WO2013047565A1 - Blood component analyzer - Google Patents
Blood component analyzer Download PDFInfo
- Publication number
- WO2013047565A1 WO2013047565A1 PCT/JP2012/074655 JP2012074655W WO2013047565A1 WO 2013047565 A1 WO2013047565 A1 WO 2013047565A1 JP 2012074655 W JP2012074655 W JP 2012074655W WO 2013047565 A1 WO2013047565 A1 WO 2013047565A1
- Authority
- WO
- WIPO (PCT)
- Prior art keywords
- signal
- level
- output signal
- light
- timing
- Prior art date
Links
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/84—Systems specially adapted for particular applications
- G01N21/8483—Investigating reagent band
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N2201/00—Features of devices classified in G01N21/00
- G01N2201/06—Illumination; Optics
- G01N2201/069—Supply of sources
- G01N2201/0696—Pulsed
Abstract
Provided is a blood component analyzer whereby blood glucose can be accurately measured even in a case where light receiving quantity of a light receiving element unexpectedly varies widely due to the effect of the ambient light. A light emitting means emits a pulse light toward a test piece to which blood adheres. A light receiving means receives a reflected light, said reflected light being caused by the reflection of the pulse light on the test piece, and converts the same into an electrical signal. A filtering means filters the electrical signal to give a filtered electrical signal in which the alternating current component of the electrical signal has been suppressed. A differential amplifying means amplifies the differential between the electrical signal before the filtering by the filtering means and the filtered electrical signal and acquires an output signal. A first sampling means acquires at a first timing a signal level of the output signal in the turn-off period of the pulse light, and acquires at a second timing, said second timing being a definite period of time after the first timing, a signal level of the output signal in the pulse light emission period. A baseline fluctuation level-calculating means calculates a fluctuation level of a baseline of the output signal on the basis of the signal level acquired at the first timing. A blood component quantity-calculating means calculates the quantity of a blood component on the basis of the signal levels of the output signal acquired at the first and second timings and the baseline fluctuation level.
Description
本発明は、血液成分分析装置に関する。
The present invention relates to a blood component analyzer.
近年、血糖測定装置など血液成分分析装置の小型化および軽量化に伴って、使用者が携行して屋外で血液成分分析装置を使用する機会が増加している。しかし、光学式の血液成分分析装置は、屋外での使用において外乱光による影響を強く受ける場合がある。光学的に血糖を測定する血糖測定装置を例にとると、屋外で血糖を測定する際、太陽光、照明、自動車のヘッドライトなどの外乱光の影響により測定誤差が生じる場合がある。外乱光による測定誤差を軽減する技術としては、下記の特許文献１の光学測定装置が知られている。特許文献１の光学測定装置では、発光素子が消灯中であるときの受光素子の受光量を基準値と定義し、発光素子が発光中であるときの受光量から上記基準値を差し引くことにより、外乱光の影響による測定誤差を軽減している。
In recent years, with the reduction in size and weight of blood component analyzers such as blood glucose measuring devices, there are increasing opportunities for users to carry blood component analyzers outdoors. However, the optical blood component analyzer may be strongly affected by ambient light when used outdoors. Taking an example of a blood glucose measurement device that optically measures blood glucose, when measuring blood glucose outdoors, measurement errors may occur due to the influence of ambient light such as sunlight, lighting, and automobile headlights. As a technique for reducing a measurement error due to disturbance light, an optical measurement device disclosed in Patent Document 1 is known. In the optical measurement device of Patent Document 1, the amount of light received by the light receiving element when the light emitting element is turned off is defined as a reference value, and by subtracting the reference value from the amount of light received when the light emitting element is emitting light, Measurement errors due to the effects of ambient light are reduced.
