい。その結果、時間微分は一 icoとの積になる
[0432] また熱源 Qは、照射光吸収に続く非発光緩和に起因するため、吸収係数 exに比例 し、またその分布は、媒質中での照射光 (散乱光が生ずればそれも含めた)の空間 分布に等しくなる。即ち、各点での光強度を Iと書くと、 Q= αΐである。以上により、定 常的な直接光音響法に関わる基本方程式は次の数式 (6)のように表される。
(V2+ : )p = i~^a I
ここで、音波の波数 k= ωΖο = 2π λ (λは音波の波長）を導入した。
[0433] 数式（6)の (r→∞)→0の境界条件の下での解は、十分遠方 (r) a
次の数式（7)のように表される。
[数 7]
Figure imgf000078_0001
|r一 r'|
[0434] 今、若干の光分布について数式 (7)により、観測される音圧を計算する。先ず、光 分布のモデル A204としては、強度が動径 r'に対して、 e_aI'で減衰する半球状の分 布を考える。これは、著しく散乱が大きぐ照射光が入射するや否や、全方位に散乱 される場合に対応する。
[0435] これに対して、散乱が零である場合力 図 2におけるモデル B205、およびモデル C 206であり、各々半径 wのガウス型のビームと一様円形ビームを入射した場合に相
0
当している。これら各モデルの光強度分布は、図 2中に示されている。 [0436] 今、既に用いた条件 r》o; _1に加えて、！:》 w および、 N≡w 2Z (r )《 1 (モデ o、 o
ル Aにつ 、ての Nは、 wに代えて _1を用いて定義する）が成り立つ時、数式（7)に
0
よる計算結果は、以下のようにまとめられる。
[数 8] =
Figure imgf000079_0001
ここで、 pは照射光の全パワーであり、また F ( ξ )は、
0
[数 9] arctang) - (i / 2) log(l + ξ2) for A
ξ /(1 + ίξ) for B,C と計算される。音源の分布の情報は、この形状関数 F (k a一1)に集約される。前記形 状関数のグラフを、図 3に示した。
[0437] 以上の結果によると、 ξ =kひ一1が小さい時、即ち、音波の波長が吸収長に比べて 非常に長い場合（λ ) には、光音響信号は、吸収係数の情報を何ら含まない。 その理由は、 《1で、 F ( ） であって、 α ¥ { ξ ) kに帰してしまうからである。 従って、音波の波長が吸収長に比べて非常に長い場合、すなわち変調周波数が低 すぎる場合は光音響法によって血液成分濃度の測定はできないことが分かる。
[0438] 従って、生体に対して行なう直接光音響法においては、 1、すなわち f a cZ
(2 π )以上に変調周波数を設定すべきであり、照射光の波長が 1. 6 m近傍の場 合は変調周波数 fを 150kHz以上、あるいは照射光の波長が 2.： m近傍の場合は 変調周波数 fを 0. 6MHz以上とする必要がある。
[0439] 次に、モデル B205、およびモデル C206の結果に差異がないことから、光軸に垂 直方向の光強度分布が、信号に影響しないことが分かる。但し、この簡単化が許され るのは、上記 N=w 2Z (r )《1が成り立つ場合に限られる。この Nはフレネル数と
0
呼ばれる量であり、観測点から音源を見込む際、視線に垂直方向の音源の拡がりに 因って、音源の各点からの音波の寄与に生じる位相の変化幅を表している。フレネ ル数 N力 1に比べて十分小さければ、視線に垂直方向に音源が拡がりを持たない のと等価となる。
[0440] その結果、照射光のビーム径 w力 光音響信号に影響を与えないという、極めて
0
都合の良い性質が生ずるのである。その理由は以下の 2つである。
[0441] その 1は、生体における散乱の影響の抑制である。上記モデル A204は、散乱が大 きい極限の場合を想定している力 生体における散乱は実際、これ程は甚だしくはな い。一般に散乱現象は散乱係数 sと異方性 gによって特徴付けられる。ここで、後者 は、散乱角 Θの余弦の平均値 < cos Θ >であり、生体、特に皮膚における値として、 概略 0. 9力報告されて!ヽる（f列えば、、 Applied Optics誌、 32卷、 1993年、 435— 4 47頁、参照)。即ち、実際の生体における散乱は、小角散乱く Θ > = 26° が主であ る。
[0442] 今、単位長さの伝搬中に入射光束力 散乱によって光が減少してゆく割合は、還 元散乱係数 μ ( 1 g)で与えられ、この値は光の波長 1 m以長に対して、概 略 lmnT1と実測されている。（非特許文献 3参照)。この値は、単位長さの伝搬中に 、入射光束から吸収によって光が減少してゆく割合である吸収係数 aの値 (光の波 長 1. 6 111前後で0. 6mm" \ 2. 前後で 2. 4mm_ 1)と同程度の大きさである
[0443] 即ち、今、生体において照射光は、吸収長 ο 1の間に高々 2回の散乱を受けるの みであり、し力も散乱角は小さい。この結果、生体内部の光分布 (入射光束と散乱光 の和）は、深さとともに序々にビーム径が拡つて行き、あたかもピンの頭のような形とな る。このような光分布の実測例も報告されている（Applied Optics誌、 40卷、 2001 年、 5770— 5777頁、参照）。この時、深さ zの面内における光分布の総量は、依然、 exp ( - a z)に従って減衰することが期待される。これは、少回の散乱が、小散乱角 で起こる故である。
[0444] 従って、光音響信号が照射光のビーム径に全然依らな 、場合、各深さでの光分布 のビーム径自体は問題にならず、各深さ面内でのその総量のみが形状関数 F ( ξ )に 影響し得る。これが、 exp (— α ζ)であれば、結果的に、散乱のないモデル Β205、お よびモデル C206の場合に異ならず、よって形状関数への散乱の影響が無 、ことが 予想されるのである。 [0445] 2つの波長え および波長え の光照射において、該形状関数を等値することは、
1、 2
本実施形態における方法の骨子である。従って、該 2つの波長 λ および波長 λ に
1、 2 おける散乱に相違があるのは、非常に望ましくない。現実には、光の波長 1. 以 長に対して、皮膚における散乱の波長依存性の実測報告は未だ無いが、血液につ いては、一定の還元散乱係数 が報告されている (Journal of Biomedical O s
ptics誌、 4卷、 1999年、 36— 46頁、参照）。
[0446] 従って、例えば、形状関数への若干の散乱の影響があつたとしても、その波長依存 性は小さく、実害に及ばない可能性はある。さらに、ここで示したように、フレネル数を 小さく設定すれば、形状関数への散乱の影響自体を抑止できる。それ故、散乱の波 長依存性如何に関わらず、形状関数の等値は正当化され、本実施形態における方 法が高！、信頼性を持つことが分力ゝる。
[0447] その 2は、変調周波数の最適化が可能になる事である。人体に対する光の照射に は、照射部位と波長、照射時間などに依存する光強度の許容限度がある。フレネル 数 Nが小さい範囲で、ビーム径 wを拡大すれば、光強度の限度を越えずに、照射光
0
の全パワー Pを高め、光音響信号を増大できる。
0
[0448] ここで、照射強度の限度を I と書くと、 P = W 2I であり、フレネル数 Nは、全 max 0 0 max
パワー Pによって、 N = i/ ( cr) (P /\ )と表される。距離は、生体被検部 110
0 0 max
の厚みによって決まる量 (例えば、指頭では 10mm、手首では 40mm程度）であるこ とを考慮すると、 Nを一定に留めて、 k、即ち、変調周波数 f ( ^k)を高める場合、全パ ヮー Pを減らさざるを得ない。ところが、形状関数の大きさ I F (k a _ 1) Iは、 kに比
0
例して増えないので、検出される音波は減少する。従って、高過ぎる変調周波数も、 また望ましくな!/、ことが分かる。
[0449] 数式 (8)の与える音圧振幅 pを、 Nと I を用いて、書き直すと次のようになる。
a max
[数 10]
Pa = PsUp l F(k ここで、音圧上界 p は以下の数式（11)となる。 [数 11]
Psup = Im ax
2Cp 数式（10)で、 | F( ) Ι Ζ ξは、 ξについて単調に減少する関数であり、信号振幅 のみの観点では、低 、変調周波数が有利となる。
[0450] 今の場合、数式（10)の αに関わる変化率、 3 ρ / 3 α =— (ρ Ν/ α )
a sup 6 d( | F
( 6 ) I / ξ ) /ά ξを最大とする =k a— 1力 最適の変調周波数を与える。このよう な ξは、モデル Α204で 2. 49、モデル Β205、およびモデル C206では 21/2であり、 その様な ξにおける I F ( ξ ) I / ξの値は、各々、 0. 620、 1/31/2と算出される。 即ち、信号の強度と吸収係数 αへの感度の相反する要求の妥協点として、最適の変 調周波数が存する。
[0451] 上述したように、現実の生体における光分布はモデル Β205、およびモデル C206 に近いと考えられるので、最適な変調周波数は、 2 π ί= 1. 41c aであり、その時、 f →0における最大値 p Nに対し、 57. 7%の信号振幅が期待される。
sup
[0452] 次に、図 3を参照して、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置の原理を説明す る。図 1に示す第 1の光源 101は発振器 103に同期して強度変調され、第 1の光源 1 01の出力する光は図 4の上段に、第 1の光源（^)の光 211として示す波形となる。
[0453] 一方、図 1に示す第 2の光源 105は、同じく発振器 103に同期して強度変調される 。ここで、発振器 103の送信する信号は 180° 移相回路 107により 180° の位相推 移を与えられるので、第 2の光源 105の出力する光は第 1の光源 101の出力する光 に対して逆位相な信号により強度変調され、図 5の下段に、第 2の光源（λ )の光 21
2
2として示す波形となる。
[0454] ここで図 3においては、第 1の光源 101および第 2の光源 105を強度変調する信号 は周期が 1 秒、即ち、変調周波数 fが 1MHzであり、かつ、占有率 50%の信号の場 合について示している。
[0455] ここで、数式 (6)では、照射光に正弦波的変化を仮定し、図 3においては、矩形波 の光を照射する場合を示して 、るが、このことは次の理由により矛盾しな!、。 [0456] すなわち、数式（5)は線形であり、異なる周波数の成分は互いに独立のものとして 扱える。また音波の振幅が大きくなると、 Navier Stokes方程式自体の持つ非線形 性の影響を受けるが、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置における光音響信 号の場合は、発生する音波は微弱であり線形の数式 (5)が適用できる。また、矩形波 は奇数次の高調波成分を含むが、そのうちの基本周期の正弦波成分の振幅を、数 式 (6)の Iに読みかえれば良い。光源は、正弦波形状よりも矩形波形状に強度変調 する方が容易であり、かつ、矩形波は同振幅の正弦波に比べて、 4/ π = 1. 27倍 の基本周期正弦波成分を含み、効率は若干良い。
[0457] 第 1の光源 101および第 2の光源 105の各々が出力する異なる波長の 2波の光は、 合波器 109により合波され、生体被検部 110に照射される。ここで、前記異なる波長 の 2波の光の各々は、独立に数式 (8)で表される音圧を発生するものと考えることが できる。
[0458] ここで、音波が線形に重畳されることは、数式（5)の線形性より既に明らかである。
さらに、前記異なる波長の 2波の光の各々は吸収が飽和する程には強くないので、 前記異なる波長の 2波の光の各々による発熱 Qも線形に重畳される。ここで、吸収が 飽和した場合であっても、吸収が不均一な拡がりを持ち、前記異なる波長の 2波の光 の波長の間隔が均一幅よりも広ければ、依然、発熱の線形な重畳は成立する。ここ で、前記異なる波長の 2波の光に対して共通に吸収が生じる水に対して、こうした条 件もよく満されている。
[0459] 以上のように、前記異なる波長の 2波の光により、各々互いに独立に数式 (8)で表 される音圧の光音響信号が発生され、これらを重畳した音圧が、超音波検出器 113 により検出される。従って、上記のように重畳された音圧は次の数式により表される。
[数 12]
p(r) = s1 - s2
=
Figure imgf000083_0001
47V Cp { (た 一 (た ok― ir ここで、 α & α 一1) (i= l、 2)が差の形で重畳されているのは、前記異なる波長の 2 波の光の各々の入射光が互いに逆相で強度変調された結果である。これを、超音波 検出器 113により検出し変換して得られる電気信号の中の基本周期の正弦波成分 の波形を図 6に実線で示す。図 6に実線で示す信号の振幅 (rms値)が、発振器 103 に同期した位相検波増幅器 114によって測定され、図 6に Vとして示す信号として、 d
出力端子 115に出力される。
[0460] 数式（12)と数式（1)により、上記未知定数 Cは次の数式により表される。
[数 13]
Figure imgf000084_0001
次に、数式 (4)により、測定対象とする血液成分濃度の算出の原理を説明する。既 に、第 1の光源 101および第 2の光源 105の各々が出力する光に対応する光音響信 号の差信号 s - sが得られているので、次に光音響信号 sを測定すれば、数式 (4)
1 2 2
から、測定対象の血液成分濃度 Mを算出できる。
[0461] そこで、図 5に示す第 2の光源（λ )の光 212のみを照射した状態で、光音響信号
2
を測定する。即ち、図 5に示すように、第 2の光源 105の出力する光の波形を保った まま、第 1の光源 101の出力を零とする。これは、図 1に示す第 1の光源 101の出力 する光を、機械的なシャッターで遮る、または駆動回路 104の出力を第 1の光源 101 の発振閾値以下に下げる等の手段により実現できる。
[0462] 上記の状態で測定される光音響信号の値を、超音波検出器 113により検出し、電 気信号に変換すると、基本周期正弦波成分として図 6に破線により示す波形が得ら れる。また、図 6に破線により示す波形の rms振幅値は、前述の方法と同様に位相検 波増幅器 114によって測定され、図 6に として示す信号として、出力端子 115に出 力される。
[0463] ここで光音響信号 sは、光音響信号の差信号 s - sに対して、逆相となる。また、光
2 1 2
音響信号 sは、前記光音響信号の差信号 s - sに比べて、桁違いに大きい。例えば
2 1 2
、健常者の血糖値測定の場合、 1000倍以上である。従って、光音響信号 sと光音響
2 信号の差信号 s - sの 2つの測定の間に、位相検波増幅器 114の感度及び時定数
1 2
の切替えを行なう。 [0464] 上記の測定により、 2つの測定値 V Vを得れば、それらの各々を、数式 (4)中の s d、 r 1
-s 、 sのそれぞれに代入して、測定対象とする血液成分濃度 Mを算出する。
2 2
[0465] ここで、測定値の比 V /Vから、血液成分濃度 Mへの変換には、比吸光度 a (0) d r 1
/ a (b) ( a ( )が非零の場合、更に a {°V a (b))を必要とする。
1 2 2 1
[0466] 図 4に、上記の比吸光度の値および、前述のように背景の吸収係数を等しくする 2 つの測定する波長 λ
1および波長 λ
2の選定方法を示す。
[0467] 図 4は、血糖値の測定の場合につ!ヽて、本実施形態に係る血液成分濃度測定装 置における第 1の光源 101と第 2の光源 105のそれぞれの波長の選択法を示す図で ある。
[0468] 図 7は、光波長 1. 2 /z m力ら 2. 5 /z mにわたつて、水及びグルコース水溶液 (濃度 1. OM)の吸光度（OD)を示している。吸光度 ODは吸収係数 αとの間に、 a =ODl nlOの関係がある。図 7の右側の縦軸に吸収係数 αの目盛を示す。
[0469] 図 7において、グルコース分子による吸収は、僅かに 1. 6 m近傍と 2. 1 μ m近傍 に認められるが、グルコース分子による吸収は水に比べて、非常に小さい。
[0470] 水とグルコースの吸光度の差を図 8の上側に示し、これを更に、水の吸光度で除し た比吸光度を図 8の下側に示す。
[0471] 図 8に示す比吸光度によると、グルコース分子による吸収の明瞭な極大は、 1608η mと 2126nmに認められる。ここで、一例として、グルコース分子による吸収波長とし て、第 1の光源 101の波長え を 1608nm (比吸光度は、 0. 114M—1)に設定する。 これを、図 8中に〇付きの縦実線で示した。
[0472] ここで、波長 1608nmにおける背景（水）の吸収係数 α (b)は、図 7から、 0. 608m m_1と読み取れる。そこで、 a (h) = a (b)となる波長え は、同じく図 7の水の吸収スぺ
2 1 2
クトルカ 波長 1381nm、あるいは波長 1743nmである。これらの第 2の光源 105の 波長え の候補の各々について、図 8の比吸光度のスペクトルによって、 (G)の値を
2 2 点検する。その結果、波長 1381nmにおいては比吸光度が零である力 一方、波長 1743nmはグルコース分子の吸収帯にあり、比吸光度が 0. 0601M—1である。吸光 度差 α (0) - α は、出来るだけ大きい方が測定が容易であるので、上記の場合、
1 2
第 2の光源 105の波長え として、 138 lnmを選定する。 [0473] 長波長側の吸収帯において、 2126nmを第 1の光源 101の波長 (比吸光度は 0 . 0890M—1)に設定する場合、前述と同様の方法により、水分子が波長 2126nmに おける吸収係数 a (b) = 2. 361mm_1と等しい吸収係数を示す波長として、 1837η m、あるいは 2294nmがあり、これらの何れもがグルコースの吸収を外れている（図 8 中に縦点線で示した）ので、第 2の光源 105の波長え としては 1837nm、あるいは 2
2
294nm( V、ずれを選定しても良！、。
(実施例）
[0474] ここで、第 1実施形態における具体的な実施例について説明する。
[0475] (第 1実施例 (その 1) )
図 1に示す実施形態に係る血液成分濃度測定装置において、第 1の光源 101およ び第 2の光源 105として、レーザ光源を用いることも有効である。レーザ光源の選定 に当たっては、先ず必要な出力パワーレベルの見積りが必要である。
[0476] 人体に対する光の照射には、光強度の許容限度があり、一般に、 50%の個体に障 害が発生する強度の 1Z10が、最大許容量として JIS C6802に制定されており、 JI S C6802によると、皮膚に対する非可視赤外光 (波長 0. 8 μ m以上）の連続照射に おいては、 1mm2当り lmWが最大許容量である。
[0477] 第 1実施例においては、測定対象の血液成分を血糖とし、照射する光の波長を 1.
帯として、前述した原理により変調周波数 fを 150kHz以上とする。ここで、生体 被検部 110内に発生する光音響信号の波長 λ =cZfは 10mm以下となる。生体被 検部 110を指頭とすれば、光が照射される照射部と、超音波検出器 113が生体被検 部 110に接触する検出部までの距離 rは 10mmとなり、フレネル数 N=w 2/ (r )を
0
0. 1とするビーム径 wは、 w 2≤ 10mm2と計算される。これに、 πを乗じて照射する
0 0
光のビーム面積を計算し、さらに上記最大許容量を積算して、照射できる最大の光 パワーを計算すると、 31mWとなる。
[0478] ここで、照射する光を 2. 1 μ m帯とする場合は、同様に計算して最大パワーは 8m
Wとなり、この光出力は半導体レーザによって十分供給可能である。
[0479] 半導体レーザは小型で長寿命であり、また注入電流を変調することにより、強度変 調が容易に行なえるという利点も有するので、本実施例において、第 1の光源 101お よび第 2の光源 105としては、半導体レーザを用いる。
[0480] 図 9に第 1実施例に係る血液成分濃度測定装置の構成例を示す。図 9に示す本実 施例に係る血液成分濃度測定装置の第 1実施例の構成は、照射光方向に伝搬した 音波を検出する前方伝搬型であり、図 1に示す血液成分濃度測定装置の基本構成 と類似の構成であり、図 1に示す第 1の光源 101、第 2の光源 105、駆動回路 104、 駆動回路 108、 180° 移相回路 107、合波器 109、超音波検出器 113、位相検波 増幅器 114、出力端子 115、発振器 103のそれぞれは、図 9に示す第 1の半導体レ 一ザ光源 501およびレンズ 502、第 2の半導体レーザ光源 505およびレンズ 506、駆 動電流源 504、駆動電流源 508、 180° 移相回路 507、合波器 509、超音波検出 器 513および音響結合器 512、位相検波増幅器 514、出力端子 515、発振器 503 のそれぞれに対応し、それぞれ同様の機能を有している。
[0481] ただし、図 9に示す第 1の半導体レーザ光源 501および第 2の半導体レーザ光源 5 05の出力する光は各々、レンズ 502およびレンズ 506により、並行光束に収束され、 各々の平行光束は合波器 509により合波されて、 1本の光束として生体被検部 510 に照射される。また、図 9に示す音響結合器 512は超音波検出器 513と生体被検部 510との間に備えられ、超音波検出器 513と生体被検部 510との間の光音響信号の 伝達効率を高める機能を有して 、る。
[0482] また、図 9には校正用検体 511も示されている力 校正用検体 511の機能は後述 する。
[0483] 第 1の半導体レーザ光源 501は駆動電流源 504により発振器 503に同期して強度 変調され、その出力光はレンズ 502により平行光束に集光され、合波器 509へ入力 され、また第 2の半導体レーザ光源 505は駆動電流源 508により発振器 503に同期 して強度変調され、その出力光はレンズ 506により平行光束に集光され、合波器 50 9へ入力される。ここで、駆動電流源 508には、発振器 503の出力が 180° 移相回 路 507を経由して送信されるので第 2の半導体レーザ光源 505の出力する光は、第 1の半導体レーザ光源 501の出力する光に対して、逆位相の信号により強度変調さ れている。
[0484] 合波器 509に入力される第 1の半導体レーザ光源 501および第 2の半導体レーザ 光源 505の各々が出力する光は合波され、 1の光束として生体被検部 510に照射さ れる。
[0485] 生体被検部 510に照射された光は生体被検部 510内に光音響信号を発生し、発 生した光音響信号は音響結合器 512を経て、超音波検出器 513により検出され、光 音響信号の音圧に比例した電気信号に変換される。
[0486] 超音波検出器 513により検出され、光音響信号の音圧に比例した電気信号に変換 された信号は、発振器 503に同期した位相検波増幅器 514によって、同期検波なら びに増幅、濾波され、出力端子 515に出力される。
[0487] ここで、前述のように、第 1の半導体レーザ光源 501の波長は 1608nmに設定し、 第 2の半導体レーザ光源 505の波長は 1381nmに設定されている。また、発振器 50
3の発振周波数、即ち、変調周波数 fは、 =k a (b) = 21/2となるように、 207kHzに 設定されている。
[0488] また、第 1の半導体レーザ光源 501の光出力は 5. OmWであり、第 2の半導体レー ザ光源 505の出力光も 5. OmWである。
[0489] 生体被検部 510に照射される光のビーム径は、前記照射部から前記検出部までの 距離 rを 10mmとして、フレネル数 Nが 0. 1となるように w = 2. 7mmと設定されてい
0
る。
[0490] 上記の状態において、第 1の半導体レーザ光源 501と第 2の半導体レーザ光源 50 5の出力が合波された光の生体被検部 510の皮膚への照射強度は 0. 44mW/m m2であり、最大許容値を 2倍以上下回る安全なレベルである。しかし、これは目に対 しては危険なレベルであるので、測定中、または生体被検部 510が置かれていない 際に音響結合器 512から反射または散乱した光が、直接目に入らないように、合波 器 509および生体被検部 510に遮光フード（図 9には示していない）を設置すること が不可欠である。
[0491] 超音波検出器 513は FET (電界効果トランジスタ)増幅器を内蔵する周波数平坦 型電歪素子 (PZT)であり、また、音響結合器 512は音響整合用ジエルである。
[0492] 上記の構成において、先ず、第 1の半導体レーザ光源 501の光出力を零として、図 9に示すように第 2の半導体レーザ光源 505の出力する光のみを照射した場合、時 定数を 0. 1秒に設定した位相検波増幅器 514の出力端子 515には、光音響信号 s
2 に対応する電気信号として、 V = 20 Vの電圧が得られた。
[0493] ここで、位相検波増幅器 514における発振器 503から送信される同期信号と、光音 響信号が超音波検出器 513により検出され電気信号に変換された信号との位相差 Θは、生体被検部 510の光が照射される前記照射部と音響結合器 512と接触する 前記接触部の間の距離 rと、変調周波数 fによって変化するため、測定の度に最適の 位相差の探索が必要であるが、位相差の探索は信号振幅が大きい光音響信号 s
2の 測定により実施するのが有効である。
[0494] ここで、 2位相型の位相検波増幅器の場合は、常に自動的に位相差 Θを求める能 力があり、手動で位相差の探索を行なう必要はない。すなわち、未知の位相と振幅を 測定できる R— Θモードにより光音響信号 sを測定し位相と振幅を求め、この位相の
2
測定値を用いて、位相が既知の場合にノイズ抑圧比が 3dB改善した状態で振幅を測 定できる X測定モードにより、前述の光音響信号の差信号 s -s
1 2の測定を行なう。
[0495] 次に、第 1の半導体レーザ光源 501を発光させると出力端子 515に光音響信号の 差信号 s -sに対応する電気信号として、 V = 7. 7nV (位相が反転するので、直接
1 2 d
の測定値は— 7. 7nVとなる）を得た。続いて、再度、第 1の半導体レーザ光源 501の 光出力を零として、位相検波増幅器 514の感度と時定数を元に戻して、光音響信号 sの測定を行い、 V = 22 Vが得られた。これら前後 2回の Vの平均により、 Vの値
2 r r r は となった。
[0496] 上記のように、光音響信号の差信号 s -sの測定の前後に、光音響信号 sに対応
1 2 2 する信号すなわち の測定を 2回行なうのが望ましい。
[0497] 上記の手順によって、差信号 s -sの測定中に、被験者の指先の押圧力の変化に
1 2
よる前記距離 rの変化、および、光照射による局所的な温度変化等に由来する前記 未知乗数 Cのドリフトを補正することができる。
[0498] 上記の測定値と、波長 1608nmにおける比吸光度値 0. 114M—1と数式 (4)により
、グルコース濃度 Mは 3. 2mM (58mgZdl)と求まった。
[0499] 水【こつ!/、ての値、 C = l (cal/g-deg) =4. 18 X 103 (j/kg-K) , β = 300ppm
P
Zdeg、c = l. 51 X 103 (mZs)を用いると、 I = lmWZmm2に対して、音圧上界 p として 0. 17Paが得られる。これに、フレネル数 N = 0. 1と、 ξ = 21/2に伴う減衰 sup
lZ31/2、および、実照射パワー比 0. 22を乗じ、予想される音圧振幅は、 2. ImPa である。
[0500] これに対し、超音波検出器 513の公称感度は、 66mVZPaであって、出力端子 51 5の出力電圧は 140 Vとなることが予測された力 実測した光音響信号 sの値がそ
2 の 1Z7に留まったと理由は、音響結合器 512の不完全性と考えられる。
[0501] (第 1実施例 (その 2) )
本実施例においては、音響的な結合状態の改良を目的として、音響結合器 512を 共鳴型とするために厚さ 6. 6mmのアクリル板を、超音波検出器 513と同じ径 10mm Φに成形した。音響結合器 512の一方の面は真空グリースを介して超音波検出器 5 13に装着し、他の面は音響整合用ジエルを介して生体被検部 510と接触している。
[0502] 上記の構成により前述と同様の手順で 2回測定した結果、光音響信号 s信号の測
2 定値は 150 V、及び 153 Vであり、また、光音響信号の差信号 s— sの測定値は
1 2
59nVであった。上記の測定で位相検波増幅器 514の時定数は 3秒である。これらの 測定値から、グルコース濃度 Mが 3. 4mM (61mgZdl)と求まった。
[0503] (第 1実施例 (その 3) )
上記の第 1実施例 (その 2)においては、音響結合器 512の共鳴周波数と変調周波 数 fが完全には一致していない。そこで本実施例においては、前段の光音響信号 s
2 の測定時に、先ず、発振器 503の周波数を、数％の範囲で掃引し、 2位相型の位相 検波増幅器 514を、前記 R— Θモードで動作させ、信号出力端子 515の出力が最大 となる様に、変調周波数 fを設定することにより、音響結合器 512の共鳴周波数と変 調周波数 fを完全に一致させる。
[0504] 上記以外は前記の実施例と同様の手順により、 2回の測定による光音響信号 sとし
2 て、 600 V及び、 604 Vを得た。また光音響信号の差信号 s— sの測定値は、 0
1 2
. 25 Vであった。この場合、位相検波増幅器 514の時定数は 1秒である。
以上の測定値から、グルコース濃度 Mが 3. 6mM (65mgZdl)と求まった。
[0505] 上記の、第 1実施例 (その 1)、第 1実施例 (その 2)、第 1実施例 (その 3)においては 超音波検出器 513として周波数平坦型の電歪素子 (PZT)を使用しているが、通常 型の電歪素子 (PZT)の場合でも、出力端子 515に得られる信号の振幅が最大とな る変調周波数 fを探索することにより、共鳴特性を利用した増感測定を実施可能であ り、小型化、低価格化に有効である。
[0506] (第 1実施例 (その 4) )
本実施例は、第 1の半導体レーザ光源 501と第 2の半導体レーザ光源 505の出力 する光のパワーを等しく調整する手段として、校正用検体 511を導入する場合である
[0507] 校正用検体 511の構成としては、水を封入したガラス容器あるいは生体内における 散乱を模擬する例えば、ラテックス粒子などの散乱体を分散させた水を封入する。
[0508] ここで、校正用検体 511の光を照射する面（図 9中上面）のガラスの波長え および 波長え に対する透過率の均等性を確保するためには、校正用検体 511上面に、照
2
射ビームが通る径のパイプ状の縁を設け、面に直接触れるのを防止する力、又は校 正用検体 511の使用の前に、所定の用品および手順によるクリーニングを行なうこと が有効である。
[0509] 上記のような校正用検体 511を、生体被検部 510の代わりに装着して行なう校正手 順は、以下の通りである。
[0510] 先ず、第 1の半導体レーザ光源 501の光出力を零にして、図 9に示すように、第 2の 半導体レーザ光源 505の出力する光のみを照射する。ここで、 2位相型の位相検波 増幅器 514を、前記 R— Θモードにて動作させ、この時の位相 Θを求めて固定する。 共鳴型の超音波検出による場合は、この段階で前述と同様に音響結合器 512の共 鳴周波数と変調周波数 fを一致させるために最適な変調周波数 fの探索を行なう。
[0511] さらに、第 1の半導体レーザ光源 501の出力する光を増加させつつ、位相検波増 幅器 514の出力端子 515に出力される信号が減少するのを観察し、出力端子 515に 出力される信号が減少するのにあわせて、位相検波増幅器 514の感度と時定数を切 替え、出力端子 515に得られる出力が零になった時点で、第 1の半導体レーザ光源 501の光出力を固定する。
[0512] 上記の手順により校正用検体 511を使用して、第 1の半導体レーザ光源 501の出 力する光と第 2の半導体レーザ光源 505の出力する光の相対的な強度が互いに等し ぐかつ逆位相の信号により強度変調されている状態に校正することができる。
[0513] 校正用検体 511を、生体被検部 510の代わりに装着した状態で、本実施例に係る 血液成分測定器の電源を入れる使用法を制定し、以上のシーケンスを、電源投入時 の POST (Power On Self Test)として実行することもできる。
[0514] (第 2実施例 (その 1) )
第 2実施例は照射光に向力つて逆行する方向に伝搬する音波を検出する後方伝 搬型である。第 2実施例の構成は図 10に示すように、図 9に示す血液成分濃度測定 装置の第 1実施例の構成において、音響結合器 512が合波器 509と生体被検部 51 0の間に設置され、音響結合器 512の一方の面は生体被検部 510に接し、音響結合 器 512の他方の面力も合波器 509により合波された光が入射され、この入射光は音 響結合器 512を通過して、生体被検部 510に照射されるように変更したものである。 ここで、超音波検出器 513は、音響結合器 512へ前記合波光が入射される側に設置 される。
[0515] また、第 2実施例に係る血液成分濃度測定装置の動作が前記第 1の実施例と異な るのは、図 10に示すように、合波器 509から出力される光が音響結合器 512を通過 して、生体被検部 510に照射され、生体被検部 510内で発生した光音響信号は、再 び音響結合器 512を伝搬し、超音波検出器 513により検出される点である。
[0516] 上記の構成において、音響結合器 512は、照射光が通過するので、光吸収が小さ ぐかつ、音響インピーダンスは、生体 (水）に近いことが望ましい。
[0517] 本実施例においては光吸収の少ない石英ガラスにより音響結合器 512が形成され ている。石英ガラスの音響インピーダンスは、水の 8倍であり、発生した音圧の約 1Z 5のみが、石英ガラス中の伝搬波となり、超音波検出器 513により観測される。従って 、感度の点で不利となるので、音響結合器 512自体に共鳴特性を持たせて、増感を 図ることが必須である。即ち、石英ガラスの厚さ（図でガラス中の光束の伝搬長に当た る）は 200kHzの変調周波数 fに対する音波の波長え = 27. 85mmの概略半波長の 値となる 14mmに設定されている。
[0518] 石英ガラス中の音波は、生体被検部 510から遠方では球面波と見なせるので、ここ では、超音波検出器 513は入射光束と、 150° の角をなす方角に設置されている。（ 入射光束の通過する穴のある超音波検出器を用いれば、完全に後方の 180° 方向 に置くことも可能である。 )
[0519] 本実施例の構成においては、生体被検部 510において光が照射される照射部と、 音響結合器 512において光音響信号が超音波検出器 513により検出される検出部 の間の距離 rは、音響結合器 512の大きさで決定される一定値 (今の場合 r= 14mm )に固定される。
[0520] ここで、第 1の半導体レーザ光源 501、第 2の半導体レーザ光源 505、及び超音波 検出器 513は、上記第 1実施例と同様である。さらに、安全対策のために、音響結合 器 512上に何も載っていない時には、光の照射が行われないように、検体感知スイツ チ（図 10では省略)を配備する。
[0521] 上記第 1実施例と同様に、前段の光音響信号 sの測定時に発振器 503の周波数を
2
掃引し、音響結合器 512の共鳴周波数に一致する変調周波数 fを探索する。さら〖こ、 上記第 1実施例と同様の手順により、 2回の測定により光音響信号 sとして、 200
2
及び、 206 Vを得た。また、光音響信号の差信号 s -sとしては、位相検波増幅器
1 2
514の時定数を 1秒として、 79nVが測定された。これらの測定値から、グルコース濃 度 Mが 3. 4mM (61mgZdl)と求まった。
[0522] (第 2実施例 (その 2) )
本実施例においては、音響結合器 512が低密度ポリエチレンにより形成されている 。低密度ポリエチレンは、音響インピーダンスが、水に対して 18%しか異ならず、音 波の結合には非常に優れる（圧力損失 9%未満)。しかしながら、若干の光の吸収が 存在し、また、軟らか過ぎるのも難点である。但し、柔軟性により生体との密着が良ぐ 音響整合用ジエル等の補填剤を要さない点では、優れている。ここでより剛性に富む 高密度ポリエチレンは、光を透過しな 、ため適当でな 、。
[0523] 本実施例においては、音響結合器 512の厚さは 200kHzの変調周波数 fに対する 音波の波長に概略等しい 10mmであり、前記照射部と前記検出部の距離 rも 10mm の固定値となる。
[0524] 第 2実施例 (その 1)と同様に 2回の測定により光音響信号 sとして、 300 V及び、
2
289 /z Vを得た。また光音響信号の差信号 s -sとしては、位相検波増幅器 514の 時定数を 1秒として、 117nVが測定され、これらの測定値から、グルコース濃度 Mが 3. 5mM (63mgZdl)と求まった。
[0525] ここで、低密度ポリエチレンの圧力損失が低いにもかかわらず、測定信号が増大し ないのは生体被検部 510の押圧により音響結合器 512が変形し、寸法が不安定とな り共鳴による感度向上が不十分なためである。
[0526] (第 2実施例 (その 3) )
本実施例は、第 2実施例（その 2)において、前述の校正用検体 511による校正手 段を導入した場合である。この場合、校正用検体 511において、水または、散乱体を 含む水を封入する容器の材料は、音響結合器 512の材料と同一である。
[0527] ここで光が照射される面は、校正用検体 511の図 10に示す音響結合器 512に接 する面であり、長期にわたる清澄性を確保するために、校正用検体 511の使用前に 、所定の用品と手順によるクリーニングを実施する。
[0528] 上記の校正用検体 511を、生体被検部 510の代わりに装着して行なう校正手順等 は、上記、第 1実施例 (その 4)と同様である。
[0529] (第 3実施例）