しかしながら、上記の特許文献１の光学測定装置では、発光素子を発光および消灯させている間に受光素子の受光量が大きく変動した場合、上記基準値が実際の受光素子の受光量と乖離してしまうおそれがある。このように、受光素子の受光量が大きく変動してしまう場合には、上記の特許文献１の光学測定装置のように、発光素子が消灯中であるときの受光素子の受光量を単純に平均して基準値を算出するのでは、血糖を正確に測定することは難しい。
However, in the optical measurement apparatus of Patent Document 1 described above, when the light receiving amount of the light receiving element greatly fluctuates while the light emitting element is turned on and off, the reference value deviates from the actual light receiving amount of the light receiving element. There is a risk that. As described above, when the amount of light received by the light receiving element greatly fluctuates, the amount of light received by the light receiving element when the light emitting element is turned off is simply averaged as in the optical measurement apparatus of Patent Document 1 described above. Thus, it is difficult to accurately measure blood glucose by calculating the reference value.
本発明は、上述した問題を解決するためのなされたものである。したがって、本発明の目的は、受光素子の受光量が外乱光の影響で突発的に大きく変動する場合でも、血液成分量を正確に測定することができる光学式の血液成分分析装置を提供することである。
The present invention has been made to solve the above-described problems. Accordingly, an object of the present invention is to provide an optical blood component analyzer that can accurately measure the amount of blood components even when the amount of light received by the light receiving element fluctuates greatly due to the influence of ambient light. It is.
本発明の上記目的は、下記の手段によって達成される。
The above object of the present invention is achieved by the following means.
本発明の血液成分分析装置は、血液に含まれる成分と反応する試薬の発色度合いに基づいて前記成分を分析する血液成分分析装置であって、発光手段と、受光手段と、フィルタリング手段と、差動増幅手段と、第１サンプリング手段と、基線変動レベル算出手段と、血液成分量算出手段と、を有する。発光手段は、血液が付着した試験片に向けてパルス光を発光する。受光手段は、パルス光が試験片で反射された反射光を受光して電気信号に変換する。フィルタリング手段は、電気信号を濾波することによって電気信号の交流成分を抑制した濾波後の電気信号を生成する。差動増幅手段は、フィルタリング手段による濾波前の電気信号と濾波後の電気信号とを差動増幅して出力信号を取得する。第１サンプリング手段は、パルス光の消灯中での出力信号の信号レベルを第１タイミングで取得し、パルス光の発光中での出力信号の信号レベルを第１タイミングから所定時間経過後の第２タイミングで取得する。基線変動レベル算出手段は、第１タイミングで取得した信号レベルに基づいて、出力信号の基線の変動レベルを算出する。血液成分量算出手段は、第１タイミングおよび第２タイミングで取得した出力信号の信号レベルと、基線の変動レベルとに基づいて成分の量を算出する。
The blood component analyzer of the present invention is a blood component analyzer that analyzes the component based on the degree of color development of a reagent that reacts with a component contained in blood, the light emitting means, the light receiving means, the filtering means, Dynamic amplification means, first sampling means, baseline fluctuation level calculation means, and blood component amount calculation means. The light emitting means emits pulsed light toward the test piece to which blood has adhered. The light receiving means receives the reflected light of the pulsed light reflected by the test piece and converts it into an electrical signal. The filtering means generates the filtered electric signal by suppressing the AC component of the electric signal by filtering the electric signal. The differential amplifying means differentially amplifies the electric signal before filtering by the filtering means and the electric signal after filtering to obtain an output signal. The first sampling means acquires the signal level of the output signal when the pulsed light is extinguished at the first timing, and obtains the signal level of the output signal during the emission of the pulsed light after the predetermined time has elapsed from the first timing. Get at the timing. The baseline fluctuation level calculation means calculates the baseline fluctuation level of the output signal based on the signal level acquired at the first timing. The blood component amount calculation means calculates the amount of the component based on the signal level of the output signal acquired at the first timing and the second timing and the baseline fluctuation level.
本発明によれば、発光素子をパルス状に連続発光させるとき、消灯時での差動増幅回路の出力信号の信号レベルと発光時での差動増幅回路の出力信号の信号レベルとの差分を差動増幅回路の出力信号の基線の変動レベルに応じて補正する。したがって、受光素子の受光量が外乱光の影響で突発的に大きく変動する場合でも、血液成分量を正確に測定することができる。
According to the present invention, when the light emitting element continuously emits light in a pulse shape, the difference between the signal level of the output signal of the differential amplifier circuit when the light is turned off and the signal level of the output signal of the differential amplifier circuit when the light is emitted is calculated. Correction is performed according to the fluctuation level of the base line of the output signal of the differential amplifier circuit. Therefore, even when the amount of light received by the light receiving element suddenly fluctuates greatly due to the influence of ambient light, the amount of blood components can be accurately measured.
以下、添付した図面を参照して本発明の血液成分分析装置の実施の形態を説明する。なお、図中、同一の部材には同一の符号を用いた。
Hereinafter, embodiments of the blood component analyzer of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings. In the drawings, the same reference numerals are used for the same members.
（実施の形態）
図１は、本発明の一実施の形態における血液成分分析装置を説明するための概略ブロック図である。本実施の形態の血液成分分析装置は、発光素子をパルス状に連続発光させるとき、消灯時での差動増幅回路の出力信号の信号レベルと発光時での差動増幅回路の出力信号の信号レベルとの差分を差動増幅回路の出力信号の基線の変動レベルに応じて補正するものである。なお、以下では本実施の血液成分分析装置の主要部について説明し、従来の血液成分分析装置と同様の部分については説明を省略する。 (Embodiment)
FIG. 1 is a schematic block diagram for explaining a blood component analyzer according to an embodiment of the present invention. In the blood component analyzer of the present embodiment, when the light emitting element continuously emits light in a pulse shape, the signal level of the output signal of the differential amplifier circuit when the light is turned off and the signal of the output signal of the differential amplifier circuit when light is emitted The difference with the level is corrected according to the fluctuation level of the base line of the output signal of the differential amplifier circuit. In the following, the main part of the blood component analyzer of the present embodiment will be described, and description of the same parts as those of the conventional blood component analyzer will be omitted.
図１は、本発明の一実施の形態における血液成分分析装置を説明するための概略ブロック図である。本実施の形態の血液成分分析装置は、発光素子をパルス状に連続発光させるとき、消灯時での差動増幅回路の出力信号の信号レベルと発光時での差動増幅回路の出力信号の信号レベルとの差分を差動増幅回路の出力信号の基線の変動レベルに応じて補正するものである。なお、以下では本実施の血液成分分析装置の主要部について説明し、従来の血液成分分析装置と同様の部分については説明を省略する。 (Embodiment)
FIG. 1 is a schematic block diagram for explaining a blood component analyzer according to an embodiment of the present invention. In the blood component analyzer of the present embodiment, when the light emitting element continuously emits light in a pulse shape, the signal level of the output signal of the differential amplifier circuit when the light is turned off and the signal of the output signal of the differential amplifier circuit when light is emitted The difference with the level is corrected according to the fluctuation level of the base line of the output signal of the differential amplifier circuit. In the following, the main part of the blood component analyzer of the present embodiment will be described, and description of the same parts as those of the conventional blood component analyzer will be omitted.
本実施の形態では、血液に含まれるグルコースと反応する試薬の発色度合いに基づいて血糖値を測定する比色式血糖測定装置を例示して説明する。比色式血糖測定装置では、血液が付着した試験紙（試験片）に光を照射し、試験紙からの反射光を受光してグルコースと反応した試薬の発色の程度に基づいて血液に含まれるグルコース量を分析する。試験紙には、血液中のグルコースに反応して発色する試薬が含まれており、グルコース濃度が濃くなるほど試験紙の発色が濃くなる。この発色濃度の違いにより受光量が変化することを利用して血糖値を測定する。
In the present embodiment, a colorimetric blood glucose measuring device that measures a blood glucose level based on the degree of color development of a reagent that reacts with glucose contained in blood will be described as an example. In the colorimetric blood glucose measurement device, light is applied to a test paper (test piece) to which blood adheres, and the reflected light from the test paper is received to be contained in blood based on the degree of color development of the reagent that has reacted with glucose. Analyze the amount of glucose. The test paper contains a reagent that develops color in response to glucose in the blood. The higher the glucose concentration, the darker the color of the test paper. The blood glucose level is measured by utilizing the change in the amount of received light due to the difference in color density.