第 1実施例、第 2実施例においては、血中グルコース濃度、即ち、血糖値について の例を示した。しかしながら、血液を構成する成分としては、グルコースのほかにコレ ステロールを始めとする脂質、蛋白質、無機成分など多くの成分が含まれている。第 3実施例では、第 1実施形態に係る血液成分濃度測定装置及び血液成分濃度測定 装置制御方法をコレステロールに対して適用した例について示す。なお、本実施例 における血液成分濃度測定装置及び血液成分濃度測定装置制御方法は、後に説 明する第 2実施形態、第 3実施形態、第 4実施形態、第 5実施形態及び第 6実施形態 における実施例においても同様に適用することができる。
[0530] 図 11に波長 1200nm力ら 2500nmにわたつて、水の吸光度を示す。図 12には 16 OOnmから 2600nmにわたるコレステロールの吸光度を示す。図 12に示すスペクトル によると、コレステロール分子による吸収の明瞭な極大は、 2310nmに認められる。
[0531] ここで、波長 2310nmにおける背景（水）の吸収係数 a (b)は、図 11から 1. 19mm _1と読み取れる。そこで、 a ih) = a (b)となる波長え は、図 11の水の吸収スペクトル 力も波長 2120nm又は波長 1880nmである。これらの第 2の光源 105の波長え の
2 候補の各々について、図 12の吸収スペクトルによって、 a (b)の値を確認する。その
2
結果、コレステロール分子は、波長 2120nmでの吸収に比較して、波長 1880nmで の吸収が大きいことが分かる。吸光度差 α (0) - α
1 2 (ωは、出来るだけ大きい方が測 定容易であるので、上記の場合、第 2の光源の波長として 2120nmを選定する。以 上の結果、第 1の光源の波長を 2310nmとし、第 2の光源の波長を 2120nmとして測 定を行った。
[0532] 図 13に第 3実施例に係る血液成分濃度測定装置の構成を示す。図 13に示す血液 成分濃度測定装置の第 3実施例の構成は、照射光の方向に伝搬した光音響信号を 検出する前方伝搬型であり、図 1に示す血液成分濃度測定装置の基本構成と類似 の構成である。
[0533] 即ち、図 13に示す第 1の半導体レーザ光源 801及びレンズ 802、第 2の半導体レ 一ザ光源 805及びレンズ 806、駆動電流源 804、駆動電流源 808、 180° 移相回路 807、合波器 809、超音波検出器 813及び音響結合器 812、位相検波増幅器 814 、出力端子 815並びに発振器 803は、図 1に示す第 1の光源 101、第 2の光源 105、 駆動回路 104、駆動回路 108、 180° 移相回路 107、合波器 109、超音波検出器 1 13、位相検波増幅器 114、出力端子 115及び発振器 103とそれぞれ同様の機能を 有している。
[0534] 第 1の半導体レーザ光源 801は、駆動電流源 804により発振器 803に同期して強 度変調され、その出力光はレンズ 802により平行光束に集光され、合波器 809に入 力される。第 2の半導体レーザ光源 805も、駆動電流源 808により発振器 803に同期 して強度変調され、その出力光はレンズ 806により平行光束に集光され、合波器 80 9に入力される。
[0535] ここで、駆動電流源 808には、発振器 803の出力が 180° 移相回路 807を経由し て送信されるので、第 2の半導体レーザ光源 805の出力する光は、第 1の半導体レ 一ザ光源 801の出力する光に対して、逆位相の信号で強度変調されることになる。
[0536] 合波器 809に入力される第 1の半導体レーザ光源 801及び第 2の半導体レーザ光 源 805の各々が出力する光が合波され、 1つの光束として被検体としての生体被検 部 810に照射される。
[0537] 生体被検部 810に照射された光は生体被検部 810内に光音響信号を発生させる 。発生した光音響信号は、音響結合器 812を経て超音波検出器 813により検出され る。超音波検出器 813では、光音響信号の音圧に比例した電気信号に変換される。
[0538] 電気信号に変換された信号は、発振器 803に同期した位相検波増幅器 814によつ て、同期検波増幅され、濾波された後に、出力端子 815に出力される。
[0539] 第 1の半導体レーザ光源 801の波長は 2310nmに設定され、第 2の半導体レーザ 光源 805の波長は 2120nmに設定されている。また、発振器 803の発振周波数、即 ち、変調周波数 fは、 =k a (b) = 21/2となるように、 207kHzに設定されている。
[0540] 第 1の半導体レーザ光源 801の光出力は 5mW、第 2の半導体レーザ光源 805の 光出力も 5mWである。
[0541] 生体被検部 810に照射される光のビーム径は、生体被検部 810の照射部から検出 部までの距離 rを 10mmとして、フレネル数 Nが 0. 1となるように w = 2. 7mmと設定
0
されている。
[0542] 上記の状態において、第 1の半導体レーザ光源 801と第 2の半導体レーザ光源 80 5の出力が合波された光の生体被検部 810の皮膚への照射強度は、 0. 44mW/m m2であり、最大許容値の 2分の 1以下の安全なレベルである。しかし、外部への漏洩 を考慮して合波器 809及び生体被検部 810を覆う遮光フード (不図示)を設置するこ とが好ましい。
[0543] 超音波検出器 813は、電界効果トランジスタ (FET)増幅器を内蔵する周波数平坦 型電歪素子 (PZT)である。音響結合器 812として音響整合用ジエルを用いた。
[0544] 上記の構成の図 13において、まず、第 1の半導体レーザ光源 801の光出力を零と して第 2の半導体レーザ光源 805の出力光のみを照射した場合、時定数を 0. 1秒に 設定した位相検波増幅器 814の出力端子 815には、光音響信号 sに対応する電気
2
信号として、 Vr=40 μ Vの電圧が得られた。
[0545] 位相検波増幅器 814に入力される発振器 803からの同期信号と、超音波検出器 8 13により検出され電気信号に変換された信号との位相差 Θは、光が照射される生体 被検部 810の照射部と音響結合器 812と接触する生体被検部 810の接触部との間 の距離!:、及び変調周波数 fによって変化するため、測定の度に最適な位相調整が 必要である。このような位相調整には、信号振幅の大きい光音響信号 S
2を位相基準と して測定することによって実施するのが有効である。
[0546] 2位相型の位相検波増幅器の場合は、常に自動的に位相差 Θを追尾する機能を 持たせることができ、この機能を利用すると位相差を自動調整することができる。つま り、未知の位相と振幅を測定する R— Θモードにすると、光音響信号 sの位相と振幅
2
を測定し、この位相を用いて、位相が既知の場合にノイズ抑圧比が 3dB改善した状 態で振幅を測定できる X測定モードにより、前述の光音響信号の差信号 s - s
1 2の測 定を行なう。
[0547] 次に、第 1の半導体レーザ光源 801を発光させると、出力端子 815には、光音響信 号の差信号 s - sに対応する電気信号 Vdとして約 10nVの出力を得た。続いて、再
1 2
度、第 1の半導体レーザ光源 801の光出力を零として、位相検波増幅器 814の感度 と時定数を元に戻して、光音響信号 sの測定を行ったところ、 Vr = 42 Vの出力が
2
得られた。これら前後 2回の Vrの平均により、 Vr = 41 μ Vとなった。
[0548] 上記のように、光音響信号の差信号 s - sの測定の前後に、光音響信号 sに対応
1 2 2 する信号である Vrの測定を 2回行なうのが望ましい。上記の手順によって、差信号 s - sの測定中に、被験者の指先の押圧力の変化による距離 rの変動、及び光照射に
2
よる局所的な温度変化等に由来する未知乗数 cのドリフトを補正することができた。
[0549] 上記の測定系を用い、生体被検部におけるコレステロール由来の光音響信号を超 音波検出器により測定したところ、光音響信号の差信号 s - sとして数百 nVの出力
1 2
値を得ることができた。
[0550] ここでは、生体の血液成分濃度測定装置及び生体の血液成分濃度測定装置制御 方法について説明したが、生体に代えて液体を対象とした場合も同様である。即ち、 本実施例に係る液体成分濃度測定装置および液体成分濃度測定装置制御方法は 、上記本実施形態の基礎となる直接光音響法の説明と、数式 (4)に示した成分濃度 算出方法から容易に知られる通り、生体以外の測定対象に対しても実施できる。この 場合、一般に液体に対しては等しい吸収係数を有し、対象物質に対し吸収係数が異 なる 2つの波長を用いれば、液体の吸収に掩蔽されることなぐ液体中の成分の検出 が行なえる。さらに、前述の実施形態や実施例の構成において、生体被検部に代え て果物をおけば、果実糖度計として機能する。これは、果実の甘さ成分である蔗糖や 果糖は、血糖成分であるグルコースと類似の波長に吸収を有するからである、このよ うに本実施形態の精神を逸脱しな!ヽ範囲で、本実施形態に係る測定装置及び測定 装置制御方法を様々の対象に適用できることは言うまで無い。
[0551] (第 4実施例）
図 58に第 4実施例に係る血液成分濃度測定装置の構成を示す。第 4実施例は、第 1実施例 (その 1)から (その 4)で説明した血液成分濃度測定装置に接触温度計 138 をさらに導入した場合である。
[0552] 図 58で示した構成において第 1の光源 101の波長を、 1608nmに設定し、一方、 第 2の光源 105の波長は、 1381nmに設定した力 これら波長値は、図 7に示した水 温 39°Cにおける水の吸光度に基づいている。この基準温度 39°Cは、体温としては 平熱よりも高い値であり、また厳密には被験者の体温すなわち生体被検部 110の温 度に応じて、上記レーザ光源の波長の設定を変える必要がある。何故ならば、水の 光吸収特性は水温に依存して変化するからである。
[0553] 力かる水温に依存する水の吸光度を、図 58に示す。図 54は、水温をパラメータとし、 25°Cから 55°Cまで 5°C刻みの水温について、波長 1450nm近傍に極大を持つ水の 吸収バンドの吸光度を示している。該図 58に徴するに、水の吸収バンドは水温の上 昇とともに、短波長方向にシフトし、それに伴い、短波長側の吸収は増大する一方、 長波長側の吸収は減少する。
[0554] 力かる性質を詳細に見るために、一定の波長における水の吸光度の温度変化を示 すと、図 59を得る。長波長側の上記第 1の光源 101の波長 1608nmにおいて、水の 吸光度は温度に対し 1. 366 X 10_3mm_1Z°Cの割合で減少している。一方、短波 長側の上記第 2の光源 105の波長 1381nmにおいては、水の吸光度は 1. 596 X 1 0_3mm_1Z°Cの割合で増加する。
[0555] この結果、上記 2波長間の吸光度の差は 2. 962 X 10"3mm"V°C,比吸光度では 1. 001 X 10_2Z°Cの割合で、温度に対して減少する。この変化率に、 1608nmに おけるグルコースの比吸光度値 0. 114M—1を用いると、体温の上記基準温度からの 偏差 1Z°C当たり、グルコース濃度 Mにして 87. 78mM (1581mgZdl)の過小評価 が生ずることが分かる。
[0556] この誤差への対策として、生体被検部 110の光照射側に、接触温度計 138を設置し 、光照射部近傍の局所的体温を計測し、この測温値力 上記基準温度を減じた温度 差に上記補正係数 158 lmgZdlZ°Cを乗じた値を、上数式 (4)によるダルコース濃 度 Mの算定値に加算する。該接触温度計 138を光照射側に設置する理由は、上記 補正に関与するのは、光の吸収が生ずる生体被検部の照射側表面の温度だからで ある。これを例えば、超音波検出器 113側に接触する側の生体表面の温度で代用し たとすると、該超音波検出器 113との不可避の熱接触により変化を蒙った体表温度 を用いることになり、大きな誤差を招く虞がある。
[0557] また、図 57に示す血液成分濃度測定装置において校正用検体を用いる場合、前 記表面体温計測に基づく補正は、以下のように行えば良い。図 60に、図 57に示す 血液成分濃度測定装置にさらに校正用検体を適用した実施例を示す。
[0558] 該校正用検体 141内の液温を計測する温度計 143を、校正用検体 141に装着す る。上記手順において、出力端子 115からの光音響信号出力が零になり、駆動回路 104の出力を固定した時点での、該温度計の読みを校正温度として記録する。爾後 の生体被検部 110に対する測定においては、前記実施例に示した補正算法の基準 温度の代わりに該校正温度を用いて、補正を行う。すなわち、接触温度計 138により 、光照射部近傍の局所的体温を計測し、この測温値力 上記校正温度を減じた温度 差に前記補正係数 158 lmgZdlZ°Cを乗じた値を、上数式 (4)によるグルコース濃 度 Mの算定値に加算すればょ 、。
[0559] 該校正用検体 141に、液温を一定に保つ恒温手段（図 60では省略)を設置する場 合、生体被検部 110に対する測定時に、校正用検体 141に設置した温度計 143お よび該生体被検部 110の接触温度計 138を同時に動作させ、その読みの差から上 記温度差を求めることもできる。特にこの場合、温度計 143および接触温度計 138を 同種の温度計とすれば、例えばブリッジ回路を用いて、両者の出力値の差を高精度 に読み取る平衡構成ができる。かかる平衡構成では、温度計 143および接触温度計 138に絶対温度の確度が要求されないので、サーミスタの如き簡易な測温体を用い て実施することができる。
[0560] (第 5実施例）
図 61に第 5実施例に係る血液成分濃度測定装置の構成を示す。第 5実施例は、第 2実施例 (その 1)から (その 3)で説明した血液成分濃度測定装置に接触温度計 138 をさらに導入した場合である。
[0561] 本実施例においては、前記表面体温計測に基づく補正のための接触温度計 138 は、上記音響結合器 142の生体被検部 110に接する面に埋め込むのが良い。この 場合、望ましくは、上記音響結合器 142の音響インピーダンスに近似する音響インピ 一ダンスを持つ接触温度計 138を用いるのが良い。これは、該接触温度計 138によ つて、該音響結合器 142内の超音波の伝搬が乱されることを抑制するためである。爾 後、該接触温度計 138により計測した表面体温値に基づく補正は、前記第 4実施例 と同一の算法によって行う。また、校正用検体 141を、生体被検部 110の代わりに装 着して行う校正手順、また前記接触温度計 138による表面体温計測に基づく補正等 も、上記、第 4実施例に準ずて行えばよい。
[0562] (第 2実施形態）
第 2実施形態に係る血液成分濃度測定装置を図 14、図 15に示す。図 14、図 15〖こ おいて、 100は発振器、 101は第 1の光源、 102は駆動回路、 103は発振器、 105は 第 2の光源、 116は駆動回路、 106は第 3の光源、 117は駆動回路、 118は分周器、 119は 180° 移相器、 120は合成器、 111は生体被検部、 121は超音波検出器、 1 22はフィルタ、 123は同期検波増幅器、 124は光音響信号出力端子である。発振器 103、駆動回路 102及び第 1の光源 101で光出射手段としての第 1の照射部を、発 振器 103、 180° 移相器 119、駆動回路 116及び第 2の光源 105で光出射手段とし ての第 2の照射部を、発振器 100、駆動回路 117及び第 3の光源 106で第 2の光出 射手段としての第 3の照射部を構成する。超音波検出器 121及びフィルタ 122で音 波検出手段を構成する。
[0563] 図 14において、発振器 103は、一定周波数で発振し、第 1の光源 101及び第 2の 光源 105を強度変調する周波数を決定することになる。発振器 100は、断続的に発 振する発振器であって、第 3の光源 106を強度変調する周期を決定することになる。 発振は一定周波数で発振してもよいし、不定期な発振でもよぐ前述の発振器 103 の一定周波数の繰り返し間隔よりも長い間隔で断続的に発振すれば足りる。その結 果、該第 3の光源 106は、上記第 1の光源 101、第 2の光源 105に対して、発光の繰 り返し間隔が長ぐ光音響信号が生じない程度に変調されるように構成されている。
[0564] 第 1の光源 101、第 2の光源 105及び第 3の光源 106を同じ発振器で強度変調す る構成としてもよい。例えば、図 15において、発振器 103は、一定周波数で発振し、 第 1の光源 101、第 2の光源 105及び第 3の光源 106を強度変調する周波数を決定 することになる。発振器 103からの信号を分周器 118で分周することにより、第 3の光 源 106は、第 1の光源 101及び第 2の光源 105を強度変調する一定の周波数の繰り 返し間隔よりも長い間隔で周期的に発振することになる。
[0565] 第 3の光源の発振周波数の決定を除いて、図 14と図 15では同じ機能、作用を奏す るため、図 14を用いて説明する。図 14において、発振器 103からの信号は駆動回路 102に入力され、駆動回路 102は第 1の光源 101を駆動する。また、発振器 103から の信号は 180° 移相器 119に入力され、反転される。反転された信号は駆動回路 1 16に入力され、駆動回路 116は第 2の光源 105を駆動する。第 1の光源 101と第 2の 光源 105とは変調周波数が同じで、互いに逆相で強度変調されることになる。
[0566] 第 1の光源 101、第 2の光源 105、第 3の光源 106は各々駆動回路 102、駆動回路 116、駆動回路 117に駆動され、各々所定の波長で、かつ変調された光を出力する 。合成器 120は第 1の光源 101からの光のビームと第 2の光源 105からの光のビーム とを合成し、被検体としての生体被検部 111に照射する。第 3の光源 106からの光の ビームも合成する構成にすると、生体被検部 111に光を集中させることができるため 、効率的に光音響信号を発生させることができる。なお、第 1の光源 101からの光の ビーム、第 2の光源 105からの光のビーム及び第 3の光源 106からの光のビームを合 成することは、本実施形態において適用する他、第 1実施形態、並びに後に説明す る第 3実施形態、第 4実施形態、第 5実施形態及び第 6実施形態においても適用する ことができる。
[0567] 超音波検出器 121は、生体被検部 111に対して、合成器 120からの合波光および 第 3の光源 106の出力光が照射される面と反対側の面に接して設置される。超音波 検出器 121は、生体被検部 111で発生した音波、すなわち光音響信号を受信し、音 圧に比例した電気信号に変換し、出力する。フィルタ 122は発振器 103の発振周波 数と同じ周波数の信号を通過させ、同期検波増幅器 123はフィルタ 122から入力さ れる信号を、同期信号入力端子力 入力される同期信号により同期検波し、同期検 波した超音波の振幅を光音響信号出力端子 124へ出力する。同期検波増幅するこ とにより、光音響信号力も高感度に超音波の振幅を検出することができる。なお、同 期検波増幅器 123により同期検波増幅することは、本実施形態において適用する他 、第 1実施形態、並びに後に説明する第 3実施形態、第 4実施形態、第 5実施形態及 び第 6実施形態においても適用することができる。
[0568] ここで、第 1の光源 101の出力する光の波長をえ 、第 2の光源 105の出力する光の 波長をえ 、第 3の光源 106の出力する光の波長をえ と定義する。波長え 3の光の生
2 3
体への照射によって、血液密度が大きい部位にのみ吸収が生じ、光一熱変換により 温度が上昇する。例えば、光 CT法においては、およそ波長 800nm程度の光が用い られる力 測定においては、生体内部の温度が 0. 1°C程度変化することが報告され ており、またこの程度の温度上昇では人体に害がないことが知られている。さて、断 続的な光照射によって生ずる音圧 Pは以下のように表せる。
[数 14]
P = /
2Cp
[0569] ここで、 Iは照射光強度、 βは熱膨張係数、 cは音速、 Cpは比熱である。上記、パラ メータの内、 β、 cのみが温度に依存する。熱膨張係数 j8は 1°C当たり 3%変化する ため、 0. 1°Cの温度変化によって、数式（14)に従えば、光音響信号は約 0. 3%変 ィ匕することになる。グルコースの変化量 5mgZdLによる光音響信号の変化が 0. 017 %であるから、それに比し、 20倍の信号の変化を生じうる。波長え の光の同時照射
3
による温度上昇が、血液密度の高 、部位にぉ 、て発生した光音響信号の増加をも たらす。
[0570] 次に、本実施形態による血液成分算定方法を以下に式を用いて述べる。波長 λ 、 λ の各々に対して、主に水の背景による吸収係数 a (b)、 a (b)及び血液成分のモ
2 1 2
ル吸収係数 α (0 a ()を知る時、各波長における光音響信号測定値 s、 sを含む
1 2 1 2 連立方程式、数式（1)を解いて、濃度 Mを求める。
[0571] ここで、 Cは、変化し制御或は予想困難な係数、即ち、音響結合、超音波検出器の 感度、照射部から接触部の距離!:、比熱、熱膨張係数、音速、並びに変調周波数、 更に、吸収係数にも依存する未知乗数である。数式（1)において、 Cを消去すると、 数式 (4)となり、光音響信号 s、および既知の吸収係数 αより濃度 Mを求めることがで きる。但し、数式（1)は、波長え 、 λ の各々に対して、主に水の背景による吸収係
1 2
数 a (b)と a (b)がほぼ等しいことを前提にしている。また、 s という性質を用いて
1 2 1 2
いる。
[0572] さて、本実施形態に係る方法では、血液部分と表皮、細胞、脂肪などの組織部分 での水の音響発生量に差異があることから、数式（1)を次のように書き換える。
[数 15]
Cb (a[b) + M )） + Ct [b^ = Sl
Cb + Μ 0)) + Ct ^ = s2
[0573] ここで、 Cは血液における未知係数、 Cは表皮、細胞、脂肪などの組織における未 b t
知係数である。波長え 3の光の同時照射による温度変化により、血液密度の高い部 位において発生した光音響信号を増幅する。この増幅率を Aとすれば、数式（15)は [数 16]
ACb [b) +M [0)) + Cta[b) =s1+
ACb( ( 2 b) +M ( 2 0)) + Ct ( 2 b) = S2+ と書き換えられる。
[0574] 数式（ 16)の両式から数式（ 15)の差分をとれば、
[数 17] (A一 l)( [b) + M [0) ) = S1+ -S1=AS1
(^-1)«) + )) = S2+ -S2=AS2 となり、非血液部位である組織力 の水の光音響信号を除去される。
[0575] ここで、数式（17)において、（A—1)を消去すると、
[数 18]
M 丄 - Δ^) a[b Δ^ -Δ52
As2a[0) -ASl 0) 一 a[0)一 i0) Δ となり、数式 (4)と同様に差分音響信号 As、および既知の吸収係数 αより濃度 Mを 求めることができる。但し、数式（18)は、波長え 、 λ の各々に対して、主に水の背
1 2
景による吸収係数 a
1 (b)と a
2 (b)がほぼ等しいことを前提にしている。また、 As = As
1 2 という性質を用いている。
[0576] ここで、血液成分の分離による成分濃度算出の精度向上だけではなぐ元来ダルコ ースの存在が無視し得るほど少なぐまた全体に占める光音響信号の発生量が大き い非血液組織からの背景信号が除去できる点にある。従って、従来法に比べ、組織 内温度変化等が予測される背景雑音が、本方式では測定結果に影響を与えな 、利 点を有する。
[0577] 図 16は本実施形態による血液成分算定方法を示した図である。図 15を参照しつ つ、本実施形態における測定手順を詳述する。前記第 1の光源 101は、発振器 103 力も駆動回路 102を介して強度変調され、図 16の上段に示すような波長え の第 1の 光源の出力波形 194の光を出力する。一方、前記第 2の光源 105は、第 1の光源 10 1に同期して強度変調される。第 2の光源 105は前記 180° 移相器 119により、上記 第 1の光源 101に対して、逆相に変調される結果、図 16の中段に示すような波長え
2 の第 2の光源の出力波形 195の光を出力する。上記第 3の光源 106は、発振器 103 の発振周波数が分周器 118により分周された周波数で、かつ発振器 103に同期して 強度変調され、図 16の下段に示すような波長え の第 3の光源の出力波形 196の光
3
を出力する。 [0578] 図 17は本実施形態によって測定される光音響信号を示した図である。図 15を参照 しつつ、本実施形態によって測定される光音響信号について説明する。波長を異に する 2つの光のビームは、合成器 120により合成され、生体被検部 111に照射される 。ここで、各光は、独立に音波を発生するものと考える。音波についての線形の重畳 は、 Helmholtz方程式の線形性より既に保証されているからである。従って、図 17第 1段に示すような第 1の光源 (波長え ）による光音響信号 197、及び図 17第 2段に示 すような第 2の光源 (波長え ）による光音響信号 198が発生する。更に図 17第 3段に
2
示すような第 3の光源 (波長え ）による温度変化 199が生ずるため、超音波検出器 1
3
21に音圧として検出され、フィルタ 122を通過した光音響信号の総和 200は図 17第 4段に示すような変調を受けている。
[0579] 検出された光音響信号の総和 200における第 1ピーク値と第 2ピーク値の差から Δ s : 208が得られる。また、第 1谷値と第 2谷値の差から A s : 209が得られ、数式（17
1 2
)から、成分濃度 Mを算出できる。若しくは、温度上昇時の信号振幅は As 1— Asに
1 2 対応し、温度下降時の信号振幅は s - sに対応することから、両者の差をとることで、
1 2
A s—A sを得ることができる。あるいは、信号 A s、 A sを得るために、波長え また
1 2 1 2 1 はえ 2の光のみの照射下で、光音響信号を測定する方法もある。この場合、第 1の光 源 101の波形を保ったまま、第 2の光源 105の出力を零とする。これは、合成器 120 の入力部の前に、第 1の光源 101若しくは第 2の光源 105の出力光を機械的なシャツ ターで遮る、又は、駆動回路 102若しくは駆動回路 116の出力を第 1の光源 101若し くは第 2の光源 105の発振閾値以下に落とすことにより実現できる。
[0580] 以上説明したように、第 1の光源及び第 2の光源に対して、血液成分として血液の みに存在するヘモグロビンが特徴的な吸収を呈する波長を有する第 3の光源を追カロ し、且つ光音響信号が生じない程度の変調周波数を用い、測定を行えば、血液の吸 収による血液密度が高い領域における温度上昇が生じ、音速の変化から生じる光音 響信号は増大する。この結果、光音響信号の変化は即ち、血液の温度変化に対応し ており、血液部位で発生する光音響信号を増大させることができる。従って、生体に 直接的に圧力を与えず、かっ血液部位のみに単独に温度変化を生じさせることがで きるため、血液部位を効果的に判別することができる。本実施形態は、このように血 液部位と非血液部位の分離を非侵襲に再現できる手法である。
[0581] ここでは、生体の血液成分濃度測定装置及び生体の血液成分濃度測定装置制御 方法について説明したが、生体に代えて液体を対象とした場合も同様である。即ち、 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置および血液成分濃度測定装置制御方法 は、生体以外の測定対象に対しても実施できる。この場合、一般に液体に対しては 等しい吸収係数を有し、対象物質に対し吸収係数が異なる 2つの波長を用いれば、 液体の吸収に掩蔽されることなぐ液体中の成分の検出が行える。さらに、前述の実 施形態や実施例の構成において、生体被検部に代えて果物をおけば、果実糖度計 として機能する。これは、果実の甘さ成分である蔗糖や果糖は、血糖成分であるダル コースと類似の波長に吸収を有するからである、このように本実施形態の精神を逸脱 しな!/、範囲で、本実施形態に係る測定装置及び測定装置制御方法を様々の対象に 適用できることは言うまで無い。
(実施例）
[0582] ここで、第 2実施形態における具体的な実施例について説明する。
[0583] (第 1実施例）
図 18に第 1実施例に係る血液成分濃度測定装置及び血液成分濃度測定装置制 御方法の構成を示す。図 18において、 523は第 1の半導体レーザ光源、 524は駆動 電流源、 525は発振器、 526はレンズ、 527は第 2の半導体レーザ光源、 528は駆動 電流源、 529は 180° 移相器、 530はレンズ、 531は合成器、 532は第 3の半導体レ 一ザ光源、 533は駆動電流源、 534は分周器、 535はレンズ、 536は合成器、 537 は生体被検部、 516は音響レンズ、 517は音響整合器、 518は超音波検出器、 519 は高域通過フィルタ、 520は同期検波増幅器、 521は光音響信号出力端子、 522は 温度計測器である。
[0584] 図 18において、発振器 525は一定周波数で発振し、第 1の半導体レーザ光源 523 及び第 2の半導体レーザ光源 527を強度変調する周波数を決定することになる。発 振器 525からの信号を分周器 534で分周することにより、第 3の半導体レーザ光源 5 32は、第 1の半導体レーザ光源 523及び第 2の半導体レーザ光源 527を強度変調 する一定の周波数の繰り返し間隔よりも長い間隔で周期的に発振することになる。 [0585] 発振器 525からの信号は駆動電流源 524に入力され、駆動電流源 524は第 1の半 導体レーザ光源 523を駆動する。また、発振器 525からの信号は 180° 移相器 529 に入力され、反転される。反転された信号は駆動電流源 528に入力され、駆動電流 源 528は第 2の半導体レーザ光源 527を駆動する。第 1の半導体レーザ光源 523と 第 2の半導体レーザ光源 527とは変調周波数が同じで、互いに逆相で強度変調され ることになる。
[0586] 第 1の半導体レーザ光源 523、第 2の半導体レーザ光源 527、第 3の半導体レーザ 光源 532は各々駆動電流源 524、駆動電流源 528、駆動電流源 533に駆動され、 各々所定の波長で、かつ変調された光を出力する。第 1の半導体レーザ光源 523か らの光はレンズ 526でビームに変換され、第 2の半導体レーザ光源 527からの光はレ ンズ 530でビームに変換され、合成器 531で 1つのビームに合成される。第 3の半導 体レーザ光源 532からの光はレンズ 535でビームに変換され、合成器 536で合成器 531からのビームにさらに合成される。合成されたビームは、被検体としての生体被 検部 537に照射される。なお、前述したように、第 1の光源 523からの光のビーム、第 2の光源 527からの光のビーム及び第 3の半導体レーザ光源 532からの光のビーム を合成することは、本実施例において適用する他、第 1実施形態、並びに後に説明 する第 3実施形態、第 4実施形態、第 5実施形態及び第 6実施形態においても適用 することができる。
[0587] 合成器 536の出力光が照射される生体被検部 537の近傍に温度計測器 522が設 置され、第 3の半導体レーザ光源 532の光によって生ずる生体被検部 537の温度変 化が検出され、温度計測器 522の出力を駆動電流源 533の制御端子に入力して、 生体被検部 537の温度変化が所望の値となるように駆動電流源 533の駆動電流を 調整する。
[0588] 合成器 536からの光のビームが照射される生体被検部 537の面の反対側の面に 接して、音響レンズ 516、音響整合器 517及び超音波検出器 518が設置される。音 響レンズ 516は、生体被検部 537の中に発生する音波すなわち光音響信号を収束 し、音響整合器 517を介して、超音波検出器 518へ効率よく伝達する。音響整合器 5 17は音響レンズ 516と超音波検出器 518の間の光音響信号の伝達効率を高める。 超音波検出器 518は、生体被検部 537で発生した光音響信号を受信し、音圧に比 例した電気信号に変換し、出力する。高域通過フィルタ 519は発振器 525の発振周 波数と同じ周波数の信号を通過させ、同期検波増幅器 520は高域通過フィルタ 519 から入力される信号を、同期信号入力端子力 入力される同期信号により同期検波 し、同期検波した光音響信号の振幅を光音響信号出力端子 521へ出力する。
[0589] 上記構成において第 1の半導体レーザ光源 523の波長を 1380nmとし、第 2の半 導体レーザ光源 527の波長を 1608nmとし、第 3の半導体レーザ光源 532の波長を 800nmとした。また、第 1の半導体レーザ光源 523および第 2の半導体レーザ光源 5 27は 200kHzの変調周波数で強度変調した。人体に害を及ぼさな 、温度上昇 2°C 以下である。従って、初期温度 37°Cとした時の最大許容温度は 39°Cである。例えば 、生体内に 0. 1〜0. 2°Cの温度変調が起こるように、生体糸且織の熱拡散定数を考慮 し、第 3の半導体レーザ光源 532の変調周波数を 100Hz以下に分周器の分周率を 設定するが、所望の温度変化を生じさせる変調周波数は光源の波長およびビーム径 に依存するため、温度計測器や光音響信号の強度を見つつ、光源出力等を含めた 調整が必要である。但し、最も測定時間を短くするには、第 3の半導体レーザ光源 53 2の出力光は、第 1の半導体レーザ光源 523および第 2の半導体レーザ光源 527の 出力光と同軸上に合わせ、ビーム径も同程度となるようにレンズ 535を選択、調整す ることが効果的である。以上を考慮して、それぞれの光源出力は 5mWに設定した。 レンズ 526、レンズ 530、レンズ 535を調整し、ビーム径をそれぞれ 3mmと設定した。 なお、第 1の半導体レーザ光源 523および第 2の半導体レーザ光源 527のビーム径 を同程度とすることは、本実施形態において適用する他、第 1実施形態、並びに後に 説明する第 3実施形態、第 4実施形態、第 5実施形態及び第 6実施形態においても 適用することができる。
[0590] 光を生体被検部 537に照射することで生じる生体力 の光音響信号は音響レンズ 5 16、音響整合器 517を介して超音波検出器 518に到達する。超音波を超音波検出 器 518の中央部に収束させる音響レンズ 516は、生体組織と音響インピーダンスが 近い部材を用い、例えばシリコーンを用いて作製した。また、光音響整合器 517の部 材は音響レンズ 516の部材と超音波検出器 518の部材のほぼ中間の音響インピー ダンスを有している部材、例えばアクリルを用いて作製した。超音波検出器 518は、 第 1の半導体レーザ光源 523、第 2の半導体レーザ光源 527の変調周波数と同程度 の固有振動数を持つように設計された圧電素子、若しくはコンデンサマイクロフォン である。光音響信号は超音波検出器 518で電気信号に変換され、同期検波増幅器 520で超音波の振幅が検出される。
[0591] 第 1の半導体レーザ光源 523を遮った時、即ち第 2の半導体レーザ光源 527のみ の場合、同期検波増幅器 520の出力レベルは 20 /z V程度であった。第 3の半導体レ 一ザ光源 532を遮り、第 1の半導体レーザ光源 523および第 2の半導体レーザ光源 527を同時に照射した場合、同期検波増幅器 520の出力レベルは 5nV程度であつ た。更に第 3の半導体レーザ光源 532を追加し、温度変調しつつ、信号を検出した。 温度上昇時の得られた同期検波増幅器 520の出力レベルは 5. 37nVであった。ま た、温度下降時に得られた同期検波増幅器 520の出力レベルは 5. 33nVであった。
[0592] 両者の差力 数式（18)における Δ s — Δ sは 42. lpVとなる。また、 Δ sは温度
1 2 2 上昇時の谷値と温度下降時の谷値の差を、例えば、オシロスコープ等で読むことで 求まり、 60. 3nVであった。以上から、数式（18)を用いて、既知の 1608nmにおける 比吸光度値 0. 114M—1を用いて、グルコース濃度 Mが 3mM (50mgZdL)と求まつ た。
[0593] 以上の実施例において説明した血液成分濃度測定では、生体被検部 537に対し て、光を照射する面と反対側の面で光音響信号を測定する前方伝搬型である。これ に対して、生体被検部 537に対して、光を照射する面と同じ面で光音響信号を測定 する後方伝搬型の構成も可能であり、動作は上記の前方伝搬型と同様である。
[0594] ここでは、生体の血液成分濃度測定装置及び生体の血液成分濃度測定装置制御 方法について説明したが、生体に代えて液体を対象とした場合も同様である。即ち、 本実施形態の血液成分濃度測定装置および血液成分濃度測定装置制御方法は、 生体以外の測定対象に対しても実施できる。この場合、一般に溶媒に対しては等し い吸収係数を有し、液体成分に対し吸収係数が異なる 2つの波長を用いれば、溶媒 の吸収に掩蔽されることなぐ液体成分の検出が行える。
[0595] (第 2実施例） 図 19に本実施形態に係る血液成分濃度測定装置及び血液成分濃度測定装置制 御方法の発明を液体成分分析に用いた実施例を示す。液体試料の例を挙げれば、 糖類を添加した液状食品若しくは飲料品である。図 19において、 701は第 1の半導 体レーザ光源、 702は駆動電流源、 703は発振器、 704はレンズ、 705は第 2の半導 体レーザ光源、 706は駆動電流源、 707は 180° 移相器、 708はレンズ、 709は合 成器、 710は第 3の半導体レーザ光源、 711は駆動電流源、 712は分周器、 713は レンズ、 714ίま合成器、 715ίま液体試料、 716ίま試料セノレ、 717ίま音響整合器、 71 8は超音波検出器、 719は高域通過フィルタ、 720は同期検波増幅器、 721は光音 響信号出力端子、 722は温度計測器である。
[0596] 重複を避けるため、図 18に示す血液成分濃度測定装置及び血液成分濃度測定装 置制御方法の実施例と異なる部分を中心に説明する。
[0597] 合成器 714により合成された合成光は液体試料 715へ照射される。合成器 714の 出力光が照射される部分の近傍の試料セル 716に温度計測器 722が設置され、温 度計測器 722の出力端子は信号線により駆動電流源 711の制御端子に接続されて いる。温度計測器 722は液体試料 715の温度を計測して、測定結果を電気信号とし て出力端子へ出力する機能を有する。
[0598] 合成器 714の出力光が照射される試料セル 716の面の反対側の面に接して、音響 整合器 717が設置される。音響整合器 717を介して、超音波検出器 718が設置され る。音響整合器 717は試料セル 716と超音波検出器 718の間の光音響信号の伝達 効率を高める機能を有する。
[0599] 本実施例において、測定対象は脂肪分と水分が混合された食品溶液中に含まれる 糖分濃度である。 2種類の混合溶液の脂肪分のみに含有される糖分濃度のみを測 定するため、図 19において、第 1の半導体レーザ光源 701の波長を 1380nmとし、 第 2の半導体レーザ光源 705の波長を 1608nmとし、第 3の半導体レーザ光源 710 の波長を脂肪分が顕著に吸収を呈する 1710nmとした。
[0600] 第 1の半導体レーザ光源 701及び第 2の半導体レーザ光源 705の変調周波数を 2 00kHzとした。液体の熱拡散定数を考慮し、液体内に 0. 1〜0. 2°Cの温度変調が 起こるように分周器 712の分周比を設定して、第 3の半導体レーザ光源 710の変調 周波数を 100Hz以下とした。実際には、所望の温度変化を生じさせる変調周波数は 光源の波長及びビーム径に依存するため、温度計測器 722の測定する温度や光音 響信号の強度を見つつ、光源出力を含めた調整を行った。
[0601] 測定時間を短くするには、第 3の半導体レーザ光源 710の出力光は、第 1の半導体 レーザ光源 701及び第 2の半導体レーザ光源 705の出力光と同軸上に合わせ、ビー ム径も同程度となるようにレンズ 713を選択、調整することが効果的である。
[0602] 以上を考慮して、第 1の半導体レーザ光源 701、第 2の半導体レーザ光源 705及 び第 3の半導体レーザ光源 710の光源出力はそれぞれ 12mWとした。また、レンズ 7 04、レンズ 708及びレンズ 713を調整し、第 1の半導体レーザ光源 701、第 2の半導 体レーザ光源 705及び第 3の半導体レーザ光源 710のビーム径をそれぞれ 4mmと した。
[0603] 第 1の半導体レーザ光源 701、第 2の半導体レーザ光源 705及び第 3の半導体レ 一ザ光源 710からの照射光を液体試料 715に照射すると、液体試料 715で生じる音 波すなわち光音響信号は試料セル 716、音響整合器 717を介して超音波検出器 71 8に到達する。音響整合器 717の部材は、試料セル 716の部材、例えばガラスと、超 音波検出器 718の部材、例えばセラミックスとの中間の音響インピーダンスを有して V、る部材、例えばアルミニウムを用いて作製した。
[0604] 試料セル 716と音響整合器 717との間、及び音響整合器 717と超音波検出器 718 との間に音響整合剤を塗布し、空気層の介在による反射の影響を低減した。超音波 検出器 718は、第 1の半導体レーザ光源 701及び第 2の半導体レーザ光源 705の変 調周波数と同程度の固有振動数を持つように設計された圧電素子又はコンデンサマ イク口フォンである。光音響信号は超音波検出器 718で電気信号に変換され、高域 通過フィルタ 719を通過する。このときに、 200kHz近傍では減衰せず、 1kHzで 20d B以上減衰するように遮断周波数及び時定数を設定した。
[0605] 高域通過フィルタ 719から出力した電気信号は、同期検波増幅器 720で検出され る。第 1の半導体レーザ光源 701の出力を遮ったとき、即ち、第 2の半導体レーザ光 源 705のみの場合の同期検波増幅器 720の出力は、 120 V程度であった。第 3の 半導体レーザ光源 710の出力を遮り、第 1の半導体レーザ光源 701及び第 2の半導 体レーザ光源 705を同時に照射した場合、得られた同期検波増幅器 720の出力は、 12nVp—p程度であった。さらに、第 3の半導体レーザ光源 710を追加し、温度変調 した。温度上昇時に得られた同期検波増幅器 720の出力は、 4. Vp— pであつ た。また、温度下降時に得られた同期検波増幅器 720の出力は、 4. Vp— pで あった。両者の差から数式（18)において、 A s - A sは 30nVであった。
1 2
[0606] Δ sは温度上昇時の谷値と温度下降時の谷値の差を、例えば、オシロスコープ等
2
で読むことにより求まる。本実施例では 5. 4 Vであった。
[0607] これらの結果、数式（18)を用いて、既知の 1608nmの波長における比吸光度値 0 . 114M—1を用いると、グルコース濃度 Mは 45mM (750mgZdL)と求まった。
[0608] 以上の実施例において説明した液体成分濃度測定では、液体試料 715に対して、 光を照射する面と反対側の面で光音響信号を測定する前方伝搬型である。これに対 して、液体試料 715に対して、光を照射する面と同じ面で光音響信号を測定する後 方伝搬型の構成も可能であり、動作は上記の前方伝搬型と同様である。
[0609] 前述の実施形態や実施例の構成にお!、て、液体試料に代えて果物をおけば、果 実糖度計として機能する。これは、果実の甘さ成分である蔗糖や果糖は、血糖成分 であるグルコースと類似の波長に吸収を有するからである。
[0610] (第 3実施形態）
本実施形態の血液成分濃度測定装置は、光を発生する光発生手段と、前記光発 生手段が発生する光を変調する変調周波数を掃引する周波数掃引手段と、前記周 波数掃引手段からの信号により前記光発生手段で発生した光を電気的に強度変調 する光変調手段と、前記強度変調された光を液体に向けて出射する光出射手段と、 前記出射された光により液体内に発生する音波、すなわち光音響信号を検出する音 波検出手段と、前記音波検出手段が検出した光音響信号を掃引された変調周波数 範囲で積算する積算手段と、を備えた血液成分濃度測定装置である。
[0611] 図 20を参照して本実施形態の血液成分濃度測定装置を説明する。図 20に示す本 実施形態の血液成分濃度測定装置の構成例は光発生手段としての光源 112、光出 射手段としてのレンズ 99、変調手段としての駆動回路 104および発振器 103、周波 数掃引手段としての制御回路 125、音波検出手段としての音響結合器 126、超音波 検出器 127および位相検波増幅器 128、積算手段としての計算機 129、を含んで構 成される。
[0612] 発振器 103は信号線により駆動回路 104、位相検波増幅器 128、制御回路 125と それぞれ接続され、また発振器 103は発振した信号を、駆動回路 104、位相検波増 幅器 128のそれぞれに送信するとともに、制御回路 125から発振周波数の掃引を制 御する信号を受信する。
[0613] 駆動回路 104は発振器 103から送信された信号を受信し、信号線により接続され ている光源 112へ駆動電力を供給し、光源 112を発光させ、さらに光源 112の出力 する光を発振器 103の発振周波数に同期して強度変調する。ここで、光源 112の出 力する光の波長は生体内の測定対象の血液成分が吸収を呈する波長に設定されて いる。
[0614] 光源 112が出力した光はレンズ 99を通過し、生体被検部 110の所定の位置へ照 射され、生体被検部 110の内部に光音響信号を発生させる。
[0615] 超音波検出器 127は音響結合器 126を介して、生体被検部 110の中に発生した 前記音波を検出し、検出した前記音波の大きさに比例する電気信号に変換して、信 号線で接続されている位相検波増幅器 128へ送信する。ここで、音響結合器 126は 一方の面を生体被検部 110に接し、他方の面を超音波検出器 127に接し、生体被 検部 110の中に発生した前記光音響信号を効率よく超音波検出器 127へ伝達する 機能を有する。
[0616] 位相検波増幅器 128は発振器 103から送信されて来る信号を受信し同期検波の ための同期信号として、超音波検出器 127から送信されて来る前記光音響信号の大 きさに比例する電気信号を受信して、同期検波ならびに増幅、濾波し、信号線により 接続されている計算機 129へ送信する。
[0617] 計算機 129は位相検波増幅器 128から送信されて来る前記信号を受信し、受信し た前記信号を、制御回路 125から受信する発振器 103の掃引する発振周波数範囲 で、積算し、積算した前記光音響信号の検出結果から、超音波検出器 127の検出感 度が増加する共振周波数における検出値を選択して、選択した値を積算する。ここ で、計算機 129又は図示していない外部の装置により、積算した検出値から測定対 象の血液成分濃度を算定することができる。
[0618] さらに、計算機 129は位相検波増幅器 128から送信されて来る前記信号を受信し、 受信した前記信号と、制御回路 125から受信する発振器 103の掃引する発振周波 数から、発振器 103の発振周波数、すなわち変調周波数の掃引の範囲が超音波検 出器 127の共振周波数の変化の範囲を含むように発振器 103を制御するための制 御信号を、信号線で接続されている制御回路 125へ送信する。
[0619] ここで、計算機 129は光源 112の前記変調周波数を、図 21に示す超音波検出器 の感度特性の例において、例えば、共振特性の半値幅の周波数よりも広い範囲を掃 引するように、発振器 103の発振周波数の掃引を制御する信号を制御回路 125へ送 信してもよい。また、共振特性のピーク値力も数分の 1、例えば 2分の 1になる周波数 範囲で掃引するように、発振器 103の発振周波数の掃引を制御する信号を制御回 路 125へ送信してもよい。制御回路 125は計算機 129から送信される制御信号に従 つて発振器 103の発振周波数を制御する。
[0620] 上記のように、本実施形態の血液成分濃度測定装置は超音波検出器 127の共振 特性が変化した場合でも、生体へ照射する光の変調周波数を掃引して生体内の光 音響信号を検出することにより、光音響信号の検出値の中から超音波検出器 127の 共振周波数に合った状態で、高感度で検出された値を選定して、積算して、正確に 血液成分濃度を測定できる。
[0621] 本実施形態の血液成分濃度測定装置制御方法は、光発生手段が、光を発生する 光発生手順と、周波数掃引手段が、前記光発生手順で発生した光を変調する周波 数を掃引する周波数掃引手順と、光変調手段が、前記周波数掃引手順で掃引した 信号により前記光発生手順で発生した光を電気的に強度変調する光変調手順と、 音波検出手段が、前記光出射手順において前記光変調手順において強度変調され た光を液体に向けて出射する光出射手順と、積算手段が、出射された光により液体 内に発生する音波、ずなわち光音響信号を検出する音波検出手順と、積算手段が、 前記音波検出手順で検出した光音響信号を掃引された変調周波数範囲で積算する 積算手順と、を順に含む血液成分濃度測定装置制御方法である。
[0622] 本実施形態の血液成分濃度測定装置制御方法は、例えば、図 20に示す制御回 路 125により周波数を制御され発振周波数が掃引する発振器 103の出力を駆動回 路 104へ送信し、掃引する周波数を受信した駆動回路 104により、例えば半導体レ 一ザにより構成される光源 112を駆動して光を発生させ、さらに強度変調する。この 場合、光源 112は光を発生し、発生する光を前記掃引する周波数により強度変調す ることができる。ここで、光源 112が発生する光の波長は測定対象とする血液成分が 吸収を呈する波長に設定する。
[0623] 上記のように、前記強度変調された光を生体へ照射して、照射された前記強度変 調された光により生体内に発生する光音響信号を例えば、図 20に示す音響結合器 126を介して超音波検出器 127で検出し、光音響信号の大きさに比例する電気信号 に変換して位相検波増幅器 128により同期検波し増幅し濾波し、さらに所定の時間 にわたり積算し平均して、計算機 129へ送信する。
[0624] 上記のように、検出された前記光音響信号は圧力に比例する電気信号として、例え ば図 20に示す計算機 129により掃引された変調周波数範囲で積算し、積算した前 記光音響信号の大きさに比例する電気信号の中から、検出感度が増加する共振周 波数における検出値又は周波数を選択して、選択した周波数範囲で積算して、前記 血液成分濃度を算定する。
[0625] 上記の方法により、生体内の光音響信号を検出する超音波検出器 127の共振周 波数が変化した場合でも、超音波検出器 127の共振周波数に一致する周波数にお ける光音響信号の検出値を選定し、積算して、血液成分濃度を算定できるので、正 確に血液成分濃度を測定できる。
[0626] 本実施形態の血液成分濃度測定装置は、異なる波長の 2波の光を発生する光発 生手段と、前記光発生手段が発生した光を変調する周波数を掃引する周波数掃引 手段と、前記周波数掃引手段からの信号により前記異なる波長の 2波の光を各々逆 位相で電気的に強度変調する光変調手段と、前記強度変調された異なる波長の 2波 の光を 1の光束に合波し液体に向けて出射する光出射手段と、前記出射された光に より液体内に発生する音波、すなわち光音響信号を検出する音波検出手段と、前記 音波検出手段が検出した光音響信号を掃引された変調周波数範囲で積算する積算 手段と、を備えた血液成分濃度測定装置である。 [0627] さらに、本実施形態の血液成分濃度測定装置においては、前記光発生手段は、 1 波の光の波長を血液成分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し、他の 1波の光の 波長を水が前記 1波の光の波長におけるのと相等しい吸収を呈する波長に設定する ことちでさる。
[0628] 図 22を参照して、本実施形態の血液成分濃度測定装置の構成について説明する 。図 22に示す本実施形態の血液成分濃度測定装置は光発生手段としての第 1の光 源 301および第 2の光源 302、光出射手段としての合波器 308、変調手段としての発 振器 298、駆動回路 303、駆動回路 297および 180° 移相器 299、周波数掃引手 段としての制御回路 300、音波検出手段としての音響結合器 327および超音波検出 器 328および位相検波増幅器 329、積算手段としての計算機 330、を含んで構成さ れる。
[0629] 発振器 298は信号線により駆動回路 303、 180° 移相器 299、位相検波増幅器 3 29、制御回路 300とそれぞれ接続され、また発振器 298は発振した信号を、駆動回 路 303、 180° 移相器 299、位相検波増幅器 329のそれぞれに送信するとともに、 制御回路 300から発振周波数の掃引を制御する信号を受信する。
[0630] 駆動回路 303は発振器 298から送信された信号を受信し、信号線により接続され ている第 1の光源 301へ駆動電力を供給し、第 1の光源 301を発光させ、さらに第 1 の光源 301の出力する光を発振器 298の発振周波数に同期して強度変調する。
[0631] 180° 移相器 299は発振器 298から送信された信号を受信し、受信した信号に 18 0° の位相変化を与えた信号を、信号線により接続されている駆動回路 297へ送信 する。
[0632] 駆動回路 297は 180° 移相器 299から送信された信号を受信し、信号線により接 続されている第 2の光源 302へ駆動電力を供給し、第 2の光源 302を発光させ、さら に第 2の光源 302の出力する光を発振器 298の発振周波数に 180° の位相変化を 与えた信号に同期して強度変調する。従って、第 1の光源 301と第 2の光源 302の各 々の出力する光は互いに逆相の信号により変調される。
[0633] ここで、図 22に示す第 1の光源 301および第 2の光源 302の各々の波長は、 1波の 光の波長を測定対象とする血液成分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し、他の 1 波の光の波長を水が前記 1波の光の波長におけるのと相等しい吸収を呈する波長に 設定する。
[0634] 第 1の光源 301および第 2の光源 302の各々は、上記のように互いに異なる波長の 光を出力し、各々が出力した光は、第 1の光源 301および第 2の光源 302の各々と光 波伝送手段により接続された合波器 308へ入力される。
[0635] 第 1の光源 301の出力した光と第 2の光源 302の出力した光は、合波器 308に入力 され、合波されて、 1の光束として被検体としての生体被検部 309の所定の位置へ照 射され、生体被検部 309内に音波、すなわち光音響信号を発生させる。
[0636] 超音波検出器 328は音響結合器 327を介して、生体被検部 309の中に発生した 前記光音響信号を検出し、検出した前記光音響信号の大きさに比例する電気信号 に変換して、信号線で接続されて 、る位相検波増幅器 329へ送信する。
[0637] ここで、第 1の光源 301および第 2の光源 302の各々の波長は、測定対象とする血 液成分の呈する吸収の差が水の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定 する。一方、上記水の呈する吸収の差を 0とし、 1波の光の波長を測定対照とする血 液成分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し、他の 1波の光の波長を水が前記 1波 の光の波長におけるのと相等しい吸収を呈する波長に設定することもできる。さらに、 第 1の光源 301および第 2の光源 302の各々の波長は、測定対象とする血液成分の 呈する吸収の差がそれ以外の血液成分の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波 長に設定することが望ましい。なお、第 1の光源 301および第 2の光源 302の各々の 波長を上記の値に設定することは、本実施形態に適用する他、第 1実施形態、第 2実 施形態、及び後に説明する第 3実施形態、第 4実施形態、第 5実施形態、第 6実施形 態においても適用することができる。
[0638] そして、第 1の光源 301および第 2の光源 302の各々が出力した光は互いに逆相 に変調されているので、生体被検部 309へ照射された第 1の光源 301および第 2の 光源 302の各々が出力した光を合波した光により生体被検部 309内に発生する光音 響信号は、生体被検部 309へ照射された合波光を測定対象とする血液成分と水が 吸収して発生した光音響信号と、水のみが吸収して発生した光音響信号が、光音響 信号の段階で相互に重畳して、光音響信号の大きさの差として超音波検出器 328に 検出される。
[0639] 音響結合器 327は一方の面を生体被検部 309に接し、他方の面を超音波検出器 328に接し、生体被検部 309の中に発生した前記光音響信号を効率よく超音波検 出器 328へ伝達する機能を有する。
[0640] 位相検波増幅器 329は発振器 298から送信されて来る信号を受信し同期検波の ための同期信号として、超音波検出器 328から送信されて来る前記光音響信号の大 きさに比例する電気信号を受信して、同期検波ならびに増幅、濾波し、信号線により 接続されて!ゝる計算機 330へ送信する。
[0641] 計算機 330は位相検波増幅器 329から送信されて来る前記信号を受信し、受信し た前記信号を、制御回路 300から受信する発振器 298の掃引する発振周波数範囲 で、積算し、積算した前記光音響信号の検出結果から、超音波検出器 328の検出感 度が増加する共振周波数における検出値又は周波数を選択して、選択した範囲で 積算して、前記血液成分濃度を算定する。ここで、計算機 330又は図示していない 外部の装置により、積算した検出値力 測定対象の血液成分濃度を算定することが できる。
[0642] さらに、計算機 330は位相検波増幅器 329から送信されて来る前記信号を受信し、 受信した前記信号と、制御回路 300から受信する発振器 298の掃引する発振周波 数から、発振器 298の発振周波数、すなわち変調周波数の掃引の範囲が超音波検 出器 328の共振周波数の変化の範囲を含むように発振器 298を制御するための制 御信号を、信号線で接続されて ヽる制御回路 300へ送信する。
[0643] ここで、計算機 330は第 1の光源 301および第 2の光源 302の変調周波数を、図 2 1に示す超音波検出器の感度特性の例において、例えば、共振周波数特性の半値 幅の周波数よりも広い範囲を掃引するように、発振器 298の発振周波数の掃引を制 御する信号を制御回路 300へ送信してもよい。共振特性のピーク値から数分の 1、例 えば 2分の 1になる周波数範囲を掃引するように、発振器 298の発振周波数の掃引 を制御する信号を制御回路 300へ送信してもよい。制御回路 300は計算機 330から 送信される制御信号に従って発振器 298の発振周波数を制御する。
[0644] 上記のように、本実施形態の血液成分濃度測定装置においては第 1の光源 301の 出力した光と第 2の光源 302の出力した光は、同一の周波数の信号により強度変調 されているので、従来技術において、複数の周波数の信号により強度変調している 場合に問題となる測定系の周波数特性の不均一性の影響は存在しない。
[0645] また、上記のように、本実施形態の血液成分濃度測定装置は超音波検出器 328の 共振特性が変化した場合でも、変調周波数を掃引して生体内の光音響信号を検出 することにより、光音響信号の検出値の中から超音波検出器 328の共振周波数に合 つた状態で、高感度で検出された値を選定して、積算して、正確に血液成分濃度を 測定できる。
[0646] 本実施形態の血液成分濃度測定装置制御方法は、光発生手段が、異なる波長の 2波の光を発生する光発生手順と、周波数掃引手段が、前記光発生手順で発生した 光を変調する周波数を掃引する周波数掃引手順と、光変調手段が、前記周波数掃 引手順で掃引した信号により前記異なる波長の 2波の光を各々逆位相で電気的に強 度変調する光変調手順と、光出射手段が、前記光変調手順において強度変調され た異なる波長の 2波の光を 1の光束に合波し液体に向けて出射する光出射手順と、 音波検出手段が、前記光出射手順において出射された光により液体内に発生する 音波、すなわち光音響信号を検出する音波検出手順と、積算手段が、前記音波検 出手順で検出した光音響信号を掃引された変調周波数範囲で積算する積算手順と 、を順に含む血液成分濃度測定装置制御方法である。
[0647] 本実施形態の血液成分濃度測定装置制御方法は、例えば、図 22に示す制御回 路 300により周波数を制御され発振周波数が掃引する発振器 298の出力を駆動回 路 303、および 180° 移相器 299を介して駆動回路 297、の各々へ送信し、掃引す る周波数を受信した駆動回路 303および駆動回路 297により、例えば半導体レーザ により構成される第 1の光源 301および第 2の光源 302の各々を駆動して光を発生さ せ、さらに強度変調する。この場合、第 1の光源 301および第 2の光源 302の各々は 光を発生し、各々が発生する光を前記掃引する周波数により強度変調することがで きる。
[0648] ここで、第 1の光源 301および第 2の光源 302の各々の波長は、測定対象とする血 液成分の呈する吸収の差が水の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定 する。一方、上記水の呈する吸収の差を 0とし、第 1の光源 301および第 2の光源 30 2の各々の波長は、 1波の光の波長を測定対象とする血液成分が特徴的な吸収を呈 する波長に設定し、他の 1波の光の波長を水が前記 1波の光の波長におけるのと相 等しい吸収を呈する波長に設定することもできる。さらに、第 1の光源 301および第 2 の光源 302の各々の波長は、測定対象とする血液成分の呈する吸収の差がそれ以 外の血液成分の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定することが望まし い。なお、第 1の光源 301および第 2の光源 302の各々の波長を上記の値に設定す ることは、本実施形態に適用する他、第 1実施形態、第 2実施形態、及び後に説明す る、第 4実施形態、第 5実施形態、第 6実施形態においても適用することができる。
[0649] 次に、第 1の光源 301が発生した光と第 2の光源 302が発生した光を、例えば図 22 に示す合波器 308に入力し、合波して、 1の光束として生体被検部 309の所定の位 置へ照射し、生体被検部 309内に音波、すなわち光音響信号を発生させる。
[0650] 上記のように、前記強度変調された光を生体へ照射して、照射された前記強度変 調された光により生体内に発生する光音響信号を例えば、図 22に示す音響結合器 327を介して超音波検出器 328で検出し、光音響信号の大きさに比例する電気信号 に変換して位相検波増幅器 329により同期検波し増幅し濾波し、さらに所定の時間 にわたり積算し平均して、計算機 330へ送信する。
[0651] 上記のように、検出された前記光音響信号は圧力に比例する電気信号として、例え ば図 22に示す計算機 330により掃引された周波数範囲で、積算し、積算した前記光 音響信号の大きさに比例する電気信号の中から、検出感度が増加する共振周波数 における検出値又は周波数を選択し、選択した範囲で積算して、前記血液成分濃度 を算定する。
[0652] 上記の方法により、生体内の光音響信号を検出する超音波検出器 328の共振周 波数が変化した場合でも、超音波検出器 328の共振周波数に一致する周波数おけ る光音響信号の検出値を選定し、積算して、血液成分濃度を算定できるので、正確 に血液成分濃度を測定できる。
[0653] 本実施形態の血液成分濃度測定装置は、前記音波検出手段が、前記周波数掃引 手段が掃引する変調周波数に追尾して、照射された光により液体内に発生する音波 、すなわち光音響信号を検出し、前記積算手段が、前記音波検出手段が高い検出 感度を有する変調周波数範囲で、前記音波検出手段が検出した光音響信号を積算 する血液成分濃度測定装置である。
[0654] 本実施形態の血液成分濃度測定装置の構成は図 20および図 22を参照して説明 した前述の血液成分濃度測定装置と同様である。
[0655] 本実施形態の血液成分濃度測定装置は図 20および図 22を参照して説明した前 述の血液成分濃度測定装置において、変調周波数の掃引に対応して超音波検出 器 127又は超音波検出器 328が検出する光音響信号の大きさを、位相検波増幅器 128又は位相検波増幅器 329の出力として、計算機 129又は計算機 330が追尾し て監視し、超音波検出器 127又は超音波検出器 328の感度が増加する変調周波数 を探索し、超音波検出器 127又は超音波検出器 328の感度が増加する変調周波数 の範囲において検出する光音響信号の大きさを位相検波増幅器 128又は位相検波 増幅器 329の出力から取得し、積算する場合である。
[0656] 上記のように、本実施形態の血液成分濃度測定装置は、超音波検出器 127および 超音波検出器 328の感度が最大になる変調周波数付近において検出する光音響 信号の大きさを、位相検波増幅器 128および位相検波増幅器 329の出力から取得し 、積算して、正確に血液成分濃度を測定できる。
[0657] 本実施形態の血液成分濃度測定装置制御方法は、前記音波検出手順が、前記周 波数掃引手順において掃引する変調周波数に追尾して、照射された光により生体内 に発生する音波を検出し、前記積算手順が、前記音波検出手順において光音響信 号の検出感度が高い変調周波数範囲で、前記音波検出手順で検出した光音響信 号を積算する血液成分濃度測定装置制御方法である。
[0658] 本実施形態の血液成分濃度測定装置制御方法は、前述の血液成分濃度測定装 置制御方法において、音波検出手順では、例えば、図 20および図 22を参照して説 明した前述の血液成分濃度測定装置において、変調周波数の掃引に対応して、超 音波検出器 127又は超音波検出器 328が検出し、前記積算手順では、超音波検出 器 127又は超音波検出器 328が検出する光音響信号の大きさを、位相検波増幅器 128又は位相検波増幅器 329の出力として、計算機 129又は計算機 330により追尾 して監視し、超音波検出器 127又は超音波検出器 328の感度が増加する変調周波 数の点を探索し、超音波検出器 127又は超音波検出器 328が高い検出感度を有す る変調周波数範囲において検出する光音響信号の大きさを位相検波増幅器 128又 は位相検波増幅器 329の出力から取得し、積算する場合である。
[0659] 以上説明したように、本実施形態の血液成分濃度測定装置制御方法は、強度変調 周波数が掃引する光信号を生体に照射して生体内に発生する音波、すなわち光音 響信号を検出し、検出した値から、超音波検出器の感度が増加する共振周波数に 一致する変調周波数を探索し、超音波検出器の感度が最大となる共振周波数に一 致する変調周波数付近において、光音響信号を検出することにより、正確に血液成 分を測定する血液成分濃度測定装置制御方法を提供できる。
[0660] 本実施形態の血液成分濃度測定装置は、前記検出された光音響信号の大きさか ら生体内の血液成分濃度を算定する血液成分濃度算定手段をさらに備える血液成 分濃度測定装置である。
[0661] 本実施形態の血液成分濃度測定装置の構成は、例えば、図 20および図 22を参照 して説明した前述の血液成分濃度測定装置と同様の構成として、計算機 129又は計 算機 330に血液成分濃度算定手段としての機能を持たせた場合である。
[0662] すなわち、本実施形態の血液成分濃度測定装置は、図 20および図 22に示す前述 の血液成分濃度測定装置において、計算機 129又は計算機 330が、位相検波増幅 器 128又は位相検波増幅器 329から受信する信号を積算し平均したあとに、所定の 算定方法に従って、血液成分濃度を算定する血液成分濃度算定手段としての機能 を有する場合である。
[0663] ここで、前記所定の算定方法としては、例えば、生体内の測定対象の血液成分の 量と測定対象の血液成分が吸収を呈する波長の光を生体に照射して発生する光音 響信号の大きさの関係を示す数値データ、あるいは理論式カゝら算定してもよい。
[0664] 上記のように、本実施形態の血液成分濃度測定装置は血液成分濃度算定手段を 備えることにより、容易に血液成分濃度を測定できる。
[0665] 本実施形態の血液成分濃度測定装置制御方法は、前記音波検出手順で検出され た光音響信号の大きさから生体内の血液成分濃度を算定する血液成分濃度算定手 順をさらに含む血液成分濃度測定装置制御方法である。
[0666] 本実施形態の血液成分濃度測定装置制御方法は、前述の血液成分濃度測定装 置制御方法の前記音波検出手順が、例えば、図 20および図 22を参照して説明した 前述の血液成分濃度測定装置の、計算機 129又は計算機 330が、位相検波増幅器 128又は位相検波増幅器 329から受信する信号を積算し平均したあとに、所定の算 定方法に従って、血液成分濃度を算定する血液成分濃度算定手順をさらに含む場 合である。
[0667] ここで、前記所定の算定方法としては、例えば、生体内の測定対象の血液成分の 量と測定対象の血液成分が吸収を呈する波長の光を生体に照射して発生する音波 、すなわち光音響信号の大きさの関係を示す数値データ、あるいは理論式力も算定 してちよい。
[0668] 上記のように、本実施形態の血液成分濃度測定装置制御方法は血液成分濃度算 定手順を含むことにより、容易に血液成分濃度を測定できる。
[0669] 本実施形態の血液成分濃度測定装置は、前記音波検出手段が検出した光音響信 号を掃引された変調周波数に対応して記録する記録手段をさらに備える。
[0670] 本実施形態の血液成分濃度測定装置の構成は、例えば、図 20および図 22を参照 して説明した前述の血液成分濃度測定装置において、計算機 129又は計算機 330 に、記録手段としての記録器 (不図示）を接続する構成とする場合である。
[0671] 前記記録器は、計算機 129又は計算機 330が、位相検波増幅器 128又は位相検 波増幅器 329から受信する、生体被検部 110又は生体被検部 309内に発生する光 音響信号の大きさに比例する信号を、前述の掃引する変調周波数に対応して記録 する。
[0672] 前記記録器の記録により、超音波検出器 127又は超音波検出器 328の共振周波 数が変化する場合、生体被検部 110又は生体被検部 309に照射する光の変調周波 数の掃引範囲が、前記共振周波数の変化する範囲を含んでいるか、あるいは、超音 波検出器 127又は超音波検出器 328が検出した光音響信号の大きさの値の中から 、前記共振周波数に一致する変調周波数により高精度に測定した値を選定している 力 を確認することができる。なお、上記記録手段は、本実施形態に適用できる他、 第 1実施形態、第 2実施形態、及び後に説明する、第 4実施形態、第 5実施形態、第 6実施形態においても適用することができる。
[0673] 上記のように、本実施形態の血液成分濃度測定装置は記録手段を備えることにより 、的確に血液成分濃度を測定できる。
[0674] 本実施形態の血液成分濃度測定装置制御方法は、前記音波検出手順のあとに、 前記音波検出手順で検出した光音響信号を掃引された変調周波数に対応して記録 する記録手順をさらに含む血液成分濃度測定装置制御方法である。
[0675] 本実施形態の血液成分濃度測定装置制御方法は、前述の血液成分濃度測定装 置制御方法の前記音波検出手順のあとに、例えば、図 20および図 22を参照して説 明した前述の血液成分濃度測定装置制御方法において、計算機 129又は計算機 3 30に接続する記録器 (不図示）に、計算機 129又は計算機 330が、位相検波増幅器 128又は位相検波増幅器 329から受信する信号を、掃引する発振周波数に対応し て記録する記録手順をさらに含む場合である。
[0676] 前記記録手順により、超音波検出器 127又は超音波検出器 328の共振周波数が 変化する場合、生体被検部 110又は生体被検部 309に照射する光の変調周波数の 掃引範囲が、前記共振周波数の変化する範囲を含んでいるか、あるいは、超音波検 出器 127又は超音波検出器 328が検出した光音響信号の大きさの値の中から、前 記共振周波数に一致する変調周波数により高精度に測定した値を選定しているか、 を確認することができる。
[0677] 上記のように、本実施形態の血液成分濃度測定装置制御方法は、前記記録手順 を含むことにより、的確に血液成分濃度を測定できる。なお、上記記録手順は、本実 施形態に適用できる他、第 1実施形態、第 2実施形態、及び後に説明する、第 4実施 形態、第 5実施形態、第 6実施形態においても適用することができる。
[0678] (第 4実施形態）
図 23は、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置の一例を示す模式図である。 図 23に示す血液成分濃度測定装置は、光を発生する光発生手段としての光発生部 11と、光発生部 11の発生した光を一定周波数で電気的に強度変調する光変調手 段としての光変調部 12と、光変調部 12の強度変調した強度変調光 1を被検体として の生体被検部 97に向けて出射する光出射手段としての光出射部 13と、強度変調光 1を照射された生体被検部 97から放射される音波、すなわち光音響信号 3を検出す る音波検出手段としての超音波検出部 14と、を備えた血液成分濃度測定装置であ つて、光出射部 13と超音波検出部 14との間である内部 22に生体被検部 97と略等し V、音響インピーダンスの音響整合物質及び生体被検部 97が配置可能となって 、る。
[0679] さらに、図 23に示す血液成分濃度測定装置は、光出射部 13と超音波検出部 14と の間である内部 22を生体被検部 97と略等しい音響インピーダンスの音響整合物質 で充填する容器 21と、容器 21の内壁面に配置された吸音材 15と、容器 21内に配置 された音響整合物質の温度を測定する温度計測手段としての温度計測部 16と、容 器 21の内壁面に配置された強度変調光 1に対して透明な出射窓 17と、を含む。図 2 3は、容器 21の内部 22に音響整合物質及び生体被検部 97が配置されている様子 を示しており、生体被検部 97と略等しい音響インピーダンスの音響整合物質が充填 された内部 22に光出射部 13と超音波検出部 14とが生体被検部 97を挟んで配置さ れ、出射窓 17、超音波検出部 14の表面がそれぞれ音響整合物質と接している。
[0680] なお、図 23では、光出射部 13と超音波検出部 14とは、略対向する位置に配置さ れている例を示した。生体被検部 97から放射される光音響信号 3は、光出射部 13が 強度変調光 1を出射する方向で最も大きな信号強度で検出される。光出射部 13と超 音波検出部 14とが略対向する位置に配置されていることによって、超音波検出部 14 が検出する光音響信号の精度をさらに向上することができる。なお、上記のように光 出射部 13と超音波検出部 14とが略対向する位置に配置することは、本実施形態に 適用できる他、第 1実施形態、第 2実施形態、第 3実施形態、並びに後に説明する第 5実施形態及び第 6実施形態においても適用することができる。
[0681] 光発生部 11は、光を発生するものであり、例えば、蛍光灯、ハロゲンランプ、半導 体レーザを含むレーザ、発光ダイオードを含む発光素子が例示できる。光発生部 11 は、濃度を測定する成分で吸収される波長の光を発生するものが好ましぐ例えばレ 一ザや発光素子等の波長選択性のあるものが好ましい。
[0682] 光変調部 12は、光発生部 11の発生した光を一定周波数で電気的に強度変調する ものである。発振器、駆動回路、 180° 移相器等を含むものが例示できる。 [0683] なお、光発生部 11は、異なる波長え 、 λ の 2波の光を発生し、光変調部 12は、同
1 2
一周波数かつ互いに逆位相となる強度変調光 1に波長え 1、 λ
2の光の各々を強度変 調することが好ましい。例えば、血糖値の指標としてグルコース血中濃度とし、音響整 合物質を水とした場合、グルコースは 1600nmで吸収を呈するため、波長え に 160 Onm近傍の波長を選択し、波長え に水の吸収係数が相等しくなる波長である 1400
2
nm近傍と、を選択すればよい。
[0684] 以下に、波長え を血液成分の吸収する波長、波長え を水が波長え におけるのと
1 2 1
相等しい吸収を呈する波長とした場合に測定される濃度について説明する。波長え 、 λ に対して、水の吸収係数 a ih a (b)及び血液成分のモル吸収係数 α (°\ a
2 1 2 1 2
((>)を知るとき、各波長における光音響信号の測定値 s、 sを含む連立方程式、数式（
1 2
1)を解いて、濃度 Mを求める。ここで、 Cは係数であり、音響結合、超音波検出部の 感度、光出射部力も生体被検部までの距離、比熱、熱膨張係数、音速、変調周波数 、吸収係数に依存する未知定数である。数式（1)から Cを消去すると、数式 (4)となり 、光音響信号 s、 s、及び既知の各吸収係数から濃度 Mを求めることができる。但し、
1 2
数式 (4)とは、波長え 、 λ の各々に対して、主に水による吸収係数 a (b)、 a (b)が
1 2 1 2 ほぼ等しいことを前提としている。また、 s = sという性質を用いている。このように、強
1 2
度変調光 1に、同一周波数かつ互いに逆位相となる異なる波長の 2波の強度変調光 を用いることにより、光音響信号の受ける水力もの影響を除去することができる。