図１に示すとおり、本実施の形態の血液成分分析装置（比色式血糖測定装置）１００は、装着部１１０、発光素子１２０、発光駆動部１３０、受光素子１４０、受光処理部１５０、操作部１６０、表示部１７０、演算制御部１８０を有する。以下、図１に示す各構成要素を順に説明する。
As shown in FIG. 1, a blood component analyzer (colorimetric blood glucose measurement device) 100 according to the present embodiment includes a mounting unit 110, a light emitting element 120, a light emission driving unit 130, a light receiving element 140, a light receiving processing unit 150, and an operation unit. 160, a display unit 170, and an arithmetic control unit 180. Hereafter, each component shown in FIG. 1 is demonstrated in order.
本実施の形態の血液成分分析装置１００では、試験紙１１１に血液が付着したことを検出して計時を開始し、所定時間経過後の吸光度に基づいて血糖値を算出する。血液を付着させる前の試験紙１１１は、白色に近い色であるため吸光度は小さい値を示す。一方、血液を付着させた後の試験紙１１１は、グルコースと試薬との反応が進行するにつれて発色して吸光度が増大する。このため、血糖値を算出する際の吸光度としては、グルコースと試薬との反応が完結した状態に近づき吸光度の増加率が所定値以内となったときの吸光度を採用することが望ましい。なお、試験紙１１１は、適当なホルダに保持された上で装着部１１０に着脱可能に装着される。装着部１１０は、血液成分分析装置１００の筺体（不図示）に設けられている。これにより試験紙１１１と、発光素子１２０および受光素子１４０との位置関係が定まる。
The blood component analyzer 100 of the present embodiment detects that blood has adhered to the test paper 111, starts measuring time, and calculates a blood glucose level based on the absorbance after a predetermined time has elapsed. Since the test paper 111 before the blood is attached is a color close to white, the absorbance is small. On the other hand, the test paper 111 after the blood is adhered develops color and increases in absorbance as the reaction between glucose and the reagent proceeds. For this reason, it is desirable to adopt the absorbance at the time of calculating the blood glucose level when the rate of increase in absorbance is within a predetermined value as the reaction between glucose and the reagent is completed. The test paper 111 is detachably mounted on the mounting portion 110 after being held by an appropriate holder. The mounting part 110 is provided in a housing (not shown) of the blood component analyzer 100. Thereby, the positional relationship between the test paper 111 and the light emitting element 120 and the light receiving element 140 is determined.
発光素子１２０は、発光手段として、試験紙１１１に向けて所定の間隔でパルス光を発光する素子である。発光素子１２０は、その発光面が試験紙１１１の方向を向くように血液成分分析装置１００の筺体内部に配置されている。発光素子１２０からの照射光は、図示されていないレンズによってスポット状に集光されて試験紙１１１を照射する。発光素子１２０は、たとえば、５００～７２０ｎｍ程度の波長の範囲内で発光する発光ダイオード（ＬＥＤ）である。
The light emitting element 120 is an element that emits pulsed light at a predetermined interval toward the test paper 111 as a light emitting means. The light emitting element 120 is disposed inside the housing of the blood component analyzer 100 so that the light emitting surface thereof faces the direction of the test paper 111. Irradiation light from the light emitting element 120 is condensed in a spot shape by a lens (not shown) and irradiates the test paper 111. The light emitting element 120 is, for example, a light emitting diode (LED) that emits light within a wavelength range of about 500 to 720 nm.