[0685] 光出射部 13は、光変調部 12の強度変調した強度変調光 1を出射するものである。
強度変調光 1を出射する部分に配置される部材であり、強度変調光 1に対して透明 な材質であることが好ましい。透明な材質として、ガラス、プラスチックが例示できる。 音響整合物質と接触する場合は、音響整合物質と反応しな！ヽ材質であることが好ま しぐ例えば、石英板や光学ガラス板、サファイア板がある。さらに、光出射部 13は、 強度変調光 1を導くことのできる光ファイバを含んでもよい。光ファイバを含むことで、 光出射部 13から離れた場所に光発生部 11及び光変調部 12を配置して、強度変調 光 1を生体被検部 97に照射できる位置まで導くことができる。
[0686] 超音波検出部 14は、音波である光音響信号 3を検出するものである。例えば、タリ スタルマイクロフォン、セラミックマイクロフォン、セラミック超音波センサ等の圧電効果 '電歪効果を用いたもの、ダイナミックマイクロフォン、リボンマイクロフォン等の電磁誘 導を用いたもの、コンデンサマイクロフォン等の静電効果を用いたもの、磁歪振動子 等の磁歪を用いたものが例示できる。圧電効果を持つものには、例えば PZT又は P VDF等の結晶を含むものが例示できる。さらに、音響整合物質を伝わる音波を検出 するので、ハイド口フォン等の水中マイクであることが好ましい。さらに、表面に音響整 合物質の音響インピーダンスと整合させるための層（例えば、シリコンゴム。）が形成さ れているものが好ましい。
[0687] 温度計測部 16は、音響整合物質の温度を測定する温度計である。音響整合物質 は液体、ゾル又はゲルであることが好ましいので、温度計測部 16は接触式の温度計 を用いることができる。非接触式の放射温度計を用いてもょ ヽ。
[0688] さらに、図 23に示した血液成分濃度測定装置は、温度計測部 16の測定した温度 に応じて音響整合物質の温度を調節する温度調節部 (不図示)を備えてもよ!ヽ。温 度調節部としては、ヒータが例示できる。温度計測部 16の測定した温度に応じて音 響整合物質の温度を調節することにより、音響整合物質及び光音響信号表面の温 度を安定ィ匕することができる。例えば、温度上昇とともに音響整合物質の温度を調節 することが可能である。音響整合物質及び光音響信号表面の温度を安定化により、 温度変化による光音響信号 3の変化を安定化し、血液成分濃度の算出の精度が増 す。
[0689] 図 23に示す容器 21は、内部 22に音響整合物質を充填することのできるものである
[0690] 図 23では、容器 21の内壁面に吸音材 15を含む例を示した。吸音材 15は、光音響 信号 3を吸収するものである。例えば、エポキシ榭脂に金属酸化物の粉末 (酸化チタ ンゃ酸化タングステン)を含む材料等を用いることができる。容器 21の内壁面の少な くとも一部に吸音材 15を含むことにより、生体被検部 97の内部構造の不均一性から 生じる多重反射した音波を吸収し、除去することができる。これにより、超音波検出部 14は、生体被検部 97から放射された光音響信号 3を効率よく検出することができる。
[0691] また、図 23では、容器 21が出射窓 17を備える例を示した。出射窓 17は、強度変調 光 1に対して透明なものである。例えば、透明なガラス又はプラスチックがある。出射 窓 17は、傷がつきづらいものが好ましぐ例えば、石英板や光学ガラス板、サファイア 板が例示できる。また、強度変調光 1を吸収しない材質のものが好ましい。出射窓 17 を備えることによって、光出射部 13を容器 21の内部 22の外に配置することができる ので、光出射部 13の配置が容易になる。また、容器 21の内壁面力も強度変調光 1を 出射することができるので、容器 21の内壁面の凹凸がなくなり、光音響信号 3の反射 を低減することができる。
[0692] 音響整合物質は、生体被検部 97と略等しい音響インピーダンスを有するものであ る。例えば、ゴム、榭脂などの柔軟性のある固体、液体、ゾル又はゲルがある。音響 整合物質は、水であってもよい。すなわち容器 21は、音響整合物質としての水で充 填されてもよい。生体の音響インピーダンスは水に非常に近いので、生体被検部 97 の周囲である内部 22を水で取り囲んだ環境下で光音響信号 3を検出することで、生 体被検部 97とその周囲である内部 22との境界反射及び生体被検部 97と超音波検 出部 14との接触により生じる光音響信号 3の劣化を低減することができる。
[0693] 図 24は、図 23に示す D— D'横断面図であり、血液成分濃度測定装置の第 1形態 を示す。容器 21は、横断面の形状が円形となっている。容器 21の側面に、光出射部 13と超音波検出部 14とが略対向する位置に配置されている。
[0694] 図 25は、図 23に示す D— D'横断面図であり、血液成分濃度測定装置の第 2形態 を示す。図 25に示す容器 21は、横断面の形状が半円形であり、前記半円形の円の 略中心点の位置に光出射部 13が配置されている。さらに図 25では、容器 21の前記 半円形の円弧の部分に、超音波検出部 14a、 14b、 14c、 14d、 14eが配置されてい る例が示されている。超音波検出部 14aは、光出射部 13と対向する位置に配置され 、超音波検出部 14bから 14eは前記円弧の部分に分散して配置されている。
[0695] 図 25に示すように、容器 21の横断面の形状を半円として、円の略中心点に光出射 部 13を配置することで、前記半円の円弧の部分に相当する容器の側面と光出射部 1 3との距離を均一にすることができる。これにより、半円の中心を含む平面上に押し当 てるように生体被検部 97を設置すれば、ほぼ半円の中心で光音響信号 3が発生し、 放射状に広がる。ここで、超音波検出部 14aから 14eと光音響信号 3の発生源の距離 は一定であるので、超音波検出部 14aから 14eは同位相の光音響信号 3を検出する ことができる。超音波検出部 14aから 14eで検出した光音響信号 3を合波すれば、光 音響信号 3を効率よく検出することができる。さらに、同時刻の検出信号を比較すれ ば、生体被検部 97内構造に起因する影響を補正することも可能になる。このように、 音波検出手段での集音状態を改善することにより、さらに光音響信号の精度を向上 することができる。さらに、半円の円弧の部分に相当する容器の側面に 2個以上の音 波検出手段を配置することにより、音波検出手段は放射状に広がった光音響信号を さら〖こ効率よく検出することができる。
[0696] 図 26は、血液成分濃度測定装置の第 4形態を示す縦断面図である。図 26に示す 血液成分濃度測定装置は、容器 21の内部底面が半球となっている。本形態の血液 成分濃度測定装置は、 E—E'断面が図 25に示した横断面である場合に用いること ができる。図 26では底面に超音波検出部 14fが示されており、超音波検出部 14fは 光出射部 13からの距離が超音波検出部 14aと略等しい距離に配置されている。この ように、生体被検部 97から放射状に放射された光音響信号 3を、図 25に示した超音 波検出部 14aから 14eにカ卩えて 14fを用いることで、さらに効率よく検出することがで きる。なお、 E—E'断面は前述の図 25に限定されるものではなぐ横断面の形状は、 45度、 90度、 135度などの任意の角度の扇形にしてもよい。
[0697] 血液成分濃度測定装置の第 5形態について図 27及び図 28を用いて説明する。図 27は、血液成分濃度測定装置の第 5形態を示す縦断面図である。図 28は、図 27の F— F'横断面図である。図 27及び図 28に示す血液成分濃度測定装置では、容器 2 1は、底部が 2つの焦点を断面に含む半楕円球であり、光出射部 13及び超音波検出 部 14がそれぞれ略前記 2つの焦点に配置されている。容器 21の底部を 2つの焦点 を断面に含む半楕円球として、光出射部 13及び超音波検出部 14をそれぞれ 2つの 焦点の近傍に配置することで、光音響信号 3を容器の底部で散乱させて超音波検出 部 14に効率的に集めることができる。さらに、光音響信号 3が超音波検出部 14に到 達するまでの距離は変わらないので、光音響信号 3は多重散乱の音波の影響を受け づらくなる。このように、音波検出手段での集音状態を改善することにより、さらに光 音響信号 3の精度を向上することができる。さらに容器 21は、図 27に示すように、底 部の内壁面に反射材 18を含む。反射材 18は、光音響信号 3を反射するものである。 音響整合物質と反応しないものが好ましぐ例えば、音響整合物質が水であるならば
、ステンレス又はアルミ等の安定した金属が例示できる。容器 21の内壁面の少なくと も一部に反射材 18を含むことによって、光音響信号 3を音波検出手段に集める効率 を向上することができる。これにより、超音波検出部 14が検出する光音響信号 3の精 度をさらに向上することができる。
[0698] なお、血液成分濃度測定装置の第 5形態では底面について説明したが、図 28に 示すように、容器 21は、横断面の形状が楕円形であり、光出射部 13及び超音波検 出部 14が楕円形の略焦点の位置のそれぞれに配置されていてもよい。横断面の内 壁面の形状を楕円形とし、光出射部 13及び超音波検出部 14を前記楕円形の略焦 点の位置のそれぞれに配置することで、光音響信号 3を容器 21の内壁面の側面で 散乱させて超音波検出部 14に効率よく集めることができる。このように、超音波検出 部 14での集音状態を改善することにより、さらに光音響信号 3の精度を向上すること ができる。
[0699] 以上説明したように、容器 21を備えることで、生体被検部 97と略等しい音響インピ 一ダンスの音響整合物質で充填した容器 21の内部 22に生体被検部 97を配置して 、生体被検部 97の周囲である内部 22を音響整合物質で取り囲んだ環境下で生体 被検部 97からの光音響信号 3を検出することができる。生体被検部 97の周囲である 内部 22を音響整合物質で取り囲んだ環境下で光音響信号 3を検出することで、生体 被検部 97とその周囲である内部 22との境界反射及び生体被検部 97と超音波検出 部 14との接触により生じる光音響信号 3の劣化を低減することができる。
[0700] なお、生体被検部 97は、人間の生体である。図 23から図 28の例では指での例を 示したが、生体のどの部分でもよい。例えば、手や腕でもよい。
[0701] さらに、生体被検部 97は、動物、鳥、或いは、果実又は野菜等の植物のいずれの 被測定物でもよい。被測定物は、流動物の流れる管や、液体、ゾル又はゲルを内蔵 するボトルやタンク等の容器を含む。例えば被測定物が果実であれば、果実の糖度 を非侵襲で測定することができる。
[0702] 以上説明したように、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法は、光発 生手段が、光を発生する光発生手順と、前記光発生手順で発生した光を一定周波 数で電気的に強度変調する光変調手順と、光変調手段が、前記光変調手順で強度 変調した強度変調光 1を生体被検部 97に向けて出射する光出射手順と、音波検出 手段が、前記光出射手順において強度変調光 1を照射された生体被検部 97から放 射される音波、すなわち光音響信号 3を検出する音波検出手順と、を含む血液成分 濃度測定装置制御方法であって、前記光出射手順及び前記音波検出手順を、生体 被検部 97と音響インピーダンスの略等 ヽ音響整合物質の充填された容器 21内で 行うことを特徴とする。
[0703] このように、光出射部 13と超音波検出部 14との間に生体被検部 97と略等しい音響 インピーダンスの音響整合物質及び生体被検部 97が配置可能であることで、生体被 検部 97と超音波検出部 14の間に音響整合物質を配置して、生体被検部 97とその 周囲である内部 22との境界における境界反射を低減することができる。
[0704] また、前記光出射手順において、前述したように、光発生部 11は、異なる波長 λ 、 λ の 2波の光を発生し、前記光変調手順において、光変調部 12は、同一周波数か
2
つ互いに逆位相となる強度変調光 1に波長え 、 λ の光の各々を強度変調すること
1 2
が好ましい。
[0705] さらに、前述で説明した図 23から図 28に示したように、前記光出射手順において、 生体被検部 97は強度変調光 1の出射面と接して配置され、強度変調光 1は生体被 検部 97に直接照射されることが好ましい。出射面は、図 23から図 28では出射窓 17 となっているが、出射窓 17を含まない場合は光出射部 13が出射面となる。生体被検 部 97を強度変調光 1の出射面と接するように配置し、生体被検部 97に強度変調光 1 を直接照射することによって、音響整合物質等での吸収による強度変調光 1の劣化 を防ぐことができる。これにより、強度変調光 1を生体被検部 97に効率よく照射するこ とができるので、生体被検部 97から放射される光音響信号 3の強度が上がり、超音 波検出部 14が検出する光音響信号 3の精度をさらに向上することができる。なお、上 記のように生体被検部 97を強度変調光 1の出射面と接するように配置することは、本 実施形態に適用できる他、第 1実施形態、第 2実施形態、第 3実施形態及び後に説 明する、第 5実施形態、第 6実施形態においても適用することができる。
[0706] さらに、前述で説明した図 23から図 28に示したように、前記音波検出手順におい て、光音響信号 3は、生体被検部 97と略等しい音響インピーダンスの音響整合物質 を介して検出されることが好ましい。図 23から図 28では、容器 21の内部 22に充填さ れた音響整合物質を介して検出する例を示したが、生体被検部 97と超音波検出部 1 4との間に配置されたシリコンゴムなどの個体であってもよい。生体被検部 97と略等し V、音響インピーダンスの音響整合物質を介して光音響信号 3を検出することで、生体 被検部 97とその周囲である内部 22との境界反射並びに超音波検出部 14に掛かる 圧力及び振動を防ぐことができる。
[0707] さらに、前述で説明した図 23から図 28に示したように、前記光出射手順において、 強度変調光 1は、容器 21の内壁面に配置され、強度変調光 1に対して透明な出射窓 17を介して生体被検部 97に照射されることが好ましい。容器 21が強度変調光 1に対 して透明な出射窓 17を備えることにより、光出射部 13を容器 21外に配置することが できるので、光出射部 13の配置が容易になる。また、容器 21の内壁面から強度変調 光 1を出射することができるので、容器 21の内壁面の凹凸がなくなり、光音響信号 3 の反射を低減することができる。
[0708] さらに、前述で説明した図 23から図 28に示したように、生体被検部 97は、前記強 度変調光 1を照射される部分が、液状、ゾル状又はゲル状の前記音響整合物質で覆 われていることが好ましい。生体被検部 97の強度変調光 1を照射される部分が、液 状、ゾル状又はゲル状の音響整合物質で覆われていることによって、生体被検部 97 の周囲である内部 22を音響整合物質で取り囲んだ環境下で生体被検部 97からの 光音響信号 3を検出することができる。
(実施例）
[0709] ここで、第 4実施形態における具体的な実施例について説明する。
[0710] (第 1実施例）
光発生手段が異なる波長の 2波の光を発生し、光変調手段が同一周波数かつ互 いに逆位相となる強度変調光に前記 2波の光の各々を強度変調する場合の実施例 について図 29を用いて説明する。図 29は、血液成分濃度測定装置の一例を示す回 路図である。発振器 51は一定周波数で駆動回路 53a及び 53bを駆動する。発振器 5 1と駆動回路 53bとの間には 180° 移相器 52が配置されており、駆動回路 53bは駆 動回路 53aと逆位相で駆動される。光発生部 11aと l ibは異なる波長の光を発生す る。駆動回路 53aは、光発生部 11aの発生した光を強度変調し、強度変調光 laを出 力する。駆動回路 53bは、光発生部 l ibの発生した光を強度変調し、強度変調光 lb を出力する。これにより、波長が異なり、同一周波数かつ互いに逆位相となる強度変 調光 laと lbを発生することができる。この例では、発振器 51、駆動回路 53a、 53b及 び 180° 移相器 52が、図 23に示す光変調部 12に相当する。
[0711] さらに、合波器 55で強度変調光 la及び lbは合波され、強度変調光 1として光出射 部 13から出力される。光出射部 13から出射された強度変調光 1は、生体被検部 97 に照射され、生体被検部 97で放射した光音響信号 3を超音波検出部 14で検出する 。超音波検出部 14で検出された光音響信号 3は、フィルタ 57で光音響信号 3が抽出 され、位相検波増幅器 58で増幅後、光音響信号出力端子 59から出力される。
[0712] (第 2実施例）
前述の図 25及び図 26に示した第 4形態の血液成分濃度測定装置の実施例につ いて図 30及び図 31を用いて説明する。図 30は、血液成分濃度測定装置の縦断面 図であり、血液成分濃度測定装置を人体の指先に対して適用した例を示す。図 31 は、 H— H'横断面図である。図 30及び図 31において、生体被検部 97を挿入する 筒型の容器 21の内部 22は、水で満たされており、容器 21の内壁には出射窓 17及 び超音波検出部 14が内蔵され、光源チップ 39bと超音波検出部 14に電力を供給す る電源 31と、超音波検出部 14の出力信号を増幅する位相検波増幅器 32と、血液成 分濃度を算出する信号処理器 33と、台座外部に備えた表示機 (不図示）に表示する ための表示処理部 34とが容器の台座内に装備されている。超音波検出部 14と信号 処理器 33とは接続ケーブル 35により接続される。容器 21の内壁には温度調整部 36 が設置されており、容器 21の内部 22と接するようにヒータ 37と温度計測部 16が容器 21に内蔵されている。
[0713] 筒型の容器 21の底部は半径 5cmの 4分割した球状にした。容器 21の内壁に内蔵 した超音波検出部 14においては、超音波検出部 14と検出した光音響信号 3を増幅 する前置増幅器 38を設置した。超音波検出部 14には、圧電効果を持つ結晶を用い た PZTや PVDFを用いる。超音波検出部 14の表面は、水と音響インピーダンスを整 合させるために整合層が形成されている。超音波検出部 14の整合層には、経皮医 療具でよく用いられるシリコンゴムなどを用いることで、表面での反射を 9%に減らす ことができた。
[0714] また、水を満たした容器 21の内壁には整合層と容器 21の材料との境界での反射を 低減するために、超音波検出部 14の表面以外の容器 21の内壁には吸音材 15を充 填する。このような反射を防止する吸音材としては、エポキシ榭脂に金属酸化物の粉 末 (酸ィ匕チタンや酸ィ匕タングステン)を含む材料等を用いるのも有効である。図 23に 示す、光出射部 13においては、光源チップ 39a及び 39b及びレンズ 40a及び 40bを 用いて、 2波の波長の光を発生し、偏光ビームスプリッタ 41を用いて、 2波の波長の 光を合波し、指先部にコリメート光を、出射窓 17を介して照射する。光源チップ 39a 及び 39bには半導体レーザを用いることが、価格、サイズ、チップ寿命の面で有効で ある。 2つの波長は、光源チップ 39aを 1380nmとし、光源チップ 39bを 1608nmとし た。
[0715] レンズ 40a及び 40bを用いて、光源チップ 39a及び 39bからの強度変調光 la、 lb をコリメートし、光源チップ 39aとレンズ 40aの距離及びレンズ材質'曲率及び光源チ ップ 39bとレンズ 40bの距離及びレンズ材質'曲率を調整することで、強度変調光 la 、 lbを光音響計測に適したビーム径に調整することができる。本例の場合は、 2つの 直径を 5. Ommとした。出射窓 17には、 2つの波長が吸収を呈さず、傷がつきづらい 材質が最適であり、例えば、石英板や光学ガラス板、サファイア板を用いた。生体被 検部 97と接する出射窓 17の縁部には、圧電材料を用いた感圧素子が内蔵され、出 射窓 17に掛力る圧力を感知し、光源チップ 39a及び 39bに給電を開始するようにし た。
[0716] 温度調整部 36においては、ヒータ 37を容器 21の内壁に内蔵し、温度計測部 16で 測定した温度と容器 21の内部 22の音響整合物質の温度の設定値との違いをモニタ 一しつつ、ヒータ 37の電流を調整する。音響整合物質の温度の設定値には、生体の 体温に近い温度 36°Cとした。容器 21の内壁には、熱伝導率の高い金属 (銅、アルミ )の金属層（不図示)を設け、ヒータ 37と金属層を接触させることで、効率よく音響整 合物質の温度が制御できる。 [0717] (第 3実施例）
前述の図 27及び図 28に示した第 5形態の血液成分濃度測定装置の実施例につ いて図 32及び図 33を用いて説明する。図 32は、血液成分濃度測定装置の縦断面 図であり、血液成分濃度測定装置を人体の指先に対して適用した例を示す。図 33 は、図 32の N—N，横断面図である。筒状の容器の底部は長軸 100mm、短軸 50m mの半楕円球形となっている。光源チップ 39a及び 39bからの強度変調光 la、 lbを レンズ 40a又は 40b、並びにビームスプリッタ 41を介して光ファイバ 42に導く。光ファ ィバ 42に入射した強度変調光 1は、光ファイバ 42内を通じて出射窓 17に導かれ、容 器 21の内部 22に出射される。出射窓 17から出射した強度変調光 1が、生体被検部 97に照射される。
[0718] 光ファイバ 42の端面にレンズ 40a又は 40bを置き、両者の距離から強度変調光 la 及び lbの照射ビーム径を調整し、 2波の強度変調光 1の直径を 5. Ommとした。また 、照射する強度変調光 1のパワーは 4mWとなるように、光源チップ 39a及び 39bの駆 動電流を調整し、発振器 (不図示）により 200kHzに強度変調した。出射窓 17の位置 は、出射窓 17と音響整合物質としての水との界面が楕円の焦点の位置になるように 設置し、即ち、測定時には出射窓 17と生体被検部 97との界面を楕円の焦点の位置 とした。超音波検出部 14には、水との音響整合をした市販のハイド口フォンを用い、 生体被検部 97の照射部と異なる楕円の焦点の位置に設置した。超音波検出部 14 は、ニードルハイド口フォンを採用して位置を微調整し、光音響信号が最大になる位 に設! ^し 7こ。
[0719] 出射窓 17と水平面上の内壁面とそれ以下の底面には、効率よく光音響信号 3の反 射をするために反射材 18を充填した。反射材 18には、水と化学的に反応しない安 定した金属 (ステンレス、アルミ）を用いた。それ以外の内壁面には、吸音材 15を充 填し、多重反射の影響を低減した。
[0720] (第 5実施形態）
図 34は、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置の回路図である。図 34に示す 血液成分濃度測定装置は、一定周波数で強度変調された強度変調光 1を出射する 光発生手段、光変調手段及び光出射手段としての励起用光源 23と、音響波 2を出 力する音響波発生器 24と、強度変調光 1を照射された被検体としての生体被検部 9 7から放射される音波、すなわち光音響信号 3及び音響波発生器 24から生体被検部 97を透過する音響波 2を検出する音波検出手段としての音響波検出器 25と、を備え る。さらに図 34では、音響波検出器 25で検出された音響波 2の出力信号 4力も音響 波 2の信号強度を比較し、音響波 2の強度が特定の値になるように制御信号 5を出力 して駆動部 27を制御する制御部 26と、制御信号 5により励起用光源 23、音響波発 生器 24及び音響波検出器 25の位置を可変する駆動部 27と、音響波発生器 24及び 音響波検出器 25の生体被検部 97の接する面に、生体被検部 97と音響インピーダ ンスの略等し 、音響結合部材 28を含む。
[0721] さらに図 34では、音響波発生器 24の中央部に励起用光源 23からの強度変調光 1 を透過させる透過窓 29を有し、この透過窓 29によって強度変調光 1を透過させてい る例を示した。音響波発生器 24は、励起用光源 23からの強度変調光 1のビームに 近接して配置されていることが好ましい。励起用光源 23からの強度変調光 1のビーム に近接して音響波発生器 24を配置することで、光音響信号 3の伝搬経路での反射 Z散乱を更に正確に検査することができる。また、生体被検部 97に近接する位置で 、生体被検部 97に対して音響波 2を発生させることが好ましい。光音響信号 3は強度 変調光 1を入射された生体被検部 97の表皮近傍で発生するので、光音響信号 3の 伝搬経路での反射 Z散乱を更に正確に検査することができる。また、生体被検部 97 に近接する位置で音響波 2を発生させることにより、効率的に音響波 2を生体被検部 97に伝搬することができる。
[0722] 図 34に示す励起用光源 23は、一定周波数で強度変調された強度変調光 1を出射 するものである。さらに励起用光源 23は、濃度を測定する測定対象の吸収波長で出 射するものであり、例えば測定対象がグルコースの場合は 1608nmとなる。特定の波 長で発光する光源素子からの光を、発振器、駆動回路、 180° 移相器等を用いて一 定周波数で強度変調するものでもよ 、。特定の波長で発光する光源素子としては、 例えば、気体レーザ、固体レーザ、半導体レーザを含む各種レーザ、発光ダイオード 力 Sある。さらに、強度変調光 1の光路の少なくとも一部の周囲に、強度変調光 1が血 液成分濃度測定装置の外部へ漏洩することを防ぐ遮光フードをさらに備えてもよい。 遮光フードをさらに備えることにより、検査する部分以外の生体被検部 97の部分を含 む血液成分濃度測定装置の外部へ強度変調光 1が漏洩するのを防ぐことができる。 なお、上記遮光フードは、本実施形態に適用する他、第 1実施形態、第 2実施形態、 第 3実施形態、第 4実施形態、及び、後に説明する第 6実施形態においても同様に 適用することができる。
[0723] ここで、励起用光源 23は、音響波発生器 24と連動するよう音響波発生器 24に固 定されていてもよい。例えば、励起用光源 23は音響波発生器 24と一体化されていて もよい。励起用光源 23が音響波発生器 24と連動するので、測定に適した位置に自 動的に励起用光源 23を移動することができる。なお、本実施形態では、励起用光源 23は、 1つの光を出射する形態を示しているが、異なる波長え 、 λ の 2波の光を発
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生し、同一周波数かつ互いに逆位相となる強度変調光を出射することもできる。第 1 実施形態力 第 4実施形態で説明したように、強度変調光 1として同一周波数かつ互 いに逆位相となる異なる波長の 2波の強度変調光を用いることにより、光音響信号の 受ける水力もの影響を除去することができる。
[0724] 図 34に示す音響波発生器 24は、超音波である音響波 2を発生して出力するもので ある。音響波発生器 24の発生する超音波の周波数は、生体被検部 97で発生する光 音響信号 3の周波数を発生するものである。例えば、略 200kHzの周波数の音響波 を発生するものでもよい。
[0725] さらに音響波発生器 24は、出力する音響波 2の周波数及び Z又は強度が可変で あることが好ましい。出力する音響波 2の周波数が可変であれば、生体被検部 97が 変化して、発生する周波数が変化した光音響信号 3の周波数を音響波発生器 24か ら出力することができる。また、出力する音響波 2の強度が可変であれば、音響波検 出器 25で検出された音響波 2の強度に応じて音響波発生器 24から出力する音響波 2の強度を大小させることができるので、音響波検出器 25で検出された強度が小さい 場合でも検出された強度を比較することができる。
[0726] 図 35は、音響波発生器 24及び音響波検出器 25の一例を示す模式図であり、 (a) は外観図、（b)は音響波発生器の上面図、（c)は音響波発生器の斜視図、（d)は音 響波発生器の下面図である。（a)では、音響結合部材 28の配置された音響波発生 器 24及び音響結合部材 28の配置された音響波検出器 25で生体被検部 97を挟持 した様子を示している。（b)、（c)及び (d)に示すように、音響波発生器 24の一部に、 強度変調光のビームを透過する透過窓 29をさらに備えてもよい。透過窓 29は、貫通 した空孔としてもよい。また、生体被検部 97と接する面に、強度変調光に対して透明 な部材が配置されていてもよい。透明な部材は、音響結合部材 28であってもよい。こ のように、透過窓 29をさらに備えることで、励起用光源と生体被検部 97との間に音響 波発生器 24を配置して、音響波発生器 24の上から強度変調光を生体被検部 97〖こ 照射することができる。これにより、測定に適した音響波を出力した位置と略同 Cf立置 に強度変調光を照射できるので、音響波で確認した測定に適した伝搬経路で光音 響信号が伝搬するように強度変調光を生体被検部 97に照射することができる。
[0727] 図 34に示す音響波検出器 25は、超音波である音響波 2及び光音響信号 3を検出 するものである。光音響信号 3を検出して、音響波 2及び光音響信号 3の音圧に比例 する電気信号を出力信号 4として出力するものを含む。音響波検出器 25は、例えば 、クリスタルマイクロフォン、セラミックマイクロフォン、セラミック超音波センサ等の圧電 効果'電歪効果を用いたもの、ダイナミックマイクロフォン、リボンマイクロフォン等の電 磁誘導を用いたもの、コンデンサマイクロフォン等の静電効果を用いたもの、磁歪振 動子等の磁歪を用いたものが例示できる。圧電効果を持つものには、例えば周波数 平坦型電歪素子 (ZT)又は PVDF (ポリフッ化ビニリデン)等の結晶を含むものが例 示できる。音響波検出器 25は、 FET (電界効果トランジスタ)増幅器を内蔵する PZT を用いてもよい。
[0728] 図 34に示す音響結合部材 28は、生体被検部 97と音響インピーダンスの略等しい 部材である。例えば、ゴム、榭脂等の柔軟性のある固体、液体、ゾル又はゲルがある 。前記音響波発生器 24又は前記音響波検出器 25の少なくともいずれかの生体被検 部 97の接する面に配置されていることが好ましぐ音響結合部材 28が配置されてい ることで生体被検部と接触する面での反射 Z散乱を軽減することができる。
[0729] 図 34に示す駆動部 27は、音響波発生器 24又は音響波検出器 25の少なくともい ずれかの位置を可変するものである。例えば、励起用光源 23と音響波発生器 24は、 励起用光源 23の光軸と音響波発生器 24の透過窓 29がー致するように構造物で固 定され、両者は互いの位置を保ちながら生体被検部 97の周囲を回転するものでもよ い。このような円周上を移動可能なものでもよい。さらに前記円周の距離が可変のも のであってもよい。また、生体被検部 97に接する面上を移動可能なものであってもよ い。また、 3次元方向に移動可能なものであってもよい。なお、図 34では、具体的な 駆動部 27の駆動機構は省略した。
[0730] 駆動部 27は、音響波検出器 25が固定されており、音響波発生器 24が移動可能な ものでもよい。また、音響波発生器 24が固定されており、音響波検出器 25が移動可 能なものでもよい。また、音響波発生器 24及び音響波検出器 25が移動可能なもの でもよい。さらに、駆動部 27は、励起用光源 23が移動可能なものでもよい。また、励 起用光源 23を音響波発生器 24に連動させて移動させるものでもよい。励起用光源 2 3が音響波発生器 24と連動するので、測定に適した位置に自動的に励起用光源 23 を移動することができる。さらに、駆動部 27は、制御部 26からの指示により動作する ものでもよい。
[0731] このような駆動部 27を備えることにより、駆動部 27で音響波発生器 24を移動させて 、生体被検部 97内の部位ごとの散乱体の影響を、音響波 2を用いて検査できる。こ れにより、光音響信号 3の伝搬経路での光音響信号 3の透過性を推定できる。さら〖こ 、励起用光源 23と音響波発生器 24を連動させて移動することによって、生体被検部 97への強度変調光 1の照射角又は照射位置の少なくともいずれ力を変え、その都度 音響波検出器 25に到達する音響波発生器 24からの音響波 2が特定の値となるよう にモニターをし、反射 Z散乱する散乱体が光音響信号に与える影響を伝搬経路ごと に検出し、検出された最適な配置で光音響信号を検出することができる。
[0732] 図 34に示す制御部 26は、音響波検出器 25で検出された音響波 2の強度が特定 の値になるように駆動部 27を制御するものである。例えば、音響波検出器 25から出 力されかつ音響波 2の音圧に比例する信号強度を有する出力信号 4の信号強度から 音響波 2の強度が特定の値になる位置を判断して、制御信号 5を駆動部 27へ出力 するものである。特定の値は、例えば音響波検出器 25で検出された音響波 2のうち の最大の値である。最大の値とすることで、最も反射 Z散乱の少ない配置で光音響 信号 3を検出することができる。また、特定の値は、測定前に予め決められた値であ つてもよい。予め決められた値とすることで、一定の強度の音響波 2を出力し、予め決 められた強度で音響波 2が検出されるような伝搬経路を走査して、その伝搬経路で 光音響信号 3を検出すれば、反射 Z散乱の影響の略等しい光音響信号 3を検出す ることができる。これにより、検出された最適な配置での光音響信号 3の検出が自動 化できる。
[0733] 信号強度の比較は、例えば 2つ以上の信号強度を比較する比較回路を用いること ができる。比較する出力信号 4は、平滑化回路を用いて直流信号に変換された電気 信号であってもよい。さらに、連続して検出された 2つの信号強度を比較して、より信 号強度の大き 、方向へ移動させる微小振動法を用いて駆動部を制御してもよ 、。
[0734] なお、制御信号 5は、励起用光源 23、音響波検出器 25のいずれを移動させるもの でもよい。励起用光源 23と音響波発生器 24とが一体化されている場合は、制御信号 5は、音響波発生器 24を移動するものであってもよい。また、励起用光源 23、音響波 発生器 24及び音響波検出器 25を移動させるものであってもよい。このように、音響 波検出器 25で検出された音響波 2の強度が特定の値になるように駆動部 27を制御 することによって、最適な伝搬経路で光音響信号 3を検出することが自動で可能にな る。
[0735] 血液成分濃度測定装置の動作について図 34を用いて説明する。まず、指等の生 体被検部 97を音響波発生器 24と音響波検出器 25との間に挿入した後、駆動部 27 で音響波発生器 24と音響波検出器 25を生体被検部 97に接触させる。次いで、音響 波発生器 24から音響波 2を発生させて出力する。出力された音響波 2は、音響波発 生器 24に配置された音響結合部材 28、生体被検部 97及び音響波検出器 25に配 置された音響結合部材 28を透過して、音響波検出器 25で検出される。検出された 音響波 2は、音圧に比例した電気信号として音響波検出器 25に含まれる位相検波 増幅器 (不図示)で信号の積算、平均化処理がされ、出力信号 4が出力される。制御 部 26は、この出力信号 4を駆動部 27で設定された第 1の状態での参照信号として取 得する。次に、駆動部 27によって生体被検部 97への出力位置を変えた第 2の状態 を制御部 26で設定し、第 1の状態と同様の測定をする。このようにして、制御部 26は 、出力位置ごとの参照信号を取得する。所定の回数又は範囲の音響波 2を検出した ところで音響波発生器 24の動作を停止する。
[0736] 制御部 26は、参照信号を検出するたびに強度を比較し、特定の値の強度が得られ た位置を特定する。ここで、特定の値は、音響波検出器 25で検出された音響波 2のう ちの最大の値とする。制御部 26は、特定の値の強度が得られた位置で検出できるよ うな制御信号 5を駆動部 27に出力する。駆動部 27は、励起用光源 23、音響波発生 器 24及び音響波検出器 25を特定の値の強度が得られた位置で検出できるような位 置に移動させる。励起用光源 23は、移動された位置力 強度変調光 1を出射する。 強度変調光 1は、透過窓 29を透過し、生体被検部 97に照射される。生体被検部 97 で発生した光音響信号 3を音響波検出器 25が検出する。検出された光音響信号 3 は、前述の音響波 2と同じようにして音響波検出器 25から出力信号 4として出力され る。なお、駆動部 27は、音響波発生器 24から出力する音響波 2の出力位置でなぐ 生体被検部 97への出力角度を可変してもよい。上記動作により光音響信号 3を検出 することにより、反射 Z散乱の影響の最も少ない配置で光音響信号 3を検出すること ができる。
[0737] さらに、本血液成分濃度測定装置の他の動作について図 34を用いて説明する。ま ず、指等の生体被検部 97を音響波発生器 24と音響波検出器 25との間に挿入した 後、駆動部 27で音響波発生器 24と音響波検出器 25を生体被検部 97に接触させる 。次いで、音響波発生器 24から音響波 2を発生させる。この音響波 2は、音響波発生 器 24に配置された音響結合部材 28、生体被検部 97及び音響波検出器 25に配置さ れた音響結合部材 28を透過して、音響波検出器 25で検出される。検出された音響 波 2は、音圧に比例した電気信号として音響波検出器 25に含まれる位相検波増幅 器 (不図示)で信号の積算、平均化処理がされ、出力信号 4が出力される。制御部 26 は、この出力信号 4を駆動部 27で設定された第 1の状態での参照信号として取得す る。
[0738] 次に、音響波発生器 24の動作を停止し、励起用光源 23から出射して透過窓 29を 透過した強度変調光 1を生体被検部 97に照射する。音響波検出器 25で検出された 光音響信号 3は、前述の音響波 2と同じようにして音響波検出器 25から出力信号 4と して、出力される。この光音響信号 3からの出力信号 4が、第 1の状態での実際信号と なる。ここで、生体被検部 97に対する音響波発生器 24と音響波検出器 25の設定が 完了した後の、参照信号と実際信号の取得は電子的に瞬時に行なわれるため、体 動などによる生体被検部 97の位置変化はほとんど生じない。
[0739] さらに、駆動部 27によって生体被検部 97への照射角度、照射位置を変えた第 2の 状態を制御部 26で設定し、第 1の状態と同様の測定をする。なお、第 1と第 2の状態 のみを例示したが、 3以上の状態で上記測定を行なってもよい。このようにして逐次 測定し、参照信号が特定の値となる状態に対応する実際信号を測定値として利用す ることができる。ここで、特定の値は測定前に予め決められた値であってもよい。予め 決められた信号強度の音響波 2が検出された状態に対応する実際信号を測定値とし て利用することにより、反射 Z散乱の影響の略等しい光音響信号 3を検出することが できる。したがって、血液成分濃度測定装置の配置の変化に伴う多数のパラメータの 影響を排除した血液成分濃度を測定することができる。
[0740] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置制御方法は、音響波発生器 24が、音響 波 2を 2箇所以上の異なる位置力 被検体としての生体被検部 97に出力し、音波検 出手段としての音響波検出器 25が、生体被検部 97を透過した音響波 2の強度が特 定の値になる位置を検出する最適位置検出手順と、光発生手段、光変調手段及び 光出射手段としての励起用光源 23が、音響波 2の強度が特定の値となった位置から 一定周波数で強度変調された強度変調光を生体被検部 97に入射し、音響波検出 器 25が、生体被検部 97から放射される光音響信号 3を検出する光音響信号検出手 順と、を順に含む。
[0741] 音響波 2の伝搬経路を変化させて、反射 Z散乱する散乱体が光音響信号に与える 影響を伝搬経路ごとに検出した後に、音響波検出器 25で検出された音響波 2の強 度が特定の値になる経路を光音響信号 3が伝搬するように強度変調光 1を生体被検 部 97に照射して光音響信号 3を検出する。これにより、最適な配置で光音響信号を 検出することができる。
[0742] さらに、前記最適位置検出手順において、音響波発生器 24は、音響波 2を生体被 検部 97の表面に出力することが好ましい。これにより、発生した音響波 2を生体被検 部 97に効率的に伝搬することができる。 [0743] さらに、前記光音響信号検出手順において、励起用光源 23は、音響波発生器 24 の一部に設けられた、強度変調光 1に対して透明な透過窓を介して生体被検部 97 に照射することが好ましい。励起用光源 23は、音響波発生器 24の上から強度変調 光 1を生体被検部 97に照射することができる。これにより、最適な音響波 2の検出さ れた音響波発生器 24の位置と略同じ位置力も強度変調光 1を生体被検部 97に照射 することができる。
[0744] また、前記光出射手順において、前述したように、励起用光源 23は、異なる波長 λ 、 λ の 2波の光を発生し、同一周波数かつ互いに逆位相となる強度変調光 1に波
1 2
長え 、 λ の光の各々を強度変調して出射することが好ましい。
1 2
[0745] さらに、前記最適位置検出手順において、音響波発生器 24は、強度変調光 1と周 波数の略等しい周波数の音響波 2を出力することが好ましい。検出する光音響信号 3 と周波数の等しい音響波 2で散乱体を検出できるので、散乱体が光音響信号 3に与 える影響をより正確に検査することができる。
[0746] さらに、前記最適位置検出手順において、音響波発生器 24は、音響波検出器 25 で検出される音響波 2の強度に応じて出力する音響波 2の強度を大小させることが好 ましい。音響波検出器 25で検出された音響波 2の強度に応じて音響波発生器 24か ら出力する音響波 2の強度を大小させることができるので、音響波検出器 25で検出さ れた強度が小さい場合でも検出された強度を比較することができる。
[0747] さらに、前記最適位置検出手順において、音響波発生器 24及び音響波検出器 25 は、圧力が制御可能な押圧力で音響波発生器 24及び音響波検出器 25を生体被検 部 97に押圧して音響波 2を検出することが好ましい。音響波発生器 24及び音響波 検出器 25が生体被検部 97を押圧する圧力が可変なので、音響波発生器 24及び音 響波検出器 25が生体被検部 97と接触する圧力を所定の圧力に保つことができる。 これにより、生体被検部 97を押圧する圧力の影響を軽減することができる。
[0748] なお、図 34で示す血液成分濃度測定装置の回路図は、圧力が制御可能な押圧力 で前記音響波発生器及び前記音響波検出器を前記生体被検部に押圧する押し付 け手段 (不図示)を含んでもよい。押し付け手段は、例えば、前記音響波発生器及び 前記音響波検出器が両端に固定されたコの字形のアームを用いることができる。ァ ームが前記音響波発生器及び前記音響波検出器の距離を可変して、音響波発生器 及び音響波検出器が生体被検部を押圧する圧力を可変することができる。これにより 、音響波発生器及び音響波検出器が生体被検部と接触する圧力を所定の圧力に保 つことができる。
[0749] また、生体被検部 97は、図 34では人体の指としたが、動物、鳥、或いは、果実又は 野菜等の植物のいずれの被測定物でもよい。被測定物は、流動物の流れる管や、液 体、ゾル又はゲルを内蔵するボトルやタンク等の容器を含む。例えば被測定物が果 実であれば、果実の糖度を非侵襲で測定することができる。
[0750] 以上説明したように、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置は、光音響信号の 発生源と音響波検出器の位置関係が最適となる配置を検出することにより、骨などの 散乱体が影響の少な 、最適な配置で光音響信号を検出し、血液成分濃度を測定す ることができる。さらに、検出される音響波の信号強度が予め定められた値となる配置 で光音響信号を検出することにより、血液成分濃度測定装置の配置の変化に伴う多 数のパラメータの影響を排除した血液成分濃度を測定することができる。
(実施例）
[0751] ここで、第 5実施形態における具体的な実施例について説明する。
[0752] (第 1実施例）
本発明に係る血液成分濃度測定装置の実施例について図 36を参照して説明する 。図 36は、本実施例に係る血液成分濃度測定装置の回路図である。音響波発生器 404は発振器 403に接続されている。音響波発生器 404には、被検体 405の上部か ら強度変調光 1を照射するのに十分な大きさの空孔 410が出射窓として空いている。 音響波発生器 404は発振器 403の発振周波数に伴い、音響波 2を発生する。音響 波 2は被検体 405を通過し、音響結合部材 406を経て音響波検出器 407により検出 され、音圧に比例した出力信号 4に変換される。出力信号 4の波形は位相検波増幅 器 408で観測され、出力端子 409に出力される。この位相検波増幅器 408は発振器 403の周波数に同期した信号によりトリガーされ、出力信号 4は位相検波増幅器 408 により信号を積算 '平均して測定することができる。音響波検出器 407の配置、被検 体 405との押し付け圧力を変えながら、音響波発生器 404から発生する音響波 2の 検出を行なう。このように検出された音響波 2の信号強度を逐次測定し、特定の値の 強度になる位置に音響波検出器 407を固定する。各素子を生体内の反射 Z散乱の 影響を避けた最適な配置を実現する。
[0753] 一方、発振器 403は駆動電源 402も接続されている。駆動電源 402は発振器 403の 発振周波数に伴った矩形状の励起電流を半導体レーザ素子 401に供給する。
[0754] 各素子の配置の校正を行った後、半導体レーザ素子 401に発振器 403の周波数 で強度変調を行なって強度変調光 1を発生させる。強度変調光 1は音響波発生器 4 04の中心に空いている空孔 410より被検体 405に照射される。強度変調光 1は被検 体 405内に光音響信号 3を発生させる。光音響信号 3は音響結合部材 406を経て音 響波検出器 407により検出され、音圧に比例した出力信号 4に変換される。出力信 号 4の波形は位相検波増幅器 408により観測される。この位相検波増幅器 408は発 振器 403の周波数に同期した信号によりトリガーされ、音圧に比例した出力信号 4は 位相検波増幅器 408により積算 ·平均して測定することができる。測定した信号は出 力端子 409から外部へと出力される。
[0755] 上記構成において、音響波発生器 404は直径が 30mm程度の大きさで、中心に半 径 10mmの大きさの空孔を有している。音響波発生器は被検体 405に超音波ジエル を介して密着している。発生する音響波 2は 200kHzであり、発振器 403により制御さ れている。
[0756] 音響波検出器 407は、 FET (電界効果トランジスタ)増幅器を内蔵する周波数平坦 型電歪素子 (PZT)であり、また音響結合部材 406は超音波ジエルを用いた。上記の 構成において、時定数を 0. 1秒に設定した位相検波増幅器 408の出力端子 409に は、音響波 2に対応する出力信号 4として Vr= l〜15mVの信号強度が得られた。こ のため最適な配置として Vr = 15mVを検出した位置に固定した。
[0757] 一方、半導体レーザ素子 401の波長は、 1608nmに設定されている。この波長は グルコースの吸収波長に対応して 、る。強度変調光 1が強度変調される変調周波数 は 200kHzに設定されており、出力は 5. OmWである。
[0758] 被検体 405に照射される光のビーム径は、ビームの照射されている被検体 405の 位置力も音響波検出器 407までの距離を 10mmとして、フレネル数が 0. 1となるよう に 2. 7mmと設定されている。
[0759] 上記の状態において、半導体レーザ素子 401の出力光の皮膚への照射強度は 0.
22mWZmm2であり、最大許容値を 2倍以上下回る安全なレベルである。しかし、測 定中、又は被検体 405が置かれていない際に音響結合部材 406から反射又は散乱 した光が、外部に漏洩しないように、被検体 405の配置されている位置に遮光フード (不図示)を設置するとよい。
[0760] 音響波検出器 407は FET (電界効果トランジスタ)増幅器を内蔵する周波数平坦 型電歪素子 (PZT)であり、また、音響結合部材 406には超音波ジエルを用いた。上 記の構成において、半導体レーザ素子 401の出力する強度変調光 1のみを照射した 場合、時定数を 0. 1秒に設定した位相検波増幅器 408の出力端子 409には、光音 響信号 3に対応する出力信号 4として Vr= 20 Vの信号強度が得られた。
[0761] 以上のように光音響測定を行なう前に、音響波発生器 404により発生させた音響波 2を参照信号として用い配置の校正を行い、その後、半導体レーザ素子 401により光 音響信号 3の音圧に比例した出力信号 4を測定し、被検体 405内のグルコースの吸 収に対応する光音響信号 3の測定を行なった。
[0762] (第 2実施例）
図 36を参照して説明する。音響波発生器は、発振器に接続されている。音響波発 生器 404には、被検体 405の上部から励起光を照射するのに十分な大きさの空孔が 中心に空いている。
[0763] 音響波発生器 404は発振器 403の発振周波数に伴 、、音響波 2を発生する。音響 波 2は被検体 405を通過し、音響結合部材 406を経て音響波検出器 407により検出 され、音圧に比例した出力信号 4に変換される。出力信号 4の波形は位相検波増幅 器 408により信号を積算 '平均して測定することができる。ここで音響波検出器 407の 配置、被検体 405との押し付け圧力を変えながら、音響波発生器 404からの発生す る音響波 2の検出を行なう。このように検出出力強度を逐次測定し、特定の値の強度 になる位置に音響波検出器 407を固定する。各素子を生体内の反射 Z散乱の影響 を避けて最適な配置を実現する。
[0764] 一方、駆動電源 402は発振器 403も接続されている。駆動電源 402は区形状の励 起電流を半導体レーザ素子 401に供給する。
[0765] 各素子の配置の校正を行った後、半導体レーザ素子 401に発振器 403の周波数 で強度変調を行なって強度変調光 1を発生させる。強度変調光 1は音響波発生器 4 04の中心に空いている空孔 410より被検体 405照射される。強度変調光 1は被検体 405内に光音響信号 3を発生させる。光音響信号 3は音響結合部材 406を経て音響 波検出器 407により検出され、音圧に比例した出力信号 4に変換される。出力信号 4 の波形は位相検波増幅器 408により観測される。この位相検波増幅器 408は発振器 403の周波数に同期した信号によりトリガーされ、音圧に比例した出力信号 4は位相 検波増幅器 408により積算 '平均して測定することができる。測定した出力信号 4は 出力端子 409により外部へと出力される。
[0766] 上記構成において、音響波発生器 404は直径が 30mm程度の大きさで、中心に半 径 10mmの大きさの空孔 410を有している。音響波発生器 404は被検体 405に超音 波ジエルを介して密着している。発生する音響波 2は 200kHzであり、発振器 403〖こ より制御されている。
[0767] 音響波検出器 407は FET (電界効果トランジスタ)増幅器を内蔵する周波数平坦 型電歪素子 (PZT)であり、また音響結合部材 406は超音波ジエルを用いた。上記の 構成において、時定数を 0. 1秒に設定した位相検波増幅器 408の出力端子 409に は、音響波 2に対応する出力信号 4として Vr= l〜15mVの信号強度が得られた。こ のため最適な配置として Vr = 15mVを検出した位置に固定した。
[0768] 一方、半導体レーザ素子 401の波長は、 1608nmに設定されている。この波長は グルコースの吸収波長に対応している。強度変調周波数は 200kHzに設定されてお り、出力は 5. OmWである。
[0769] 被検体 405に照射される強度変調光 1のビーム径は、ビームの照射されている被 検体 405の位置から音響波検出器 407までの距離を 10mmとして、フレネル数が 0. 1となるように 2. 7mmと設定されている。
[0770] 上記の状態において、半導体レーザ素子 401の出力光の被検体 405の皮膚への 照射強度は 0. 22mWZmm2であり、最大許容値を 2倍以上下回る安全なレベルで ある。しかし、測定中、又は被検体 405が置かれていない際に音響結合部材 406か ら反射又は散乱した光が、外部に漏洩しないように、被検体 405に遮光フード (不図 示)を設置するとよい。
[0771] 音響波検出器 407は FET (電界効果トランジスタ)増幅器を内蔵する周波数平坦 型電歪素子 (PZT)であり、また、音響結合部材 406は超音波ジエルを用いた。上記 の構成において、半導体レーザ素子 401の出力する強度変調光 1のみを照射した場 合、時定数を 0. 1秒に設定した位相検波増幅器 408の出力端子 409には、光音響 信号 3に対応する出力信号 4として Vr= 20 Vの信号強度が得られた。
[0772] 上記測定を行なった後、一度測定装置を外し、再度同様の測定を行なった。まず 音響波検出器 407の配置、被検体 405との押し付け圧力を変えながら、音響波発生 器 404から発生する音響波 2の検出を行なう。時定数を 0. 1秒に設定した位相検波 増幅器 408の出力端子 409には、音響波 2に対応する出力信号 4として、 Vr= l〜l 5mVの信号強度が得られた。このため最適な配置として Vr= 15mVを検出した位置 に固定し 7こ。
[0773] 次に、上記の固定した位置において、半導体レーザ素子 401により発生した光音 響信号 3を位相検波増幅器 408により測定したところ、 Vr= 20 /z Vの信号強度が得 られた。
[0774] 以上のように、再測定を行なう際に、音響波発生器 404により発生させた音響波 2 を参照信号として用い配置の校正を行なうことで、光音響信号 3の測定に対して、再 現性よく測定を行なうことができる。
[0775] (第 6実施形態）
本実施形態に係る血液成分濃度測定装置は、異なる波長の 2波の光を発生する光 発生手段と、前記異なる波長の 2波の光の各々を同一周波数で逆位相の信号により 電気的に強度変調する光変調手段と、前記強度変調された異なる波長の 2波の光を 1の光束に合波し生体に向けて出射する光出射手段と、前記出射された光により生 体内に発生する音波を検出する音波検出手段と、少なくとも前記光出射手段及び前 記音波検出手段を搭載し、生体の一部を囲んで装着される環状部分を有する装身 手段と、を備えた血液成分濃度測定装置であって、前記光出射手段及び前記音波 検出手段は、それぞれ前記装身手段の環状部分の内側の生体に接する部分に配 置されて!ヽることを特徴とする血液成分濃度測定装置である。本実施形態に係る装 身手段は、前述の第 1実施形態、第 2実施形態、第 3実施形態、第 4実施形態、及び 第 5実施形態に係る血液成分濃度測定装置においても適用することができる。
[0776] 特に、本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置にお!/、ては、前記光発生手 段は、 1波の光の波長を血液成分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し、他の 1波 の光の波長を水が前記 1波の光の波長におけるのと相等しい吸収を呈する波長に設 定することが有効である。
[0777] 図 37を参照して、本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置における測定系 の基本構成について説明する。図 37は、本実施形態に係る前記血液成分濃度測定 装置における測定系の基本構成を示している。ここで、図 37には後述する実装に関 わる部分、および電源などの通常の技術により実現できる部分は表示していない。
[0778] 図 37において、光発生手段の一部としての第 1の光源 101は、光変調手段の一部 としての駆動回路 104により、光変調手段の一部としての発振器 103に同期して強 度変調されている。
[0779] 一方、光発生手段の一部としての第 2の光源 105は、光変調手段の一部としての駆 動回路 108により、同じく上記発振器 103に同期して強度変調されている。但し、駆 動回路 108には、発振器 103の出力力 光変調手段の一部としての 180° 移相回 路 107を経て給電され、その結果、第 2の光源 105は、上記第 1の光源 101に対して 、 180° 位相が変化した信号により強度変調されるように構成されている。
[0780] ここで、図 37に示す第 1の光源 101および第 2の光源 105の各々の波長は、 1波の 光の波長を血液成分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し、他の 1波の光の波長 を水が前記 1波の光の波長におけるのと相等しい吸収を呈する波長に設定する。
[0781] ここで、一例として、測定対象とする血液成分をグルコース、すなわち血糖値の測 定の場合、第 1の光源 101の波長（λ )を 1608nm、第 2の光源 105の波長え を 13
1 2
8 lnmと設定するのが有効である。さらに長波長の波長帯の場合は、第 1の光源 101 の波長（え ）を 2126nm、第 2の光源 105の波長（λ )を 1837nmあるいは 2294nm
1 2
と設定するのも有効である。図 7に第 1の光源 101の波長（λ )と第 2の光源 105の波 長（λ )の関係を示す。 [0782] 第 1の光源 101および第 2の光源 105は各々異なる波長の光を出力し、各々の出 力する光は、光出射手段としての合波器 109により合波され、 1本の光束として、生 体被検部 110に向けて出射される。出射された第 1の光源 101および第 2の光源 10 5の各々が出力する光により生体被検部 110内に発生される音波、すなわち光音響 信号は、音波検出手段の一部としての超音波検出器 113により検出され、光音響信 号の音圧に比例した電気信号に変換される。前記電気信号は、上記発振器 103に 同期した音波検出手段の一部としての位相検波増幅器 114により同期検波され、音 圧に比例する電気信号が出力端子 115に出力される。
[0783] ここで、出力端子 115に出力される信号の強度は第 1の光源 101および第 2の光源 105の各々が出力する光が生体被検部 110内の成分により吸収された量に比例す るので、前記信号の強度は生体被検部 110内の成分の量に比例する。従って、出力 端子 115に出力される前記信号の強度の測定値から、血液成分濃度算定手段 (図 示せず）が生体被検部 110内の血液中の測定対象の成分の量を算定する。
[0784] 本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置は第 1の光源 101および第 2の光 源 105の出力する異なる波長の 2波の光を同一周期、すなわち同一周波数の信号 で強度変調しているので、超音波検出器 113の周波数特性の不均一の影響を受け な 、特徴があり、この点が既存技術より優れて ヽる点である。
[0785] さらに、本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置にお!/、て、前記光変調手 段は生体内に発生する音波の検出に関わる共鳴周波数と同一の周波数で変調する 光変調手段とすることも有効である。
[0786] 上記のように、異なる波長の 2波の光の各々を生体内に発生する音波の検出に関 わる共鳴周波数と同一の周波数で変調することにより、生体内に発生する音波を高 感度に検出できる。
[0787] 一方、従来技術にお!、て問題となる光音響信号の測定値に存在する非線形的な 吸収係数依存性は、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置にお!ヽては等 ヽ吸 収係数を与える複数の波長の光を用いて測定することにより解決できることを、以下 に説明する。
[0788] 波長え および波長え の各々光に対して、背景の吸収係数 a (b)、 a (b)及び測定 対象とする血液成分のモル吸収 α (° a Wが既知の場合、各波長における光音響
1 2
信号の測定値 sおよび sを含む連立方程式は数式（1)で表される。
1 2
[0789] 数式（1)を解いて未知の血液成分濃度 Μを求める。ここで、 Cは、変化し制御或は 予想困難な係数、即ち、音響的な結合状態、超音波検出器の感度、前記光出射手 段と前記音波検出手段の間の距離 (以下 rと定義する）、比熱、熱膨張係数、音速、 変調周波数、更に、吸収係数にも依存する未知乗数である。
[0790] 数式（1)の 1行目と 2行目の Cに差異が生ずるならば、それは、照射光に関係する 量、即ち、吸収係数による差異以外にはあり得ない。ここで、数式（1)の各行の括弧 の中、即ち吸収係数が互いに等しくなるように、波長え 1および波長え 2の組合せを選 ベば、吸収係数が等しくなり、 1行目と 2行目の Cは等しい。しかしこれを厳密に行うと 、波長え および波長え の組合せが、未知の血液成分濃度 Mに依存することになる
1 2
ため、不便である。
[0791] ここで、数式（1)の吸収係数 (各行括弧中）に占める比率は、背景 (b)、i= l、 2) の方が、血液成分濃度 Mを含む項 (M a よりも著しく大きい。そこで、各行の吸収 係数を正確に等しくする代わりに、背景、 (X (b)の吸収係数を等しくすれば十分である 。即ち、異なる波長え 1および波長え 2の 2波の光は、各々における背景の吸収係数、 a (b)、 a (b)が互いに等しくなるように選べば良い。このように 1行目と 2行目の Cを等
1 2
値できれば、それを未知定数として消去し、測定対象の血液成分濃度 Mは数式 (4) で表される。数式 (4)の後段の変形には s = sという性質を用いている。
1 2
[0792] ここで、数式 (4)を見ると、分母に波長え および波長え における測定対象の血液
1 2
成分の吸収係数の差が現れている。この差が大きい方が、光音響信号の差信号 s — sが大きぐその測定が容易となる。この差を最大とするには、測定対象の成分の吸
2
収係数 α (ωが極大となる波長を波長え に選び、かつ、 α (ω = 0即ち、測定対象の
1 1 2
成分が吸収特性を示さない波長に波長え のが こで、
2を選ぶ 良い。こ 前の条件から、 この第 2の波長え は、 a ih) = a (b)、即ち、背景の吸収係数が第 1の波長え の吸収
2 2 1 1 係数に等しくなければならな 、。
[0793] さらに、数式 (4)において、光音響信号 sは、光音響信号 sとの差 s - sの形での
1 2 1 2 み登場している。今、測定対象の成分としてグルコースを例にとると、上述したように、 2つの光音響信号 sおよび光音響信号 sの強度には、 0. 1%以下の差異しかない。
1 2
[0794] しかし、数式 (4)の分母の光音響信号 sには 5%程度の精度があれば十分である。
2
従って、 2つの光音響信号 sおよび光音響信号 sを逐次個別に測定するよりも、それ
1 2
らの差 s - sを測定しこの測定値を、個別に測定した光音響信号 sで除する方が、
1 2 2 格段に容易に精度が保てる。従って、本実施形態に係る血液成分濃度測定装置に おいては、 2つの波長え および波長え の光を、互いに逆相に強度変調して出射す
1 2
ることにより、生体内で光音響信号 Sおよび光音響信号 Sが相互に重畳されて生じる
1 2
光音響信号の差信号 S - sを測定する。
1 2
[0795] 以上説明したように、血液成分濃度を測定する場合、異なる特定の波長の 2波の光 を用いて、前記異なる特定の波長の 2波の光が生体内に発生する光音響信号を各 々個別に測定するよりも、前記光音響信号の差信号を測定し、さらに、所定の一方の 光音響信号を零として、他方の光音響信号を測定して、これらを数式 (4)により演算 して、容易に血液成分濃度を測定できることが分かる。
[0796] 次に、本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置の実装構造について説明す る。本実施形態に係る血液成分濃度測定装置の装身手段の構成を図 38に示す。図 38に示す装身手段としての装身部 130にお 、て、被検体としての生体 131を囲む環 状の形状を有する環状支持体 132の内側には少なくとも光出射手段としての光照射 部 133および音波検出手段としての超音波検出部 135が搭載されている。図 38に おいて、光照射部 133および超音波検出部 135は、環状支持体 132の内側の生体 131に接する面に搭載され、光照射部 133の光照射部分と超音波検出部 135の超 音波受信部分は生体 131を挟んで対向する位置に搭載される。
[0797] 上記のような構造の装身部 130は、生体 131を確実に保持し、生体 131の動きおよ び形の変化を最小限にとどめる効果を有し、光照射部 133と超音波検出部 135の間 の生体 131の厚さを一定に保ち、かつ、超音波検出部 135の周辺の生体 131の形 の変化も抑制し、超音波検出部 135の周辺の生体 131からの超音波の反射の変化 を減少させるので、血液成分濃度を正確に測定できる。
[0798] 上記のように光照射部 133と超音波検出部 135は装身部 130の環状部分の略対 向する位置に配置することにより、光照射部 133が照射した光により生体 131内に発 生した超音波は超音波検出部 135により効率よく検出される。
[0799] 本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置において、前記音波検出手段の配 置箇所を含んで、前記装身手段の環状部分の内側の生体に接する部分の少なくとも 半周にわたる部分に該生体に近似する音響インピーダンスを有する緩衝材の層を配 置することが好ま Uヽ。本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置の装身手段 の構成は、例えば図 39に示すように、超音波検出部 135の配置箇所を含んで、装身 部 130の環状部分の内側の生体に接する部分の少なくとも半周にわたる部分に該生 体に近似する音響インピーダンスを有する緩衝材 136の層を配置する。
[0800] ここで、仮に Zおよび Zの音響インピーダンスを有する媒質の界面に、音波が入射
1 2
する際、一般に、入射した音波は透過波と反射波とに分かれて伝搬する。後者の音 圧の入射波のそれに対する比率は、圧力反射率と称され、界面に垂直に音波が入 射する場合、数式 (4)で表されることが知られている。
[0801] 今、生体 131の音響インピーダンス Zは、水に近似することが知られているので、 概略 1. 48MRays (但し、 lMRays = 106kgZm2' s)である。他方、生体 131の表面 が通常接している空気は、音響インピーダンス 4. 08 X 104MRaysであり、生体 131 に対して 3桁を越える開きがある。その結果、生体 131の表面においては、音波が垂 直に入射した場合、圧力反射率が 99. 9%を越え、斜めに入射する場合の反射率は さらに大きい。
[0802] このような反射は、生体 131に近似する音響インピーダンスを有する緩衝材 136を 用いて、音響整合をとることで減少させることができる。例えば、生体 131に無害であ り、体内埋め込み型の医療具にも用いられているシリコンゴムの場合、典型的な音響 インピーダンスが 1. 24MRであり、シリコンゴムを緩衝材 136として使用することによ り生体 131との界面での圧力反射率を 9%程度にまで減じることができる。
[0803] また、本実施形態に係る前記非侵襲血液成分濃度測定装置においては、波長 1 μ m以長の光を照射するが、この場合、生体 131の大部分を占める水分は強い吸収を 呈するために、光照射部 133からの光により照射された部分の生体 131の直下の皮 膚表面の近くで局部的に音源が形成され、発生する超音波は球面波と見なせる。
[0804] さらに後述するように、光照射部 133が照射する光のビーム径は直径約 5mmに拡 大して照射するので、照射光により形成される音源は円盤状を呈し、この円盤の厚み は、生体 131の吸収長 α _1によって決まり、上述の波長約 1. 6 mの光照射におい ては、約 1. 6mmとなり、波長約 2. 1 mの光照射においては、約 0. 4mmである。
[0805] 音源がこのような薄い円盤上を呈するために、発生する超音波に指向性が生じ、生 体 131内に発生する超音波は超音波検出部 135の方向へ集中して伝搬する。従つ て、緩衝材 136は超音波検出部 135の配置箇所を含んで、装身部 130の環状部分 の内側の生体に接する部分の少なくとも半周にわたる部分に設置するのが有効であ る。
[0806] 上記のように、超音波検出部 135の配置箇所を含んで、装身部 130の環状部分の 内側の生体 131に接する部分の少なくとも半周にわたる部分に、生体 131に近似す る音響インピーダンスを有する緩衝材 136の層を配置することにより、光照射部 133 が照射した光により生体 131内に発生した超音波のうち超音波検出部 135に直接到 達する分は超音波検出部 135により効率よく検出され、かつ生体 131内で発生した 超音波で生体 131と装身部 130の環状支持体 132の内側の界面で多重反射した後 に超音波検出部 135に受信され雑音となる超音波の量を減少させることにより、より 正確に血液成分濃度を測定できる。
[0807] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置において、前記緩衝材の層と前記装身 手段の環状部分の内側の面の間に吸音材を充填することもできる。本実施形態に係 る前記血液成分濃度測定装置の前記装身手段の構成は図 40に示すように、緩衝材 136と装身部 130の環状部分の環状支持体 132の内側の面の間に吸音材 137を充 填する。ここで、吸音材 137は、超音波を良く吸収する材料を使用する。例えば、緩 衝材 136としてシリコンゴムを使用する場合、仮に吸音材 137が充填されていない場 合を考えると、緩衝材 136の中を進んできた超音波は、例えば金属で作成された環 状支持体 132に達すると、シリコンゴムと金属の間は約 60%の圧力反射率を呈する ため、超音波は環状支持体 132の表面で反射され、緩衝材 136のシリコンゴム中を 逆行して、再び生体 131に到達する。
[0808] 上記のような反射を防止するための吸音材 137としては、エポキシ榭脂に金属酸ィ匕 物の粉末 (酸ィ匕チタンや酸ィ匕タングステン)を含む材料などを用いるのも有効である。 [0809] 上記のように、緩衝材 136と装身部 130の環状部分の環状支持体 132の内側の面 の間に吸音材 137を充填することにより、光照射部 133が照射した光により生体 131 内に発生した超音波が緩衝材 136と環状支持体 132の界面により反射した後に超 音波検出部 135により検出され雑音となる超音波の量を減少させることにより、より正 確に血液成分濃度を測定できる。
[0810] 本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置において、前記光発生手段は、複 数の半導体レーザ素子によって異なる波長の 2波の光を発生する前記光発生手段と することちでさる。
[0811] 上記のように、前記光発生手段は、複数の半導体レーザ素子によって異なる波長 の 2波の光を発生することにより、本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置は 装置の大幅な小型、軽量化が可能となる。
[0812] 本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置において、前記光出射手段は前記 光発生手段の発生した光のビーム径を拡大するビーム径拡大器を備えることが好ま しい。
[0813] 上記のように、前記光出射手段は前記光発生手段の発生した光のビーム径を拡大 するビーム径拡大器を備えることにより、前記生体に出射する光ビームを拡大し、前 記生体に悪影響を与えることなぐ比較的に強い光を出射することが可能となり、さら に正確に該生体の血液成分濃度を測定することができる。
[0814] 本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置において、前記装身手段が人体の 手指に装着される指輪であり、かつ、前記光出射手段が前記手指の手背側に配置さ れ、前記音波検出手段が前記手指の手掌側に配置されていること前記装身手段と することちでさる。
[0815] 上記のように、前記装身手段が人体の手指に装着される指輪であり、かつ、前記光 出射手段を前記手指の手背側に配置し、前記音波検出手段を前記手指の手掌側に 配置することにより、前記音波検出手段は前記手指の比較的柔らかい皮膚と容易に 接触し、前記音波検出手段は該手指内に発生する超音波を効率よく測定できるので 、一層正確に、血液成分濃度を測定できる。さらに前記光出射手段と前記音波検出 手段を指輪の内面に実装することにより、 日常生活に支障なぐ簡易かつ連続的に 該人体の血液成分濃度を測定できる。
[0816] 本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置において、前記装身手段が人体の 腕に装着される腕輪であり、かつ前記光出射手段を手掌側に配置し、前記音波検出 手段を手背側に配置する前記装身手段とすることもできる。
[0817] 上記のように、前記装身手段が人体の腕に装着される腕輪であり、かつ前記光出 射手段を手掌側に配置し、前記音波検出手段を手背側に配置することにより、前記 音波検出手段は前記腕の比較的柔らかい皮膚と容易に接触し、前記音波検出手段 は該腕内に発生する超音波を効率よく測定できるので、一層正確に、血液成分濃度 を測定できる。さらに前記光出射手段と前記音波検出手段を腕輪の内面に実装する ことにより、日常生活に支障なぐ簡易かつ連続的に該人体の血液成分濃度を測定 できる。
(実施例）
[0818] ここで、第 6実施形態における具体的な実施例について説明する。
[0819] (第 1実施例）
本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置を人体に対して適用し、前記装身 手段を指輪として実施した実施例を図 41に示す。
[0820] 図 41は本実施形態に係る血液成分濃度測定装置の第 1実施例である手への装着 形態を示す。図 41において、被検体としての生体 193に装着される指輪型の前記装 身手段としての装身部 207には、前記光出射手段及び前記音波検出手段が内蔵さ れ、前記光出射手段と前記音波検出手段に電力を供給する電源、並びに、前記音 波検出手段の一部としての前記超音波検出器の出力電気信号を増幅する前記音波 検出手段の一部としての位相検波増幅器および血液成分濃度の検出手段は、腕時 計型の表示部 221内に装備されている。装身部 207と表示部 221の間は接続ケー ブル 210により接続される。
[0821] 表示部 221の外側には、測定した血液成分濃度の表示器が備わり、また、少なく とも 1つの測定開始を指示するための釦が装備される。さらに、時計機能、測定濃度 データの記憶および呼出機能、記憶した測定データの外部機器への通信機能の装 備も有効である。 [0822] 上記接続ケーブル 210は、手の動きの支障とならないように、伸縮性を備え、更に、 手背における指伸筋の腱の問に沿うことが望ましい。なお装身部 207は、図 41にお いては左手第 2指に装着されているが、何れの手、何れの指にでも装着できるように 形成できることは 、うまでもな 、。
[0823] 図 42は、指輪型の装身部 207を指力 取り外した状態を示す図であり、手指を通 す指輪の枠 222における接続ケーブル 210の設置状況を示している。上記の接続ケ 一ブル 210を手指の腱問に保持するために、接続ケーブル 210の装身部 207の引 出し部が、指輪のビゼル (bezel)の頂を外して、設けてある。枠 222の幅の中央、す なわち図 42の中に示す a— aの破線に沿った切断面を、図 43に示す。
[0824] 図 43の装身部 207の断面を示す図において、装着時に指の手背側（図の上方）に 位置する指輪のビゼルに相当する部分に、前記光発生手段の一部としての光源チッ プ 314および前記光出射手段を構成する照射窓 313、反射鏡 316、凹面鏡 317など が設置され、一方、指の手掌側（図の下方）に位置する部分に前記音波検出手段の 一部としての超音波検出器 305が設置されて 、る。
[0825] 超音波検出器 305の出力インピーダンスは、一般に高インピーダンスであるため出 力を直接、接続ケーブル 310によって図 41に示す表示部 221まで導くのは、雑音の 観点から得策でない。それ故、超音波検出器 305の直近にインピーダンスを変換す る前置増幅器 312を設置し、超音波検出器 305の出力端子と接続し、超音波検出器 305の出力インピーダンスを低く変換して、前置増幅器 312の出力信号を図 41に示 す接続ケーブル 210を経て、表示部 221に供給して 、る。
[0826] 図 43に示すように超音波検出器 305の両側には、前述した超音波の反射対策が 施される。即ち、装身部 207の内側の面の超音波検出器 305の直上を含むおよそ半 周にわたって、緩衝材 306としてのシリコンゴムを設置し、また緩衝材 306と枠 311の 問は、吸音材 307によって充填されている。
[0827] 前記光発生手段としての光源チップ 314としては、半導体レーザ素子を用いるのが 良い。半導体レーザは、小型で、かつ長寿命であることにカ卩えて、注入電流を変調す ることにより、前記光音響法に必要な強度変調動作が素子に対して直接行えるという 利点を有するからである。 [0828] 光源チップ 314として半導体レーザ素子を使用した場合の出射光束 315は、通常 、拡散光束であり、出射直後のビーム径は、光音響法に適したビーム径よりも遥かに 小さい。それ故、ビーム径を拡大させた後に、生体への照射光 304を得る必要がある 。本実施例では、ビーム径を拡大させるための光学系を、反射鏡 316および凹面鏡 3 17よって構成している。即ち、出射全角 46° (開口数 NA=0. 39)を持つ出射光束 315に対し、光源チップ 314の出射端面から 1. 2mmの距離に反射鏡 316が設置さ れ、出射光束 315を上方の凹面鏡 317に向けて反射する。凹面鏡 317は、反射鏡 3 16から 4. 7mm離して保持され、反射鏡 316からの入射光束を平行光束に変換して 図面下方の照射窓 313方向に反射する。
[0829] 本実施例では、凹面鏡 317の焦点距離、即ち曲率半径の 1Z2が、光源チップ 314 の出射端から反射鏡 316までの光路と、当該反射鏡 316から凹面鏡 317までの光路 との和に等しく設定されているので、 5. Ommの直径を有する照射光 304が、照射窓 313を経て得られる。
[0830] 照射窓 313は、光源チップ 314、反射鏡 316および凹面鏡 317の保護と、光源チッ プ 314および反射鏡 316を高 、寸法精度を以て取付ける座板を兼ねて 、る。照射窓 313の材料としては照射光 304対して透明で、かつ、傷に強い性質が要求されるの で、本実施例では、サファイア板を使用している。
[0831] 凹面鏡 317の裏側は、装身部 207において指輪のビゼルの頂に相当する部分に あり、指輪の装飾品としての通常用途においては、中心的役割を担う箇所である。本 実施例において、この凹面鏡 317の裏側は、装飾の目的に利用できる。
[0832] 照射窓 313と凹面鏡 317は、相対位置を保って、枠 311に固定される必要がある。
そのため、枠 311には、照射窓 313と凹面鏡 317の位置合せのための切掛けが設け られる。更に枠 311は、電気配線の布線のための中空部分 (布線腔）、および、吸音 材 307と緩衝材 306の貼付の為の溝を備える。このような構造を有する枠 311は、宝 飾業における铸型 (キャスティング)の手法により、通常の指輪の台と同様にして十分 作成可能である。
[0833] 図 44に、光源チップ 314の実装形態を示す。本実施例においては、波長の互いに 異なる 2個の半導体レーザ素子を使用している。具体的には図 44に示す基板 321 上に MEMS技術を用いて形成した。図 44に示す光源チップ 314の概略の寸法は、 lmm X l. 5mm X (厚さ） 0. 6mmであり、指輪型の前記装身手段として容易に実装 可能な大きさである。
[0834] 図 44において、第 1の半導体レーザ 318はフッ化ポリイミドによる光導波路 322の 主枝の端面に設置され、光導波路 322の主枝中にレーザ発振光を出力する。一方、 第 2の半導体レーザ 319は、同じくフッ化ポリイミドによる光導波路 322の側枝の端面 に設置され、光導波路 322の側枝中にレーザ発振光を出力する。これら 2個の半導 体レーザ素子には、各々の電極パッド 320を介して、駆動電流が供給される。
[0835] 光導波路 322の主枝と側枝の交点には、前記光出射手段としての合波器 323が形 成されている。合波器 323は、フッ化ポリイミドの除去された間隙であり、多重干渉効 果、所謂、エタロン効果により、第 1の半導体レーザ 318の発振波長に対しては透過 、第 2の半導体レーザ 319の発振波長に対しては反射を呈するように作成されて!、る
[0836] 上記の構成により、波長の互いに異なる 2個の半導体レーザ素子の出力光が合波 され、光導波路 322の中を伝搬した後、光導波路 322の半導体レーザ素子が設置さ れていない方の端面から出射光束 315が出射される。
[0837] 図 45に、指輪型の前記装身手段の、図 42に示す a— aにおける断面図を示す。図 45にお ヽては、超音波検出器 305が埋設されて ヽる周辺が拡大して示されて!/ヽる。 超音波検出器 305としては、 PZTあるいは PVDF (ポリフッ化ビ-リデン）などの公知 の圧電超音波検出素子を使用できる。但し、 PZTは音響インピーダンスが高くインピ 一ダンス整合層の付カ卩の必要があり、一方、 PVDFは音響インピーダンスの整合に は有利であるが出力電圧、即ち感度が低い。本実施例においては、これら PZTある いは PVDF替えて、 MEMS技術により形成した MEMS型超音波検出素子を用いた
[0838] 図 45において、超音波検出器 305は、振動膜 324および固定電極 325により構成 される。
[0839] 上述した音響整合用の緩衝材 306は、超音波検出器 305において、振動膜 324に 接している。このような MEMS型の超音波検出器 305の、固定電極 325側の背圧を 逃すために、固定電極 325の背後の枠 311に設けられた細経穴を経て大気圧に通 じる流路が設けられている。超音波検出器 305は、振動膜 324と固定電極 325により 形成される平板容量 (キャパシター）における、振動膜 324の変位による容量変化に よって、超音波を検出する。従って、超音波検出器 305に接続される前置増幅器 31 2は、前記のインピーダンス変換機能に加えて、超音波検出器 305の平板容量に一 定電荷を供給する機能が付加されて!、る。
[0840] 前置増幅器 312は、図 43に示す接続ケーブル 310までの配線のための布線腔 32 6と共に、吸音材 307の背後の枠 311に設置されている。このような構成は、前置増 幅器 312および布線腔 326により、超音波が反射されるのを防止する配慮である。
[0841] 図 41にお 、て、指輪型の装身部 207と表示部 221の各々に内蔵する素子ある!/、 は回路、およびそれらの間の接続方法については、本実施例に示した以外にも、本 実施形態の趣旨を逸脱しない範囲で、種々考案し得る。例えば、前記接続ケーブル 内に光ファイバ（ケーブルの伸縮性を保っために、曲げ半径の小さ!/、ものが良 、）を 含め、光源チップ 314を表示部 221に設置し、指輪型の装身部 207の前記光出射 手段としては、ビーム拡大のための光学系のみを残すこともできる。
[0842] 一方、指輪型の装身部 207に電池を内蔵し、光源の駆動電源や位相検波増幅器 までを含めた携帯型非侵襲血液成分濃度測定装置に関わる全要素を、指輪型の装 身部 207に実装することも可能である。この場合、指輪型の装身部 207と表示部 221 の間の血液成分濃度計測値の通信は、接続ケーブル無しに無線によって行うことも できる。
[0843] (第 2実施例）
本実施形態に係る血液成分濃度測定装置を人体に対して適用し、手首に装着す る腕環型の前記装身手段として実施した構成を図 46に示す。
[0844] 図 46は本実施形態に係る前記血液成分濃度測定装置を、腕環型の前記装身手 段として、手首へ装着した状態を示す。図 46に示す前記血液成分濃度測定装置の 腕環型の前記装身手段の手首への装着形態において、被検体としての生体 400に 装着される腕環型の表示部 419は、実施例 1にお ヽて説明した腕時計型の表示部 2 21と指輪型の装身部 207がー体ィ匕した構成である。 [0845] 表示部 419は音波検出手段としての超音波検出器を内蔵し、更に、前記光発生手 段、前記光変調手段、前記光出射手段も内蔵した場合であり、表示部 419の外側に は、血液成分濃度の測定結果の表示器が備わり、また、少なくとも 1つの測定開始を 指示するための釦が装備される。さらに表示部 419へ付加する機能は、前述の実施 例 1と同様である。
[0846] 図 47は、腕環型の前記装身手段を手首から取り外した状態を示した図であり、手 首を囲む表示部 419、側帯 428および前記光出射手段としての光照射部 421により 構成している。腕環型の前記装身手段は、通例の腕時計と類似した外観を有するが 、その装着方法においては相異している。即ち、通例の腕時計の場合は、一般に着 脱のためのバックル等が装備される両側帯 (腕時計にあっては時計バンドと称される )の重なり部分が、腕環型の前記装身手段の場合は光照射部 421によって占められ ている。従って、このような腕環型の前記装身手段には、別種の着脱機構が必要とな る。
[0847] 本実施例においては、腕環型の前記装身手段の着脱機構として、図 47に示す挿 入片 429、開口 430および着脱釦 431から構成されるシートベルトに類似の着脱機 構を装備している。
[0848] 本実施例において、音波検出手段としての超音波検出器は、表示部 419の裏蓋に 埋設されている。前記超音波検出器としては、前述の第 1実施例と同様に、 PZT, P VDFあるいは MEMS型などの超音波検出素子を使用できる。
[0849] 前記超音波検出器、およびその両側における生体との接触面には、緩衝材 418が 設置され、この緩衝材 418の内側には、前記吸音材が充填されている。
[0850] 本実施例においては、腕環型の前記装身手段は前記超音波検出器が手背側に接 し、光照射部 421が手掌側に接するように装着する。その理由は、手首の手掌側に は、長掌筋の腱、尺側皮 (正中）静脈等による凹凸があり、手首の手掌側においては 、前記超音波検出器を皮膚に密着させ、良好な音響結合を期待し難いからである。
[0851] 光照射部 421を側帯 428の方向へ向力 中央線に沿った切断面を、図 48に示す。
図 48は図 47に示す腕環型の前記装身手段の光照射部 421の断面を示す図であり 、上記の第 1実施例と同様の前記光発生手段の一部としての光源チップ 414の出射 光束 415のビーム径を拡大した後に、生体への出射光 417を得て 、る。
[0852] 本実施例では、ビーム径拡大のための光学系を、反射鏡 416およびレンズ 432に より構成している。即ち、出射全角 46° (開口数 NA=0. 39)を持つ出射光束 415 に対し、光源チップ 414の出射端から 2. 7mmの距離に反射鏡 416が設置され、出 射光束 415をレンズ 432の方向へ反射する。レンズ 432は、反射鏡 416力ら 3. 2mm 離して保持され、反射鏡 416からの入射光束を平行光束に変換して図面の上方、照 射窓 413の方向に照射する。
[0853] 本実施例では、レンズ 432の焦点距離が、丁度光源チップ 414の出射端力も反射 鏡 416までの光路と当該反射鏡 416からレンズ 432までの光路との和に等しく設定さ れているので、 5. Ommのビーム直径を有する出射光 417が、照射窓 413を経て得 られる。照射窓 413は、光照射部 421の内部の部品の保護のため設けられ、出射光 417に対して透明で、かつ傷つき難い性質が要求される。光源チップ 414および反 射鏡 416は、高い寸法精度を以て光源座板 433に取付けられている。
[0854] 本実施形態に係る腕環型の前記装身手段としては、以上の実施例で例示した他に も、上腕部に装着する腕環 (アームレット）、躁に装着するアンクレット、さらに首に装 着する首輪等 (但し、後二者としては密着性の良い形態のもの）を、本実施形態の精 神を逸脱しな 、範囲で選択して実施できることは、言うまでもな 、。
産業上の利用可能性
[0855] 本実施形態に係る液体成分濃度測定装置及び液体成分濃度測定装置制御方法 は、液体中の成分濃度を測定する分野、例えば果実の糖度測定に適用することがで きる。
[0856] 本実施形態に係る血液成分濃度測定装置および血液成分濃度測定装置制御方 法は、日常の健康管理や美容上のチェックに利用することができる。また、人間の生 体ば力りでなぐ動物の生体についても健康管理に利用することができる。

Claims

請求の範囲
[1] 光を発生する光発生手段と、
前記光発生手段が発生する光を変調する変調周波数を掃引する周波数掃引手段 と、
前記周波数掃引手段からの信号により前記光発生手段で発生した光を電気的に 強度変調する光変調手段と、
前記強度変調された光を被測定物に向けて出射する光出射手段と、
前記出射された光により被測定物内に発生する音波を検出する音波検出手段と、 前記音波検出手段が検出した音波を掃引された変調周波数範囲で積算する積算 手段と、
を備えたことを特徴とする成分濃度測定装置。
[2] 光を発生する光発生手段と、
該光発生手段の発生した光を一定周波数で電気的に強度変調する光変調手段と 該光変調手段の強度変調した強度変調光を被測定物に向けて出射する光出射手 段と、
前記強度変調光を出射された被測定物から放射される音波を検出する音波検出 手段と、
を備えた成分濃度測定装置であって、
前記光出射手段と前記音波検出手段との間に前記被測定物と略等しい音響インピ 一ダンスの音響整合物質及び前記被測定物が配置可能であることを特徴とする成分 濃度測定装置。
[3] 光を発生する光発生手段と、
該光発生手段の発生した光を一定周波数で電気的に強度変調する光変調手段と 該光変調手段の強度変調した強度変調光を被測定物に向けて出射する光出射手 段と、
前記強度変調光を出射された被測定物から放射される音波を検出する音波検出 手段と、
前記光出射手段と前記音波検出手段との間を前記被測定物と略等しい音響インピ 一ダンスの音響整合物質で充填する容器と、
備えことを特徴とする成分濃度測定装置。
[4] 前記光発生手段は、異なる波長の 2波の光を発生し、
前記光変調手段は、同一周波数かつ互いに逆位相となる強度変調光に前記光の 各々を強度変調することを特徴とする請求項 2又は 3に記載の成分濃度測定装置。
[5] 光を発生する光発生手段と、
該光発生手段の発生した光を一定周波数で電気的に強度変調する光変調手段と 該光変調手段の強度変調した強度変調光を被測定物に向けて出射する光出射手 段と、
音響波を出力する音響波発生器と、
前記強度変調光を照射された被測定物から放射される音波及び前記音響波発生 器から被測定物を透過する前記音響波を検出する音波検出手段と、
を備えたことを特徴とする成分濃度測定装置。
[6] 異なる波長の 2波の光を発生する光発生手段と、
該異なる波長の 2波の光の各々を同一周波数で逆位相の信号により電気的に強度 変調する光変調手段と、
強度変調された該異なる波長の 2波の光を被測定物に向けて出射する光出射手段 と、
出射された光により被測定物内に発生する音波を検出する音波検出手段と、 を備えたことを特徴とする成分濃度測定装置。
[7] 前記光発生手段が発生する光を変調する変調周波数を掃引する周波数掃引手段 と、
前記音波検出手段が検出した音波を掃引された変調周波数範囲で積算する積算 手段と、
をさらに備え、 前記光変調手段は、前記周波数掃引手段からの信号により前記異なる波長の 2波 の光を各々逆位相で電気的に強度変調することを特徴とする請求項 6に記載の成分 濃度測定装置。
[8] 前記音波検出手段は、前記周波数掃引手段が掃引する変調周波数に追尾して、 出射された光により前記被測定物内に発生する音波を検出し、
前記積算手段は、前記音波検出手段が高い検出感度を有する変調周波数範囲で 、前記音波検出手段が検出した音波を積算することを特徴とする請求項 1に記載の 成分濃度測定装置。
[9] 前記音波検出手段は、前記周波数掃引手段が掃引する変調周波数に追尾して、 出射された光により前記被測定物内に発生する音波を検出し、
前記積算手段は、前記音波検出手段が高い検出感度を有する変調周波数範囲で 、前記音波検出手段が検出した音波を積算することを特徴とする請求項 7に記載の 成分濃度測定装置。
[10] 前記積算手段により積算された音波から前記被測定物内の測定対象とする液体成 分の成分濃度を算定する液体成分濃度算定手段をさらに備えることを特徴とする請 求項 1又は 8に記載の成分濃度測定装置。
[11] 前記積算手段により積算された音波から前記被測定物内の測定対象とする液体成 分の成分濃度を算定する液体成分濃度算定手段をさらに備えることを特徴とする請 求項 6又は 7に記載の成分濃度測定装置。
[12] 音響波を出力する音響波発生器をさらに備え、
前記音波検出手段は、前記被測定物からの音波と共に、前記音響波発生器から 前記被測定物を透過する前記音響波を検出することを特徴とする請求項 6に記載の 成分濃度測定装置。
[13] 前記音響波発生器又は前記音波検出手段の少なくともいずれかの位置を可変す る駆動手段をさらに備えることを特徴とする請求項 5に記載の成分濃度測定装置。
[14] 前記音響波発生器又は前記音波検出手段の少なくともいずれかの位置を可変す る駆動手段をさらに備えることを特徴とする請求項 12に記載の成分濃度測定装置。
[15] 前記音波検出手段で検出された音響波の強度が特定の値になるように前記駆動 手段を制御する制御手段をさらに備えることを特徴とする請求項 13に記載の成分濃 度測定装置。
[16] 前記音波検出手段で検出された音響波の強度が特定の値になるように前記駆動 手段を制御する制御手段をさらに備えることを特徴とする請求項 14に記載の成分濃 度測定装置。
[17] 前記光発生手段は、前記 2波の光の波長を、測定対象とする液体成分の呈する吸 収の差が溶媒の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定することを特徴と する請求項 6、 7、 9、 11、 12、 14又は 16に記載の成分濃度測定装置。
[18] 前記光発生手段は、前記 2波の光のうち一方の光の波長を測定対象とする液体成 分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し、他方の光の波長を溶媒が前記一方の光 の波長におけるのと相等しい吸収を呈する波長に設定することを特徴とする請求項 6
、 7、 9、 11、 12、 14又は 16に記載の成分濃度測定装置。
[19] 前記 2波の光の波長を、測定対象とする液体成分の呈する吸収の差がそれ以外の 液体成分の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定することを特徴とする 請求項 17又は 18に記載の成分濃度測定装置。
[20] 前記光出射手段と前記被測定物との間に、出射する光のビームを合成する合成器 を、さらに備えることを特徴とする請求項 6、 7、 9、 11、 12、 14、 16、 17、 18又は 19 に記載の成分濃度測定装置。
[21] 前記音波検出手段力 の音波の振幅を検出する検波増幅手段を、さらに備えるこ とを特徴とする請求項 6から 20に記載のいずれかの成分濃度測定装置。
[22] 検出された音波の圧力から前記被測定物内の測定対象とする液体成分の成分濃 度を算定する液体成分濃度算定手段をさらに備えたことを特徴とする請求項 6から 2
1に記載の!、ずれかの成分濃度測定装置。
[23] 前記音波検出手段が検出した音波を変調周波数に対応して記録する記録手段を さらに備えることを特徴とする請求項 1から 22に記載のいずれかの成分濃度測定装 置。
[24] 光を発生する光発生手段と、
前記光発生手段が発生する光を変調する変調周波数を掃引する周波数掃引手段 と、
前記周波数掃引手段からの信号により前記光発生手段で発生した光を電気的に 強度変調する光変調手段と、
前記強度変調された光を被検体に向けて出射する光出射手段と、
前記出射された光により前記被検体内に発生する音波を検出する音波検出手段と 前記音波検出手段が検出した音波を掃引された変調周波数範囲で積算する積算 手段と、
を備えることを特徴とする成分濃度測定装置。
[25] 光を発生する光発生手段と、
該光発生手段の発生した光を一定周波数で電気的に強度変調する光変調手段と 該光変調手段の強度変調した強度変調光を被検体に向けて出射する光出射手段 と、
前記強度変調光を照射された前記被検体から放射される音波を検出する音波検 出手段と、
を備えた成分濃度測定装置であって、
前記光出射手段と前記音波検出手段との間に前記被検体と略等しい音響インピー ダンスの音響整合物質及び前記被検体が配置可能であることを特徴とする成分濃度 測定装置。
[26] 光を発生する光発生手段と、
該光発生手段の発生した光を一定周波数で電気的に強度変調する光変調手段と 該光変調手段の強度変調した強度変調光を被検体に向けて出射する光出射手段 と、
前記強度変調光を照射された前記被検体から放射される音波を検出する音波検 出手段と、
前記光出射手段と前記音波検出手段との間を前記被検体と略等しい音響インピー ダンスの音響整合物質で充填する容器と、
備えることを特徴とする成分濃度測定装置。
[27] 前記容器は、前記音響整合物質としての水で充填されることを特徴とする請求項 2
6に記載の成分濃度測定装置。
[28] 前記光発生手段は、異なる波長の 2波の光を発生し、
前記光変調手段は、同一周波数かつ互いに逆位相となる強度変調光に前記光の 各々を強度変調することを特徴とする請求項 26又は 27に記載の成分濃度測定装置
[29] 前記容器は、横断面の形状が半円形であり、前記半円形の円の略中心点の位置 に前記光出射手段が配置されていることを特徴とする請求項 26又は 27に記載の成 分濃度測定装置。
[30] 前記容器は、横断面の形状が半円形であり、前記半円形の円の略中心点の位置 に前記光出射手段が配置されていることを特徴とする請求項 28に記載の成分濃度 測定装置。
[31] 前記音波検出手段が前記容器の前記半円形の円弧の部分に 2個以上配置されて いることを特徴とする請求項 29に記載の成分濃度測定装置。
[32] 前記音波検出手段が前記容器の前記半円形の円弧の部分に 2個以上配置されて いることを特徴とする請求項 30に記載の成分濃度測定装置。
[33] 前記容器は、横断面の形状が楕円形であり、前記光出射手段及び前記音波検出 手段が前記楕円形の略焦点の位置のそれぞれに配置されていることを特徴とする請 求項 26又は 27に記載の成分濃度測定装置。
[34] 前記容器は、横断面の形状が楕円形であり、前記光出射手段及び前記音波検出 手段が前記楕円形の略焦点の位置のそれぞれに配置されていることを特徴とする請 求項 28に記載の成分濃度測定装置。
[35] 前記容器は、底部が 2つの焦点を断面に含む半楕円球であり、前記光出射手段及 び前記音波検出手段がそれぞれ略前記 2つの焦点に配置されていることを特徴とす る請求項 26又は 27に記載の成分濃度測定装置。
[36] 前記容器は、底部が 2つの焦点を断面に含む半楕円球であり、前記光出射手段及 び前記音波検出手段がそれぞれ略前記 2つの焦点に配置されていることを特徴とす る請求項 28に記載の成分濃度測定装置。
[37] 前記容器の内壁面の少なくとも一部に反射材を含むことを特徴とする請求項 33又 は 35に記載の成分濃度測定装置。
[38] 前記容器の内壁面の少なくとも一部に反射材を含むことを特徴とする請求項 34又 は 36に記載の成分濃度測定装置。
[39] 前記容器の内壁面の少なくとも一部に吸音材を含むことを特徴とする請求項 26、 2
7、 29、 31、 33、 35又は 37に記載の成分濃度測定装置。
[40] 前記容器の内壁面の少なくとも一部に吸音材を含むことを特徴とする請求項 28、 3
0、 32、 34、 36又は 38に記載の成分濃度測定装置。
[41] 前記容器の内壁面に、前記強度変調光に対して透明な出射窓をさらに有すること を特徴とする請求項 26、 27、 29、 31、 33、 35、 37又は 39に記載の成分濃度測定 装置。
[42] 前記容器の内壁面に、前記強度変調光に対して透明な出射窓をさらに有すること を特徴とする請求項 28、 30、 32、 34、 36、 38又は 40に記載の成分濃度測定装置。
[43] 前記光出射手段は、前記容器に強度変調光を導く光ファイバを含むことを特徴とす る請求項 26、 27、 29、 31、 33、 35、 37、 39又は 41に記載の成分濃度測定装置。
[44] 前記光出射手段は、前記容器に強度変調光を導く光ファイバを含むことを特徴とす る請求項 28、 30、 32、 34、 36、 38、 40又は 42に記載の成分濃度測定装置。
[45] 前記音響整合物質の温度を測定する温度計測手段と、
該温度計測手段の測定した温度に応じて前記音響整合物質の温度を調節する温 度調節手段と、をさらに備えることを特徴とする請求項 26、 27、 29、 31、 33、 35、 37
、 39、 41又は 43に記載の成分濃度測定装置。
[46] 前記音響整合物質の温度を測定する温度計測手段と、
該温度計測手段の測定した温度に応じて前記音響整合物質の温度を調節する温 度調節手段と、をさらに備えることを特徴とする請求項 28、 30、 32、 34、 36、 38、 40
、 42又は 44に記載の成分濃度測定装置。
[47] 光を発生する光発生手段と、 該光発生手段の発生した光を一定周波数で電気的に強度変調する光変調手段と 該光変調手段の強度変調した強度変調光を被検体に向けて出射する光出射手段 と、
音響波を出力する音響波発生器と、
前記強度変調光を照射された前記被検体から放射される音波及び前記音響波発 生器から被検体を透過する前記音響波を検出する音波検出手段と、
を備えることを特徴とする成分濃度測定装置。
[48] 異なる波長の 2波の光を発生する光発生手段と、
該異なる波長の 2波の光の各々を同一周波数で逆位相の信号により電気的に強度 変調する光変調手段と、
強度変調された該異なる波長の 2波の光を被検体に向けて出射する光出射手段と 出射された光により前記被検体内に発生する音波を検出する音波検出手段と、 を備えることを特徴とする成分濃度測定装置。
[49] 前記同一周波数の繰り返し間隔よりも長い間隔で断続的に発生させた光を前記被 検体に向けて出射する第 2の光出射手段をさらに備えることを特徴とする請求項 48 に記載の成分濃度測定装置。
[50] 前記第 2の光出射手段の光の波長が測定対象とする成分と異なる成分の特徴的な 吸収を呈する波長であることを特徴とする請求項 49に記載の成分濃度測定装置。
[51] 前記第 2の光出射手段の光の波長が血液中のヘモグロビンの特徴的な吸収を呈 する波長であることを特徴とする請求項 49又は 50に記載の成分濃度測定装置。
[52] 前記第 2の光出射手段の光を発生させる間隔が、前記被検体に 2°C以下の温度上 昇を生じさせる間隔であることを特徴とする請求項 49、 50又は 51に記載の成分濃度 測定装置。
[53] 前記第 2の光出射手段の光の強度が、前記被検体に 2°C以下の温度上昇を生じさ せる強度であることを特徴とする請求項 49、 50、 51又は 52に記載の成分濃度測定 装置。
[54] 前記光発生手段が発生する光を変調する変調周波数を掃引する周波数掃引手段 と、
前記音波検出手段が検出した音波を掃引された変調周波数範囲で積算する積算 手段と、
をさらに備え、
前記光変調手段は、前記周波数掃引手段からの信号により前記異なる波長の 2波 の光を各々逆位相で電気的に強度変調することを特徴とする請求項 48に記載の成 分濃度測定装置。
[55] 前記音波検出手段は、前記周波数掃引手段が掃引する変調周波数に追尾して、 出射された光により前記被検体内に発生する音波を検出し、
前記積算手段は、前記音波検出手段が高い検出感度を有する変調周波数範囲で、 前記音波検出手段が検出した音波を積算することを特徴とする請求項 24に記載の 成分濃度測定装置。
[56] 前記音波検出手段は、前記周波数掃引手段が掃引する変調周波数に追尾して、 出射された光により前記被検体内に発生する音波を検出し、
前記積算手段は、前記音波検出手段が高い検出感度を有する変調周波数範囲で、 前記音波検出手段が検出した音波を積算することを特徴とする請求項 54に記載の 成分濃度測定装置。
[57] 前記積算手段により積算された音波から前記被検体内の測定対象とする成分の成 分濃度を算定する成分濃度算定手段をさらに備えることを特徴とする請求項 24又は
55に記載の成分濃度測定装置。
[58] 前記積算手段により積算された音波から前記被検体内の測定対象とする成分の成 分濃度を算定する成分濃度算定手段をさらに備えることを特徴とする請求項 54又は
56に記載の成分濃度測定装置。
[59] 音響波を出力する音響波発生器をさらに備え、
前記音波検出手段は、前記被検体からの音波と共に、前記音響波発生器から前 記被検体を透過する前記音響波を検出することを特徴とする請求項 48に記載の成 分濃度測定装置。
[60] 前記音響波発生器又は前記音波検出手段の少なくともいずれかの位置を可変す る駆動手段をさらに備えることを特徴とする請求項 47に記載の成分濃度測定装置。
[61] 前記音響波発生器又は前記音波検出手段の少なくともいずれかの位置を可変す る駆動手段をさらに備えることを特徴とする請求項 59に記載の成分濃度測定装置。
[62] 前記音波検出手段で検出された音響波の強度が特定の値になるように前記駆動 手段を制御する制御手段をさらに備えることを特徴とする請求項 60に記載の成分濃 度測定装置。
[63] 前記音波検出手段で検出された音響波の強度が特定の値になるように前記駆動 手段を制御する制御手段をさらに備えることを特徴とする請求項 61に記載の成分濃 度測定装置。
[64] 前記光出射手段は、前記音響波発生器と連動するよう前記音響波発生器に固定さ れていることを特徴とする請求項 47、 60又は 62に記載の成分濃度測定装置。
[65] 前記光出射手段は、前記音響波発生器と連動するよう前記音響波発生器に固定さ れていることを特徴とする請求項 59、 61又は 63に記載の成分濃度測定装置。
[66] 圧力が制御可能な押圧力で前記音響波発生器及び前記音波検出手段を前記被 検体に押圧する押し付け手段をさらに備えることを特徴とする請求項 47、 60、 62又 は 64に記載の成分濃度測定装置。
[67] 圧力が制御可能な押圧力で前記音響波発生器及び前記音波検出手段を前記被 検体に押圧する押し付け手段をさらに備えることを特徴とする請求項 59、 61、 63又 は 65に記載の成分濃度測定装置。
[68] 前記音響波発生器は、前記光出射手段からの強度変調光のビームに近接して配 置されていることを特徴とする請求項 47、 60、 62、 64又は 66に記載の成分濃度測 定装置。
[69] 前記音響波発生器は、前記光出射手段からの強度変調光のビームに近接して配 置されていることを特徴とする請求項 59、 61、 63、 65又は 67に記載の成分濃度測 定装置。
[70] 前記音響波発生器の一部に、前記強度変調光のビームを透過する透過窓をさらに 備えることを特徴とする請求項 47、 60、 62、 64、 66又は 68に記載の成分濃度測定 装置。
[71] 前記音響波発生器の一部に、前記強度変調光のビームを透過する透過窓をさらに 備えることを特徴とする請求項 59、 61、 63、 65、 67又は 69に記載の成分濃度測定 装置。
[72] 前記音響波発生器は、出力する前記音響波の周波数及び Z又は強度が可変であ ることを特徴とする請求項 47、 60、 62、 64、 66、 68又は 70に記載の成分濃度測定 装置。
[73] 前記音響波発生器は、出力する前記音響波の周波数及び Z又は強度が可変であ ることを特徴とする請求項 59、 61、 63、 65、 67、 69又は 71に記載の成分濃度測定 装置。
[74] 前記音響波発生器及び Z又は前記光出射手段の前記被検体の接する面に、前記 被検体と音響インピーダンスの略等しい音響結合部材をさらに備えることを特徴とす る請求項 47、 60、 62、 64、 66、 68、 70又は 72に記載の成分濃度測定装置。
[75] 前記音響波発生器及び Z又は前記光出射手段の前記被検体の接する面に、前記 被検体と音響インピーダンスの略等しい音響結合部材をさらに備えることを特徴とす る請求項 59、 61、 63、 65、 67、 69、 71又は 73に記載の成分濃度測定装置。
[76] 前記光発生手段は、前記 2波の光の波長を、測定対象とする成分の呈する吸収の 差が溶媒の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定することを特徴とする 請求項 48、 49、 50、 51、 52、 53、 54、 56、 58、 59、 61、 63、 65、 67、 69、 71、 73 又は 75に記載の成分濃度測定装置。
[77] 前記光発生手段は、前記 2波の光のうち一方の光の波長を測定対象とする成分が 特徴的な吸収を呈する波長に設定し、他方の光の波長を溶媒が前記 1波の光の波 長におけるのと相等しい吸収を呈する波長に設定することを特徴とする請求項 48、 4 9、 50、 51、 52、 53、 54、 56、 58、 59、 61、 63、 65、 67、 69、 71、 73又は 75に記 載の成分濃度測定装置。
[78] 前記光発生手段は、前記 2波の光の波長を、測定対象とする成分の呈する吸収の 差がそれ以外の成分の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定すること を特徴とすることを特徴とする請求項 76又は 77に記載の成分濃度測定装置。
[79] 前記光発生手段は、前記 2波の光の波長を、測定対象とする血液成分の呈する吸 収の差が水の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定することを特徴とす る請求項 48、 49, 50、 51、 52, 53, 54, 56, 58, 59, 61、 63, 65, 67, 69, 71, 7 3又は 75に記載の成分濃度測定装置。
[80] 前記光発生手段は、前記 2波の光のうち一方の光の波長を測定対象とする血液成 分が特徴的な吸収を呈する波長に設定し、他方の光の波長を水が前記 1波の光の 波長におけるのと相等しい吸収を呈する波長に設定することを特徴とする請求項 48 、 49、 50、 51、 52、 53、 54、 56、 58、 59、 61、 63、 65、 67、 69、 71、 73又は 75に 記載の成分濃度測定装置。
[81] 前記光発生手段は、前記 2波の光の波長を、測定対象とする血液成分の呈する吸 収の差がそれ以外の血液成分の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定 することを特徴とする請求項 79又は 80に記載の成分濃度測定装置。
[82] 前記光出射手段と前記被検体との間に、出射する光のビームを合成する合成器を 、さらに備えることを特徴とする請求項 48、 49、 50、 51、 52、 53、 54、 56、 58、 59、 61、 63、 65、 67、 69、 71、 73、 75、 76、 77、 78、 79、 80又は 81に記載の成分濃 度測定装置。
[83] 前記音波検出手段力 の音波の振幅を検出する検波増幅手段を、さらに備えるこ とを特徴とする請求項 55、 57、 60、 62、 64、 66、 68、 70、 72又は 74に記載の成分 濃度測定装置。
[84] 前記音波検出手段力 の音波の振幅を検出する検波増幅手段を、さらに備えるこ とを特徴とする請求項 48、 49、 50、 51、 52、 53、 54、 56、 58、 59、 61、 63、 65、 6 7、 69、 71、 73、 75、 76、 77、 78、 79、 80、 81又は 82に記載の成分濃度測定装置
[85] 前記検波増幅手段は、同期検波増幅器であることを特徴とする請求項 83に記載の 成分濃度測定装置。
[86] 前記検波増幅手段は、同期検波増幅器であることを特徴とする請求項 84に記載の 成分濃度測定装置。
[87] 前記光出射手段の出射する 2つの光のビーム径が略等しいことを特徴とする請求 項 48、 49、 50、 51、 52、 53、 54、 56、 58、 59、 61、 63、 65、 67、 69、 71、 73、 75 、 76、 77、 78、 79、 80、 81、 82、 84又は 86に記載の成分濃度測定装置。
[88] 検出された音波の圧力から前記被検体内の測定対象とする成分の成分濃度を算 定する成分濃度算定手段をさらに備えたことを特徴とする請求項 48、 49、 50、 51、 52、 53、 54、 56、 58、 59、 61、 63、 65、 67、 69、 71、 73、 75、 76、 77、 78、 79、 8 0、 81、 82、 84、 86又は 87に記載の成分濃度測定装置。
[89] 前記成分濃度算定手段は、
前記異なる波長の 2波の光を前記被検体に出射して発生する音波の圧力を、 前記 2波の光のうち 1波の光を零としたときに発生する音波の圧力で除算することを 特徴とする請求項 88に記載の成分濃度測定装置。
[90] 前記光変調手段は、
前記被検体内に発生する音波検出に関わる共鳴周波数と同一の周波数で変調する ことを特徴とする請求項 48、 49、 50、 51、 52、 53、 54、 56、 58、 59、 61、 63、 65、 67、 69、 71、 73、 75、 76、 77、 78、 79、 80、 81、 82、 84、 86、 87、 88又は 89に 記載の成分濃度測定装置。
[91] 前記光発生手段は、
強度変調された前記異なる波長の 2波の光を 1の光束に合波し水に照射して発生す る音波の圧力が零になるように前記異なる波長の 2波の光の各々の相対的な強度を 調整することを特徴とする請求項 48、 49、 50、 51、 52、 53、 54、 56、 58、 59、 61、 63、 65、 67、 69、 71、 73、 75、 76、 77、 78、 79、 80、 81、 82、 84、 86、 87、 88、 8 9又は 90に記載の成分濃度測定装置。
[92] 前記音波検出手段は、
前記変調周波数に同期して同期検波により音波を検出することを特徴とする請求項 48、 49、 50、 51、 52、 53、 54、 56、 58、 59、 61、 63、 65、 67、 69、 71、 73、 75、 7 6、 77、 78、 79、 80、 81、 82、 84、 86、 87、 88、 89、 90又は 91に記載の成分濃度 測定装置。
[93] 前記光発生手段及び前記光変調手段は、
2の半導体レーザ光源の各々を同一周波数で互いに逆位相の矩形波信号により直 接変調することを特徴とする請求項 48、 49、 50、 51、 52、 53、 54、 56、 58、 59、 61 、 63、 65、 67、 69、 71、 73、 75、 76、 77、 78、 79、 80、 81、 82、 84、 86、 87、 88 、 89、 90、 91又は 92に記載の成分濃度測定装置。
[94] 測定対象とする血液成分がグルコース又はコレステロールであることを特徴とする 請求項 48、 49、 50、 51、 52、 53、 54、 56、 58、 59、 61、 63、 65、 67、 69、 71、 73 、 75、 76、 77、 78、 79、 80、 81、 82、 84、 86、 87、 88、 89、 90、 91、 92又は 93に 記載の成分濃度測定装置。
[95] 前記音波検出手段が検出した音波を変調周波数に対応して記録する記録手段を さらに備えることを特徴とする請求項 24、 25、 26、 27、 29、 31、 33、 35、 37、 39、 4 1、 43、 45、 55、 57、 60、 62、 64、 66、 68、 70、 72、 74、 83又は 85に記載の成分 濃度測定装置。
[96] 前記音波検出手段が検出した音波を変調周波数に対応して記録する記録手段を さらに備えることを特徴とする請求項 28、 30、 32、 34、 36、 38、 40、 42、 44、 46、 4 8、 49、 50、 51、 52、 53、 54、 56、 58、 59、 61、 63、 65、 67、 69、 71、 73、 75、 76 、 77、 78、 79、 80、 81、 82、 84、 86、 87、 88、 89、 90、 91、 92、 93又は 94に記載 の成分濃度測定装置。
[97] 前記光出射手段と前記音波検出手段とは、略対向する位置に配置されていること を特徴とする請求項 24、 25、 26、 27、 29、 31、 33、 35、 37、 39、 41、 43、 45、 55 、 57、 60、 62、 64、 66、 68、 70、 72、 74、 83、 85又は 95に記載の成分濃度測定 装置。
[98] 前記光出射手段と前記音波検出手段とは、略対向する位置に配置されていること を特徴とする請求項 28、 30、 32、 34、 36、 38、 40、 42、 44、 46、 48、 49、 50、 51 、 52、 53、 54、 56、 58、 59、 61、 63、 65、 67、 69、 71、 73、 75、 76、 77、 78、 79 、 80、 81、 82、 84、 86、 87、 88、 89、 90、 91、 92、 93、 94又は 96に記載の成分濃 度測定装置。
[99] 前記強度変調光の光路の少なくとも一部の周囲に、前記強度変調光が前記成分 濃度測定装置の外部へ漏洩することを防ぐ遮光フードをさらに備えることを特徴とす る請求項 24、 25, 26, 27, 29, 31、 33, 35, 37, 39, 41、 43, 45, 55, 57, 60、 6 2、 64、 66、 68、 70、 72、 74、 83、 85、 95又は 97に記載の成分濃度測定装置。
[100] 前記被検体の一部を囲んで装着される環状部分の内側の前記被検体に接する部 分に、少なくとも前記光出射手段及び前記音波検出手段が配置された装身手段をさ らに備えることを特徴とする請求項 48、 49、 50、 51、 52、 53、 54、 56、 58、 59、 61 、 63、 65、 67、 69、 71、 73、 75、 76、 77、 78、 79、 80、 81、 82、 84、 86、 87、 88 、 89、 90、 91、 92、 93、 94、 96又 ίま 98に記載の成分濃度柳』定装置。
[101] 前記光出射手段と前記音波検出手段とは、互いに前記装身手段の環状部分の略 対向する位置に配置されていることを特徴とする請求項 100に記載の成分濃度測定 装置。
[102] 前記音波検出手段の配置箇所を含んで、前記装身手段の環状部分の内側の被検 体に接する部分の少なくとも半周にわたる部分に、前記被検体に近似する音響イン ピーダンスを有する緩衝材の層が配置されていることを特徴とする請求項 100又は 1
01に記載の成分濃度測定装置。
[103] 前記緩衝材の層と前記装身手段の環状部分の内側の面との間に吸音材が充填さ れていることを特徴とする請求項 102に記載の成分濃度測定装置。
[104] 前記光発生手段は、複数の半導体レーザ素子によって異なる波長の 2波の光を発生 することを特徴とする 100から 103に記載のいずれかの成分濃度測定装置。
[105] 前記光出射手段は、前記光発生手段の発生した光のビーム径を拡大するビーム径 拡大器を備えることを特徴とする請求項 100から 104に記載のいずれかの成分濃度 測定装置。
[106] 前記装身手段が人体の手指に装着される指輪であり、かつ、前記光出射手段が前 記手指の手背側に配置され、前記音波検出手段が前記手指の手掌側に配置されて いることを特徴とする請求項 100から 105に記載のいずれかの成分濃度測定装置。
[107] 前記装身手段が人体の腕に装着される腕輪であり、かつ、前記光出射手段が手掌 側に配置され、前記音波検出手段が手背側に配置されていることを特徴とする請求 項 100から 106に記載のいずれかの成分濃度測定装置。
[108] 光発生手段が、光を発生する光発生手順と、
周波数掃引手段が、前記光発生手順で発生した光を変調する周波数を掃引する 周波数掃引手順と、
光変調手段が、前記周波数掃引手順で掃引した信号により前記光発生手順で発 生した光を電気的に強度変調する光変調手順と、
光出射手段が、前記光変調手順において強度変調された光を被測定物に出射す る光出射手順と、
音波検出手段が、前記光出射手順において出射された光により前記被測定物内 に発生する音波を検出する音波検出手順と、
積算手段が、前記音波検出手順で検出した音波を掃引された変調周波数範囲で 積算する積算手順と、
を順に含むことを特徴とする成分濃度測定装置制御方法。
[109] 光発生手段が、光を発生する光発生手順と、
光変調手段が、前記光発生手順で発生した光を一定周波数で電気的に強度変調 する光変調手順と、
光出射手段が、前記光変調手順で強度変調した強度変調光を被測定物に出射す る光出射手順と、
音波検出手段が、前記光出射手順において強度変調光により前記被測定物内に 発生する音波を検出する音波検出手順と、
を含む成分濃度測定装置制御方法であって、
前記光出射手順及び前記音波検出手順を、被測定物と音響インピーダンスの略等 しい音響整合物質の充填された容器内で行うことを特徴とする成分濃度測定装置制 御方法。
[110] 音響波発生器が、音響波を 2箇所以上の異なる位置から前記被測定物に出力し、 音波検出手段が、前記被測定物を透過した前記音響波の強度が特定の値になる位 置を検出する最適位置検出手順と、
光出射手段が、前記音響波の強度が特定の値となった位置力 一定周波数で強 度変調された強度変調光を前記被測定物に出射し、前記音波検出手段が、前記被 測定物カゝら放射される音波を検出する音波検出手順と、
を順に含むことを特徴とする成分濃度測定装置制御方法。
[111] 光発生手段が、異なる波長の 2波の光を発生する光発生手順と、
光変調手段が、前記光発生手順において発生させた異なる波長の 2波の光の各々 を同一周波数で逆位相の信号により電気的に強度変調する光変調手順と、 光出射手段が、前記光変調手順において強度変調された異なる波長の 2波の光を 被測定物に出射する光出射手順と、
音波検出手段が、前記光出射手順において出射された光により前記被測定物内 に発生する音波を検出する音波検出手順と、
を順に含むことを特徴とする成分濃度測定装置制御方法。
[112] 周波数掃引手段が、前記光発生手順で発生した光を変調する周波数を掃引する 周波数掃引手順と、
積算手段が、前記音波検出手順で検出した音波を掃引された変調周波数範囲で 積算する積算手順と、
をさらに含むことを特徴とする請求項 111に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[113] 前記音波検出手順は、前記周波数掃引手順において掃引する変調周波数に追尾 して、出射された光により前記被測定物内に発生する音波を検出し、
前記積算手順は、前記音波検出手順において音波の検出感度が高い変調周波数 範囲で、前記音波検出手順で検出した音波を積算する手順であることを特徴とする 請求項 108に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[114] 前記音波検出手順は、前記周波数掃引手順において掃引する変調周波数に追尾 して、出射された光により前記被測定物内に発生する音波を検出し、
前記積算手順は、前記音波検出手順において音波の検出感度が高い変調周波数 範囲で、前記音波検出手順で検出した音波を積算する手順であることを特徴とする 請求項 112に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[115] 前記積算手順で積算された音波力 測定対象とする液体成分の成分濃度を算定 する液体成分濃度算定手順をさらに含むことを特徴とする請求項 108又は 113に記 載の成分濃度測定装置制御方法。
[116] 前記積算手順で積算された音波力 測定対象とする液体成分の成分濃度を算定 する液体成分濃度算定手順をさらに含むことを特徴とする請求項 112又は 114に記 載の成分濃度測定装置制御方法。
[117] 前記光出射手順及び前記音波検出手順を、前記被測定物と音響インピーダンスの 略等し ヽ音響整合物質の充填された容器内で行うことを特徴とする請求項 111に記 載の成分濃度測定装置制御方法。
[118] 前記音波検出手順において、前記音波は、前記被測定物と略等しい音響インピー ダンスの音響整合物質を介して検出されることを特徴とする請求項 109に記載の成 分濃度測定装置制御方法。
[119] 前記音波検出手順において、前記音波は、前記被測定物と略等しい音響インピー ダンスの音響整合物質を介して検出されることを特徴とする請求項 117に記載の成 分濃度測定装置制御方法。
[120] 前記光出射手順において、前記強度変調光は、前記容器の内壁面に配置され、 前記強度変調光に対して透明な出射窓を介して前記被測定物に出射されることを特 徴とする請求項 109又は 118に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[121] 前記光出射手順において、前記強度変調光は、前記容器の内壁面に配置され、 前記強度変調光に対して透明な出射窓を介して前記被測定物に出射されることを特 徴とする請求項 117又は 119に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[122] 前記被測定物は、前記強度変調光を照射される部分が、液状、ゾル状又はゲル状 の前記音響整合物質で覆われていることを特徴とする請求項 109、 118又は 120に 記載の成分濃度測定装置制御方法。
[123] 前記被測定物は、前記強度変調光を照射される部分が、液状、ゾル状又はゲル状 の前記音響整合物質で覆われて 、ることを特徴とする請求項 117、 119又は 121に 記載の成分濃度測定装置制御方法。
[124] 音響波発生器が、音響波を 2箇所以上の異なる位置から前記被測定物に出力し、 音波検出手段が、前記被測定物を透過した前記音響波の強度が特定の値になる位 置を検出する最適位置検出手順をさらに含み、
前記光出射手順において、前記光出射手段が、前記音響波の強度が特定の値と なった位置力 光を前記被測定物に出射することを特徴とする請求項 111に記載の 成分濃度測定装置制御方法。
[125] 前記光発生手順は、前記 2波の光の波長を、測定対象とする液体成分の呈する吸 収の差が溶媒の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定する手順である ことを特徴とする請求項 111、 112、 114、 116、 117、 119、 121、 123又は 124に 記載の成分濃度測定装置制御方法。
[126] 前記光発生手順は、前記 2波のうち一方の光の波長を測定対象とする液体成分が 特徴的な吸収を呈する波長に設定し、他方の光の波長を溶媒が前記一方の光の波 長におけるのと相等しい吸収を呈する波長に設定する手順であることを特徴とする請 求項 111、 112、 114、 116、 117、 119、 121、 123又は 124に記載の成分濃度測 定装置制御方法。
[127] 前記光発生手順は、前記 2波の光の波長を、測定対象とする液体成分の呈する吸 収の差がそれ以外の液体成分の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定 する手順であることを特徴とする請求項 125又は 126に記載の成分濃度測定装置制 御方法。
[128] 前記光出射手段からの 2つの光のビームを合成して前記被測定物に出射すること を特徴とする請求項 111、 112、 114、 116、 117、 119、 121、 123、 124, 125, 12
6又は 127に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[129] 前記検出した音波を、さらに検波増幅して音波の振幅を検出することを特徴とする 請求項 108から 128に記載のいずれかの成分濃度測定装置制御方法。
[130] 前記音波検出手順で検出された音波の圧力から測定対象とする液体成分の成分 濃度を算定する液体成分濃度算定手順をさらに含むことを特徴とする請求項 108か ら 129に記載のいずれかの成分濃度測定装置制御方法。
[131] 前記音波検出手順のあとに、前記音波検出手順で検出した音波を変調周波数に 対応して記録する記録手順をさらに含むことを特徴とする請求項 108から 130に記 載の ヽずれかの成分濃度測定装置制御方法。
[132] 前記光出射手順において、被測定物は前記強度変調光の出射面と接して配置さ れ、前記強度変調光は前記被測定物に直接照射されることを特徴とする請求項 108 から 131に記載の!/ヽずれかの成分濃度測定装置制御方法。
[133] 光発生手段が、光を発生する光発生手順と、 周波数掃引手段が、前記光発生手順で発生した光を変調する周波数を掃引する 周波数掃引手順と、
光変調手段が、前記周波数掃引手順で掃引した信号により前記光発生手順で発 生した光を電気的に強度変調する光変調手順と、
光出射手段が、前記光変調手順において強度変調された光を出射する光出射手 順と、
音波検出手段が、前記光出射手順において出射された光により発生する音波を検 出する音波検出手順と、
積算手段が、前記音波検出手順で検出した音波を掃引された変調周波数範囲で 積算する積算手順と、
を順に含むことを特徴とする成分濃度測定装置制御方法。
[134] 光発生手段が、光を発生する光発生手順と、
光変調手段が、前記光発生手順で発生した光を一定周波数で電気的に強度変調 する光変調手順と、
光出射手段が、前記光変調手順で強度変調した強度変調光を出射する光出射手 順と、
音波検出手段が、前記光出射手順において強度変調光により発生する音波を検 出する音波検出手順と、を含む成分濃度測定装置制御方法であって、
前記光出射手順及び前記音波検出手順を、被検体と音響インピーダンスの略等し い音響整合物質の充填された容器内で行うことを特徴とする成分濃度測定装置制御 方法。
[135] 音響波発生器が、音響波を 2箇所以上の異なる位置力 出力し、音波検出手段が 、被検体を透過した前記音響波の強度が特定の値になる位置を検出する最適位置 検出手順と、
光出射手段が、前記音響波の強度が特定の値となった位置力 一定周波数で強 度変調された強度変調光を出射し、前記音波検出手段が、前記強度変調光により発 生する音波を検出する音波検出手順と、
を順に含むことを特徴とする成分濃度測定装置制御方法。
[136] 光発生手段が、異なる波長の 2波の光を発生する光発生手順と、
光変調手段が、前記光発生手順において発生させた異なる波長の 2波の光の各々 を同一周波数で逆位相の信号により電気的に強度変調する光変調手順と、 光出射手段が、前記光変調手順において強度変調された異なる波長の 2波の光を 出射する光出射手順と、
音波検出手段が、前記光出射手順において出射された光により発生する音波を検 出する音波検出手順と、
を順に含むことを特徴とする成分濃度測定装置制御方法。
[137] 第 2の光出射手段が、前記同一周波数の繰り返し間隔よりも長い間隔で断続的に 光を前記出射する第 2光出射手順をさらに含み、
前記音波検出手順において、前記音波検出手段が、前記光出射手順及び前記第 2光出射手順において出射された光により生じる音波を検出することを特徴とする請 求項 136に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[138] 前記第 2の光出射手段が測定対象とする成分と異なる成分の特徴的な吸収を呈す る波長の光を出射することを特徴とする請求項 137に記載の成分濃度測定装置制御 方法。
[139] 前記第 2の光出射手段が、血液中のヘモグロビンが特徴的な吸収を呈する波長の 光を出射することを特徴とする請求項 137又は 138に記載の成分濃度測定装置制 御方法。
[140] 前記第 2の光出射手段が被検体に 2°C以下の温度上昇を生じさせる間隔で光を出 射することを特徴とする請求項 137から 139に記載のいずれかの成分濃度測定装置 制御方法。
[141] 前記第 2の光出射手段が被検体に 2°C以下の温度上昇を生じさせる強度で光を出 射することを特徴とする請求項 137から 140に記載のいずれかの成分濃度測定装置 制御方法。
[142] 周波数掃引手段が、前記光発生手順で発生した光を変調する周波数を掃引する 周波数掃引手順と、
積算手段が、前記音波検出手順で検出した音波を掃引された変調周波数範囲で 積算する積算手順と、
をさらに含むことを特徴とする請求項 136に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[143] 前記音波検出手順は、前記周波数掃引手順において掃引する変調周波数に追尾 して、出射された光により発生する音波を検出し、
前記積算手順は、前記音波検出手順において音波の検出感度がが高い変調周波 数範囲で、前記音波検出手順で検出した音波を積算することを特徴とする請求項 13 3に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[144] 前記音波検出手順は、前記周波数掃引手順において掃引する変調周波数に追尾 して、出射された光により発生する音波を検出し、
前記積算手順は、前記音波検出手順において音波の検出感度がが高い変調周波 数範囲で、前記音波検出手順で検出した音波を積算することを特徴とする請求項 14
2に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[145] 前記積算手順で積算された音波から測定対象とする成分の成分濃度を算定する 成分濃度算定手順をさらに含むことを特徴とする請求項 133又は 143に記載の成分 濃度測定装置制御方法。
[146] 前記積算手順で積算された音波から測定対象とする成分の成分濃度を算定する 成分濃度算定手順をさらに含むことを特徴とする請求項 142又は 144に記載の成分 濃度測定装置制御方法。
[147] 前記光出射手順及び前記音波検出手順を、被検体と音響インピーダンスの略等し い音響整合物質の充填された容器内で行うことを特徴とする請求項 136に記載の成 分濃度測定装置制御方法。
[148] 前記音波検出手順において、前記音波は、前記被検体と略等しい音響インピーダ ンスの音響整合物質を介して検出されることを特徴とする請求項 134に記載の成分 濃度測定装置制御方法。
[149] 前記光出射手順において、前記強度変調光は、前記容器の内壁面に配置され、 前記強度変調光に対して透明な出射窓を介して出射されることを特徴とする請求項
134又は 148に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[150] 前記被検体は、前記強度変調光を照射される部分が、液状、ゾル状又はゲル状の 前記音響整合物質で覆われていることを特徴とする請求項 134、 148又は 149に記 載の成分濃度測定装置制御方法。
[151] 前記容器は、前記音響整合物質としての水で充填されることを特徴とする請求項 1
34、 148、 149又は 150に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[152] 音響波発生器が、音響波を 2箇所以上の異なる位置力 出力し、音波検出手段が
、前記被検体を透過した前記音響波の強度が特定の値になる位置を検出する最適 位置検出手順をさらに含むことを特徴とする請求項 136に記載の成分濃度測定装置 制御方法。
[153] 前記光出射手順において、前記光出射手段が、前記音響波の強度が特定の値と なった位置力 光を出射することを特徴とする請求項 152に記載の成分濃度測定装 置制御方法。
[154] 前記音波検出手順において、前記光出射手段は、前記音響波発生器の一部に設 けられた前記強度変調光に対して透明な透過窓を介して出射することを特徴とする 請求項 135に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[155] 前記最適位置検出手順において、前記音響波発生器は、前記強度変調光と周波 数の略等しい周波数の前記音響波を出力する力、或いは、前記音波検出手段で検 出される音響波の強度に応じて出力する前記音響波の強度を大小させることを特徴 とする請求項 135又は 154に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[156] 前記最適位置検出手順において、前記音響波発生器及び前記音波検出手段は、 圧力が制御可能な押圧力で前記音響波発生器及び前記音波検出手段を前記被検 体に押圧して前記音響波を検出することを特徴とする請求項 135、 154又は 155に 記載の成分濃度測定装置制御方法。
[157] 前記光発生手順は、前記 2波の光の波長を、測定対象とする成分の呈する吸収の 差が溶媒の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定する手順であることを 特徴とする請求項 136、 137、 138、 139、 140、 141、 142、 144, 146, 147又は 1 52に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[158] 前記光発生手順は、前記 2波のうち一方の光の波長を測定対象とする成分が特徴 的な吸収を呈する波長に設定し、他方の光の波長を溶媒が前記一方の光の波長に おけるのと相等しい吸収を呈する波長に設定する手順であることを特徴とする請求項
136、 137、 138、 139、 140、 141、 142、 144, 146、 147又は 152に記載の成分 濃度測定装置制御方法。
[159] 前記光発生手順は、前記 2波の光の波長を、測定対象とする成分の呈する吸収の 差がそれ以外の成分の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定する手順 であることを特徴とする請求項 157又は 158に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[160] 前記光発生手順は、前記 2波の光の波長を、測定対象とする血液成分の呈する吸 収の差が水の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定する手順であること を特徴とする請求項 136、 137、 138、 139、 140、 141、 142、 144, 146, 147又は 152に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[161] 前記光発生手順は、前記 2波のうち一方の光の波長を測定対象とする血液成分が 特徴的な吸収を呈する波長に設定し、他方の光の波長を水が前記一方の光の波長 におけるのと相等しい吸収を呈する波長に設定する手順であることを特徴とする請求 項 136、 137、 138、 139、 140、 141、 142、 144, 146、 147又は 152に記載の成 分濃度測定装置制御方法。
[162] 前記光発生手順は前記 2波の光の波長を、測定対象とする血液成分の呈する吸収 の差がそれ以外の血液成分の呈する吸収の差よりも大きい 2波の光の波長に設定す る手順であることを特徴とする請求項 160又は 161に記載の成分濃度測定装置制御 方法。
[163] 前記光出射手段力 の 2つの光のビームを合成して出射することを特徴とする請求 項 136、 137、 138、 139、 140、 141、 142、 144, 146、 147、 152、 157、 158、 1 59、 160、 161又は 162に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[164] 前記検出した音波を、さらに検波増幅して音波の振幅を検出することを特徴とする 請求項 136、 137、 138、 139、 140、 141、 142、 144, 146、 147、 152、 157、 15 8、 159、 160、 161、 162又は 163に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[165] 前記検波増幅が同期検波増幅であることを特徴とする請求項 164に記載の成分濃 度測定装置制御方法。
[166] 前記光出射手段からの 2つの光のビーム径を略等しくすることを特徴とする請求項 136、 137、 138、 139、 140、 141、 142、 144, 146、 147、 152、 157、 158、 159 、 160、 161、 162、 163、 164又は 165に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[167] 前記音波検出手順で検出された音波の圧力から測定対象とする成分の成分濃度 を算定する成分濃度算定手順をさらに含むことを特徴とする請求項 136、 137、 138 、 139、 140、 141、 142、 144, 146、 147、 152、 157、 158、 159、 160、 161、 16 2、 163、 164、 165又は 166に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[168] 前記成分濃度算定手順は、
前記異なる波長の 2波の光により発生する音波の圧力を測定し、前記 2波の光のうち 1波の光を零としたときに発生する音波の圧力を測定し、前記 2波の光により発生す る音波の圧力を前記 2波の光のうち 1波の光を零としたときに発生する音波の圧力に より除算する手順であることを特徴とする請求項 167に記載の成分濃度測定装置制 御方法。
[169] 前記光変調手順は、
発生する音波の検出に関わる共鳴周波数と同一の周波数で変調する手順であること を特徴とする請求項 136、 137、 138、 139, 140、 141、 142, 144, 146, 147, 15 2、 157、 158、 159、 160、 161、 162、 163、 164、 165、 166、 167又は 168に記 載の成分濃度測定装置制御方法。
[170] 前記光変調手順と前記光出射手順との間に、
前記強度変調された異なる波長の 2波の光を 1の光束に合波し水に照射して発生す る音波の圧力が零になるように前記 2波の光の各々の相対的な強度を調整する強度 調整手順を、
さらに含むことを特徴とする請求項 136、 137、 138、 139、 140、 141、 142、 144, 146、 147、 152、 157、 158、 159、 160、 161、 162、 163、 164、 165、 166、 167 、 168又は 169に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[171] 前記音波検出手順は、
前記変調周波数に同期して、同期検波により音波を検出する手順であることを特徴と する請求項 136、 137, 138, 139, 140、 141、 142, 144, 146, 147, 152, 157 、 158、 159、 160、 161、 162、 163、 164、 165、 166、 167、 168、 169又は 170 に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[172] 前記光発生手順及び前記光変調手順は、
2の半導体レーザ光源の各々を同一周波数で互いに逆位相の矩形波信号により直 接変調する手順であることを特徴とする請求項 136、 137、 138、 139、 140、 141、 142、 144, 146、 147、 152、 157、 158、 159、 160、 161、 162、 163、 164、 165 、 166、 167、 168、 169、 170又は 171に記載の成分濃度測定装置制御方法。
[173] 測定対象とする血液成分がグルコース又はコレステロールであることを特徴とする 請求項 133から 172に記載のいずれかの成分濃度測定装置制御方法。
[174] 前記音波検出手順のあとに、前記音波検出手順で検出した音波を変調周波数に 対応して記録する記録手順をさらに含むことを特徴とする請求項 133から 173に記 載の ヽずれかの成分濃度測定装置制御方法。
[175] 前記光出射手順において、被検体は前記強度変調光の出射面と接して配置される ことを特徴とする請求項 133から 174に記載の 、ずれかの成分濃度測定装置制御 方法。
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Cited By (34)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007259914A (ja) * 2006-03-27 2007-10-11 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2007259915A (ja) * 2006-03-27 2007-10-11 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2007259916A (ja) * 2006-03-27 2007-10-11 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2007301154A (ja) * 2006-05-11 2007-11-22 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2007319576A (ja) * 2006-06-05 2007-12-13 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2008045938A (ja) * 2006-08-11 2008-02-28 Toshiba Medical Systems Corp 被検体組織内の被分析物の濃度測定のための光音響分析方法及び光音響分析装置
JP2008125543A (ja) * 2006-11-16 2008-06-05 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2008125542A (ja) * 2006-11-16 2008-06-05 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置の制御方法
JP2009136328A (ja) * 2007-12-03 2009-06-25 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2009136320A (ja) * 2007-12-03 2009-06-25 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2009136323A (ja) * 2007-12-03 2009-06-25 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2009136324A (ja) * 2007-12-03 2009-06-25 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置制御方法
JP2009136326A (ja) * 2007-12-03 2009-06-25 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置制御方法
JP2009136321A (ja) * 2007-12-03 2009-06-25 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2009145133A (ja) * 2007-12-12 2009-07-02 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定用試料
JP2009142320A (ja) * 2007-12-11 2009-07-02 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2009142322A (ja) * 2007-12-11 2009-07-02 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2009142318A (ja) * 2007-12-11 2009-07-02 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2009213563A (ja) * 2008-03-07 2009-09-24 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2009219800A (ja) * 2008-03-18 2009-10-01 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置及び成分濃度測定方法
JP2010017426A (ja) * 2008-07-11 2010-01-28 Canon Inc 生体検査装置
JP2010243261A (ja) * 2009-04-02 2010-10-28 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度分析装置及び成分濃度分析方法
JP2011120795A (ja) * 2009-12-11 2011-06-23 Canon Inc 光音響装置及び該装置の制御方法
JP2011120796A (ja) * 2009-12-11 2011-06-23 Canon Inc 光音響装置及び該装置の制御方法
JP2012030082A (ja) * 2011-09-15 2012-02-16 Canon Inc 測定装置
JP2012100123A (ja) * 2010-11-02 2012-05-24 Canon Inc 電気機械変換装置
WO2013031216A1 (ja) * 2011-08-31 2013-03-07 富士フイルム株式会社 音響画像生成装置および音響画像生成方法
JP2013527929A (ja) * 2010-05-03 2013-07-04 バイオ−ラッド・ラボラトリーズ・インコーポレーテッド フローサイトメーターにおいて複数のレーザービームを合波するための光学コンバイナ
JP2015047339A (ja) * 2013-09-02 2015-03-16 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置
CN107228904A (zh) * 2017-07-21 2017-10-03 江西科技师范大学 一种光致超声的血糖无创检测装置及方法
JP2018111050A (ja) * 2018-04-26 2018-07-19 キヤノン株式会社 光音響装置
WO2020017028A1 (ja) * 2018-07-20 2020-01-23 桐生電子開発合同会社 非破壊検査装置
CN112244779A (zh) * 2020-10-22 2021-01-22 电子科技大学 一种基于声光成像的医疗检测系统
CN117074520A (zh) * 2023-10-12 2023-11-17 四川聚元药业集团有限公司 一种用于白芍提取液成份分析的检测系统

Families Citing this family (87)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8264683B2 (en) * 2005-09-14 2012-09-11 University Of Washington Dynamic characterization of particles with flow cytometry
DE102007032849A1 (de) * 2007-03-16 2008-09-18 Biocomfort Diagnostics Gmbh Messeinrichtung und Verfahren zur optischen Konzentrationsbestimmung von Blutzucker und/oder Laktat in biologischen Systemen
US9380967B2 (en) 2007-04-11 2016-07-05 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Systems and methods for measuring fetal cerebral oxygenation
US10226206B2 (en) 2007-04-11 2019-03-12 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Systems and methods for measuring neonatal cerebral oxygenation
CN101688827B (zh) * 2007-07-06 2012-02-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有光导的光声样本检测器
US8883124B2 (en) * 2007-10-31 2014-11-11 University Of Florida Research Foundation, Inc. Use of fullerenes in photoacoustic imaging
EP2110076A1 (en) * 2008-02-19 2009-10-21 Helmholtz Zentrum München Deutsches Forschungszentrum für Gesundheit und Umwelt (GmbH) Method and device for near-field dual-wave modality imaging
CA2891990C (en) 2008-05-20 2022-07-26 Ralph Sebastian Dacosta Device and method for fluorescence-based imaging and monitoring
US8577431B2 (en) 2008-07-03 2013-11-05 Cercacor Laboratories, Inc. Noise shielding for a noninvasive device
DE102008033214A1 (de) 2008-07-15 2010-01-21 Endress + Hauser Conducta Gesellschaft für Mess- und Regeltechnik mbH + Co. KG Verfahren zur optischen Bestimmung einer Messgröße eines Messmediums
EP2344019B1 (en) 2008-07-25 2013-11-27 Helmholtz Zentrum München Deutsches Forschungszentrum für Gesundheit und Umwelt (GmbH) Quantitative multi-spectral opto-acoustic tomography (msot) of tissue biomarkers
EP2148183B1 (en) * 2008-07-25 2013-05-01 Helmholtz Zentrum München Deutsches Forschungszentrum für Gesundheit und Umwelt (GmbH) Imaging device and method for optoacoustic imaging of small animals
WO2011000389A1 (en) 2009-06-29 2011-01-06 Helmholtz Zentrum München Deutsches Forschungszentrum Für Gesundheit Und Umwelt (Gmbh) Thermoacoustic imaging with quantitative extraction of absorption map
US8630691B2 (en) 2008-08-04 2014-01-14 Cercacor Laboratories, Inc. Multi-stream sensor front ends for noninvasive measurement of blood constituents
JP4900979B2 (ja) * 2008-08-27 2012-03-21 キヤノン株式会社 光音響装置および光音響波を受信するための探触子
US8670812B2 (en) 2009-07-23 2014-03-11 Covidien Lp Physiological sensor having a waist
WO2011012274A1 (en) 2009-07-27 2011-02-03 Helmholtz Zentrum München Deutsches Forschungszentrum Für Gesundheit Und Umwelt (Gmbh) Imaging device and method for optoacoustic imaging of small animals
WO2011022649A1 (en) * 2009-08-20 2011-02-24 Somanetics Corporation Physiological sensor with a tail
US8688183B2 (en) 2009-09-03 2014-04-01 Ceracor Laboratories, Inc. Emitter driver for noninvasive patient monitor
US20110083509A1 (en) * 2009-10-09 2011-04-14 Nellcor Puritan Bennett Llc Photoacoustic Spectroscopy With Focused Light
JP5709368B2 (ja) * 2009-11-04 2015-04-30 キヤノン株式会社 生体情報取得装置
JP2013518673A (ja) * 2010-02-02 2013-05-23 ネルコー ピューリタン ベネット エルエルシー 連続発光の光音響分光法
WO2011152747A1 (en) * 2010-06-01 2011-12-08 H.L Human Laser Limited Photoacoustic material analysis
US11413653B2 (en) * 2010-06-24 2022-08-16 Cvr Global, Inc. Sensor, sensor pad and sensor array for detecting infrasonic acoustic signals
US8930145B2 (en) * 2010-07-28 2015-01-06 Covidien Lp Light focusing continuous wave photoacoustic spectroscopy and its applications to patient monitoring
CN102374979B (zh) * 2010-08-06 2014-08-13 中国科学院烟台海岸带研究所 一种石油类污染物探测系统及检测方法
US9289191B2 (en) 2011-10-12 2016-03-22 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for acquiring optoacoustic data and producing parametric maps thereof
US8686335B2 (en) 2011-12-31 2014-04-01 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for adjusting the light output of an optoacoustic imaging system
US20120220844A1 (en) * 2011-02-28 2012-08-30 Nellcor Puritan Bennett Llc Regional Saturation Using Photoacoustic Technique
JP6012216B2 (ja) * 2011-05-12 2016-10-25 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置及び被検体情報取得方法
JP5847490B2 (ja) 2011-08-25 2016-01-20 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置
US9055869B2 (en) 2011-10-28 2015-06-16 Covidien Lp Methods and systems for photoacoustic signal processing
US11191435B2 (en) 2013-01-22 2021-12-07 Seno Medical Instruments, Inc. Probe with optoacoustic isolator
JP5779567B2 (ja) * 2011-11-22 2015-09-16 富士フイルム株式会社 光音響信号処理装置及び方法
US8886294B2 (en) 2011-11-30 2014-11-11 Covidien Lp Methods and systems for photoacoustic monitoring using indicator dilution
US9131852B2 (en) 2011-12-05 2015-09-15 Covidien Lp Methods and systems for photoacoustic monitoring using indicator dilution
US9186068B2 (en) 2011-12-05 2015-11-17 Covidien Lp Methods and systems for photoacoustic monitoring using hypertonic and isotonic indicator dilutions
DE102012004658B4 (de) * 2012-03-05 2023-06-15 Quantune Technologies Gmbh Photoakustische Vorrichtung
US8885155B2 (en) 2012-04-30 2014-11-11 Covidien Lp Combined light source photoacoustic system
US10175158B2 (en) * 2012-09-04 2019-01-08 Ryerson University Method, system and apparatus for the detection, characterization and classification of particles using photoacoustic and ultrasound techniques
JP6166032B2 (ja) * 2012-11-06 2017-07-19 浜松ホトニクス株式会社 半導体デバイス検査装置及び半導体デバイス検査方法
EP2742854B1 (en) 2012-12-11 2021-03-10 iThera Medical GmbH Handheld device and method for tomographic optoacoustic imaging of an object
EP2754388B1 (en) 2013-01-15 2020-09-09 Helmholtz Zentrum München Deutsches Forschungszentrum für Gesundheit und Umwelt GmbH System and method for quality-enhanced high-rate optoacoustic imaging of an object
CA2902056C (en) 2013-03-15 2021-07-13 Seno Medical Instruments, Inc. Light output calibration in an optoacoustic system
US9380981B2 (en) 2013-03-15 2016-07-05 Covidien Lp Photoacoustic monitoring technique with noise reduction
US9645080B2 (en) 2013-04-16 2017-05-09 University Of Washington Systems, devices, and methods for separating, concentrating, and/or differentiating between cells from a cell sample
JP2015000140A (ja) * 2013-06-13 2015-01-05 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置
CN106132284B (zh) * 2013-11-09 2019-03-22 深圳市汇顶科技股份有限公司 光学眼动追踪
US9552064B2 (en) 2013-11-27 2017-01-24 Shenzhen Huiding Technology Co., Ltd. Eye tracking and user reaction detection
JP6600635B2 (ja) * 2014-01-10 2019-10-30 グルコビスタ・インコーポレイテッド 物質濃度を測定するための非侵襲的なシステムおよび方法
GB201411701D0 (en) * 2014-07-01 2014-08-13 Pcme Ltd Methods and apparatus relating to ultrasound flow probes
CN106999113A (zh) 2014-07-08 2017-08-01 德克萨斯大学系统董事会 用于测量胎儿脑氧合的系统和方法
WO2016011534A1 (en) 2014-07-24 2016-01-28 University Health Network Collection and analysis of data for diagnostic purposes
US10092197B2 (en) * 2014-08-27 2018-10-09 Apple Inc. Reflective surfaces for PPG signal detection
WO2016054079A1 (en) 2014-09-29 2016-04-07 Zyomed Corp. Systems and methods for blood glucose and other analyte detection and measurement using collision computing
DE102014016515B4 (de) * 2014-11-10 2021-04-29 Dräger Safety AG & Co. KGaA Optischer Gassensor
US9606156B1 (en) * 2014-12-10 2017-03-28 Barry Andrew Smith Method for evaluating signal attenuation by comparing a measured attenuation against an ideal attenuation
JP6478624B2 (ja) * 2014-12-25 2019-03-06 キヤノン株式会社 光音響装置
CN107427219B (zh) 2015-03-04 2020-08-11 南洋理工大学 光声感测装置及其操作方法
AU2016233575A1 (en) 2015-03-14 2017-07-13 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Systems and methods for measuring neonatal cerebral oxygenation
CN104706363B (zh) * 2015-03-20 2017-02-22 杨立峰 一种复合型光声无损动态血糖检测仪
WO2016161082A1 (en) * 2015-04-02 2016-10-06 The Curators Of The University Of Missouri Photoacoustic flow cell for identification of rare analytes in suspension
JP2017029651A (ja) 2015-08-06 2017-02-09 ソニー株式会社 情報処理装置、情報処理方法、並びにプログラム
US20170065182A1 (en) * 2015-09-09 2017-03-09 Washington University Reversibly switchable photoacoustic imaging systems and methods
US10537284B1 (en) 2015-09-30 2020-01-21 Apple Inc. Enhanced sensor signal collection and reflection of reflected and/or scattered light
US11478150B2 (en) * 2016-03-28 2022-10-25 Becton, Dickinson And Company Optical fiber sensor
US9554738B1 (en) 2016-03-30 2017-01-31 Zyomed Corp. Spectroscopic tomography systems and methods for noninvasive detection and measurement of analytes using collision computing
JP6606018B2 (ja) * 2016-06-07 2019-11-13 日本電信電話株式会社 成分濃度測定装置および方法
JP6606019B2 (ja) * 2016-06-07 2019-11-13 日本電信電話株式会社 成分濃度測定装置および方法
EP3476281A4 (en) * 2016-06-28 2020-01-01 KYOCERA Corporation ELECTRONIC DEVICE AND CALCULATION SYSTEM
JP2018079125A (ja) * 2016-11-17 2018-05-24 日本電信電話株式会社 成分濃度測定装置
US10573291B2 (en) 2016-12-09 2020-02-25 The Research Foundation For The State University Of New York Acoustic metamaterial
US10620165B2 (en) * 2016-12-29 2020-04-14 Infineon Technologies Ag Photoacoustic gas analyzer for determining species concentrations using intensity modulation
JP6619379B2 (ja) * 2017-03-31 2019-12-11 日本電信電話株式会社 成分濃度測定装置および方法
JP2018175252A (ja) * 2017-04-10 2018-11-15 キヤノン株式会社 探触子アレイ、及び、音響波受信装置
JP7296890B2 (ja) 2017-05-19 2023-06-23 グルコビスタ・インコーポレイテッド 物質濃度ｎｉｒ監視装置及び方法
CN107679290B (zh) * 2017-09-14 2019-03-26 北京空间飞行器总体设计部 一种多学科微振动评估优化设计方法及系统
EP3761851A1 (en) * 2018-03-09 2021-01-13 Technische Universität München Sensor for tissue measurements
JP2019181009A (ja) 2018-04-16 2019-10-24 日本電信電話株式会社 成分濃度測定装置
JP6871195B2 (ja) * 2018-04-20 2021-05-12 日本電信電話株式会社 成分濃度測定装置および成分濃度測定方法
US11698364B2 (en) 2018-06-27 2023-07-11 University Of Washington Real-time cell-surface marker detection
US10903589B2 (en) * 2018-07-31 2021-01-26 United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy Radio frequency optical acoustic communication modem
JP7067460B2 (ja) * 2018-12-25 2022-05-16 日本電信電話株式会社 成分濃度測定装置
DE102019210253A1 (de) * 2019-07-11 2021-01-14 Robert Bosch Gmbh Reflektoreinrichtung für eine optische Analyseeinrichtung und Verfahren zum Betreiben einer Reflektoreinrichtung
FR3104259B1 (fr) * 2019-12-06 2024-03-01 Commissariat Energie Atomique Dispositif pour la caractérisation photo-acoustique d’une substance gazeuse et procédé de fabrication d’un tel dispositif
IT202000029231A1 (it) * 2020-12-01 2022-06-01 Hypesound S R L Dispositivo e metodo per il riconoscimento di liquidi noti
KR102659314B1 (ko) * 2022-03-31 2024-04-22 ㈜에이치엠이스퀘어 광음향 진단 장치

Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5547434A (en) * 1978-09-30 1980-04-03 Fuji Electric Co Ltd Signal processing circuit of light-sound analyzer
JPH07136150A (ja) * 1993-11-16 1995-05-30 Nippon Koden Corp 光音響型パルスオキシメータ
JPH08224228A (ja) * 1995-02-23 1996-09-03 Hitachi Ltd 無侵襲血液成分測定装置
JPH09133654A (ja) * 1995-11-08 1997-05-20 Hitachi Ltd 光音響分析装置
JPH09145683A (ja) * 1995-11-24 1997-06-06 Hitachi Ltd 光音響分析方法及び光音響分析装置
JPH09173323A (ja) * 1995-12-27 1997-07-08 Hitachi Ltd 無侵襲生化学計測装置
WO1997033514A1 (fr) * 1996-03-13 1997-09-18 Hitachi, Ltd. Procede et appareil d'analyse dichromatique circulaire
JP2000023947A (ja) * 1998-07-14 2000-01-25 Hitachi Ltd 生体光計測方法
JP2001526557A (ja) * 1997-03-07 2001-12-18 オプテル インストロメンツ リミティッド 生物学的測定システム

Family Cites Families (27)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3008546C2 (de) * 1980-03-06 1983-11-24 Kernforschungsanlage Jülich GmbH, 5170 Jülich Temperierte Meßzelle für die photoakustische Spektroskopie
WO1984000217A1 (en) * 1982-06-25 1984-01-19 Oskar Oehler Light collector device and utilization thereof for spectroscopy
JPH01214719A (ja) * 1988-02-24 1989-08-29 Hitachi Constr Mach Co Ltd 光音響波の集音装置
US5553614A (en) * 1988-12-21 1996-09-10 Non-Invasive Technology, Inc. Examination of biological tissue using frequency domain spectroscopy
US5068864A (en) * 1990-05-04 1991-11-26 Laser Science, Inc. Laser frequency stabilization
US5348002A (en) * 1992-04-23 1994-09-20 Sirraya, Inc. Method and apparatus for material analysis
JPH06317566A (ja) * 1993-05-06 1994-11-15 Hitachi Ltd 光音響分析方法および装置並びにこれを利用した血液成分測定装置
JPH0775606B2 (ja) * 1993-06-30 1995-08-16 アロカ株式会社 生体組織診断装置
DE4446390C1 (de) * 1994-12-23 1996-07-04 Siemens Ag Verfahren und Vorrichtung zur Messung der Konzentration eines in einer Probe enthaltenen Analyten
DE19516974A1 (de) * 1995-04-07 1996-10-10 Landis & Gyr Tech Innovat Photoakustischer Gassensor
US5840023A (en) 1996-01-31 1998-11-24 Oraevsky; Alexander A. Optoacoustic imaging for medical diagnosis
JPH10189A (ja) 1996-06-14 1998-01-06 Hitachi Ltd 多波長同時無侵襲生化学計測装置
US5713356A (en) 1996-10-04 1998-02-03 Optosonics, Inc. Photoacoustic breast scanner
JP3500259B2 (ja) * 1996-12-02 2004-02-23 花王株式会社 光音響信号測定装置
US5941821A (en) * 1997-11-25 1999-08-24 Trw Inc. Method and apparatus for noninvasive measurement of blood glucose by photoacoustics
CN1370280A (zh) * 1999-06-09 2002-09-18 光束控制有限公司 确定发射器和接收器之间信道增益的方法
US6212421B1 (en) 1999-09-03 2001-04-03 Lockheed Martin Energy Research Corp. Method and apparatus of spectro-acoustically enhanced ultrasonic detection for diagnostics
GB0020491D0 (en) 2000-08-18 2000-10-11 Angiomed Ag Stent with attached element and method of making such a stent
IL138073A0 (en) * 2000-08-24 2001-10-31 Glucon Inc Photoacoustic assay and imaging system
JP2002257793A (ja) * 2001-02-28 2002-09-11 Toshiba Corp レーザ超音波検査装置
US7167734B2 (en) * 2001-04-13 2007-01-23 Abbott Laboratories Method for optical measurements of tissue to determine disease state or concentration of an analyte
US6873415B2 (en) * 2001-11-13 2005-03-29 Battelle Memorial Institute Photoacoustic spectroscopy sample array vessel and photoacoustic spectroscopy method for using the same
KR100493154B1 (ko) 2002-03-20 2005-06-03 삼성전자주식회사 광음향분광학을 이용한 비침습적 생체성분 측정장치
US8326388B2 (en) 2002-10-31 2012-12-04 Toshiba Medical Systems Corporation Method and apparatus for non-invasive measurement of living body characteristics by photoacoustics
JP4234393B2 (ja) 2002-10-31 2009-03-04 株式会社東芝 生体情報計測装置
US20060264717A1 (en) 2003-01-13 2006-11-23 Benny Pesach Photoacoustic assay method and apparatus
IL164030A0 (en) * 2003-09-12 2005-12-18 Revital Pery Shechter Photoacoustic analyzer of a region of interest in a human body

Patent Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5547434A (en) * 1978-09-30 1980-04-03 Fuji Electric Co Ltd Signal processing circuit of light-sound analyzer
JPH07136150A (ja) * 1993-11-16 1995-05-30 Nippon Koden Corp 光音響型パルスオキシメータ
JPH08224228A (ja) * 1995-02-23 1996-09-03 Hitachi Ltd 無侵襲血液成分測定装置
JPH09133654A (ja) * 1995-11-08 1997-05-20 Hitachi Ltd 光音響分析装置
JPH09145683A (ja) * 1995-11-24 1997-06-06 Hitachi Ltd 光音響分析方法及び光音響分析装置
JPH09173323A (ja) * 1995-12-27 1997-07-08 Hitachi Ltd 無侵襲生化学計測装置
WO1997033514A1 (fr) * 1996-03-13 1997-09-18 Hitachi, Ltd. Procede et appareil d'analyse dichromatique circulaire
JP2001526557A (ja) * 1997-03-07 2001-12-18 オプテル インストロメンツ リミティッド 生物学的測定システム
JP2000023947A (ja) * 1998-07-14 2000-01-25 Hitachi Ltd 生体光計測方法

Cited By (40)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007259915A (ja) * 2006-03-27 2007-10-11 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2007259916A (ja) * 2006-03-27 2007-10-11 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP4549995B2 (ja) * 2006-03-27 2010-09-22 日本電信電話株式会社 成分濃度測定装置
JP4490385B2 (ja) * 2006-03-27 2010-06-23 日本電信電話株式会社 成分濃度測定装置
JP4490386B2 (ja) * 2006-03-27 2010-06-23 日本電信電話株式会社 成分濃度測定装置
JP2007259914A (ja) * 2006-03-27 2007-10-11 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2007301154A (ja) * 2006-05-11 2007-11-22 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP4699291B2 (ja) * 2006-06-05 2011-06-08 日本電信電話株式会社 成分濃度測定装置
JP2007319576A (ja) * 2006-06-05 2007-12-13 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2008045938A (ja) * 2006-08-11 2008-02-28 Toshiba Medical Systems Corp 被検体組織内の被分析物の濃度測定のための光音響分析方法及び光音響分析装置
JP2008125543A (ja) * 2006-11-16 2008-06-05 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2008125542A (ja) * 2006-11-16 2008-06-05 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置の制御方法
JP2009136326A (ja) * 2007-12-03 2009-06-25 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置制御方法
JP2009136321A (ja) * 2007-12-03 2009-06-25 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2009136324A (ja) * 2007-12-03 2009-06-25 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置制御方法
JP2009136323A (ja) * 2007-12-03 2009-06-25 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2009136320A (ja) * 2007-12-03 2009-06-25 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2009136328A (ja) * 2007-12-03 2009-06-25 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2009142320A (ja) * 2007-12-11 2009-07-02 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2009142322A (ja) * 2007-12-11 2009-07-02 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2009142318A (ja) * 2007-12-11 2009-07-02 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2009145133A (ja) * 2007-12-12 2009-07-02 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定用試料
JP2009213563A (ja) * 2008-03-07 2009-09-24 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置
JP2009219800A (ja) * 2008-03-18 2009-10-01 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度測定装置及び成分濃度測定方法
JP2010017426A (ja) * 2008-07-11 2010-01-28 Canon Inc 生体検査装置
JP2010243261A (ja) * 2009-04-02 2010-10-28 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 成分濃度分析装置及び成分濃度分析方法
US9173633B2 (en) 2009-12-11 2015-11-03 Canon Kabushiki Kaisha Photoacoustic apparatus and method for controlling the same
JP2011120795A (ja) * 2009-12-11 2011-06-23 Canon Inc 光音響装置及び該装置の制御方法
JP2011120796A (ja) * 2009-12-11 2011-06-23 Canon Inc 光音響装置及び該装置の制御方法
JP2013527929A (ja) * 2010-05-03 2013-07-04 バイオ−ラッド・ラボラトリーズ・インコーポレーテッド フローサイトメーターにおいて複数のレーザービームを合波するための光学コンバイナ
JP2012100123A (ja) * 2010-11-02 2012-05-24 Canon Inc 電気機械変換装置
WO2013031216A1 (ja) * 2011-08-31 2013-03-07 富士フイルム株式会社 音響画像生成装置および音響画像生成方法
JP2012030082A (ja) * 2011-09-15 2012-02-16 Canon Inc 測定装置
JP2015047339A (ja) * 2013-09-02 2015-03-16 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置
CN107228904A (zh) * 2017-07-21 2017-10-03 江西科技师范大学 一种光致超声的血糖无创检测装置及方法
JP2018111050A (ja) * 2018-04-26 2018-07-19 キヤノン株式会社 光音響装置
WO2020017028A1 (ja) * 2018-07-20 2020-01-23 桐生電子開発合同会社 非破壊検査装置
CN112244779A (zh) * 2020-10-22 2021-01-22 电子科技大学 一种基于声光成像的医疗检测系统
CN117074520A (zh) * 2023-10-12 2023-11-17 四川聚元药业集团有限公司 一种用于白芍提取液成份分析的检测系统
CN117074520B (zh) * 2023-10-12 2024-01-05 四川聚元药业集团有限公司 一种用于白芍提取液成份分析的检测系统

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