本実施の形態では、発光素子１２０は、赤色発光ダイオードおよび緑色発光ダイオードを有する。赤色発光ダイオードは、赤色光を発光して、グルコースと発色試薬の反応で生じた色素による呈色濃度を測定するために使用される。また、緑色発光ダイオードは、緑色光を発光して血液中の血色素に基づいて、ヘマトクリット値を測定するために使用される。なお、赤色発光ダイオードおよび緑色発光ダイオードは、別々の素子として互いに近接して配置してもよいし、１つの素子として一体的に構成されてもよい。
In the present embodiment, the light emitting element 120 includes a red light emitting diode and a green light emitting diode. The red light emitting diode emits red light and is used to measure the color density due to the dye generated by the reaction between glucose and the coloring reagent. The green light emitting diode is used to measure the hematocrit value based on the blood pigment in the blood by emitting green light. The red light emitting diode and the green light emitting diode may be arranged close to each other as separate elements, or may be integrally configured as one element.
発光駆動部１３０は、発光素子１２０に駆動信号を供給する駆動回路である。より具体的には、発光駆動部１３０は、演算制御部１８０の指示に基づいて発光素子１２０に所定のパルス幅、強度、および周期を有するパルス信号を供給する。発光素子１２０は、供給されたパルス信号に応じてこのパルス幅の期間だけ発光し、次のパルス信号の立ち上がりまで消灯することを繰り返す。パルス幅は、概ね１０～１０００μｓの範囲内であり、好適には１２０μｓ程度である。また、周期は１～１０ｍｓ程度であり、好適には赤色光および緑色光の各々について２ｍｓ程度である。なお、赤色光と緑色光は交互に発光されるのが好ましい。パルス幅、強度、および周期は、他の構成要素の設計条件に応じて適宜変更されうる。
The light emission drive unit 130 is a drive circuit that supplies a drive signal to the light emitting element 120. More specifically, the light emission driving unit 130 supplies a pulse signal having a predetermined pulse width, intensity, and period to the light emitting element 120 based on an instruction from the arithmetic control unit 180. The light emitting element 120 emits light for the duration of this pulse width in accordance with the supplied pulse signal, and repeatedly turns off until the next pulse signal rises. The pulse width is generally in the range of 10 to 1000 μs, preferably about 120 μs. The period is about 1 to 10 ms, preferably about 2 ms for each of red light and green light. Note that red light and green light are preferably emitted alternately. The pulse width, intensity, and period can be appropriately changed according to the design conditions of other components.
受光素子１４０は、受光手段として、パルス光が試験紙１１１で反射された反射光を受光して電流信号（光電流）に変換する素子である。受光素子１４０は、その受光面が試験紙１１１の方向に向くように血液成分分析装置１００の筺体内に配置される。受光素子１４０は、たとえば、フォトダイオードである。
The light receiving element 140 is, as a light receiving means, an element that receives the reflected light of the pulsed light reflected by the test paper 111 and converts it into a current signal (photocurrent). The light receiving element 140 is arranged in the housing of the blood component analyzer 100 so that the light receiving surface faces the test paper 111. The light receiving element 140 is, for example, a photodiode.
屋外で血液成分分析装置１００を作動させる場合、受光素子１４０には、パルス光が試験紙１１１で反射された反射光の他に主に太陽光、照明、自動車のヘッドライトなどの外乱光も入射する可能性がある。一般に太陽光、照明などの外乱光は、時間的に変動の小さい定常的な光であるので、１００Ｈｚ以下の低周波外乱光である。特に、太陽光は、時間的に変動の小さい光であり、その受光量の周波数が概ね０Ｈｚである。そのため、受光素子１４０は、反射光の信号成分が外乱光の直流成分によってバイアスされた電流信号を生成する。
When the blood component analyzer 100 is operated outdoors, disturbance light such as sunlight, illumination, or automobile headlights is mainly incident on the light receiving element 140 in addition to the reflected light of the pulsed light reflected by the test paper 111. there's a possibility that. In general, disturbance light such as sunlight and illumination is stationary light with small temporal fluctuation, and thus is low-frequency disturbance light of 100 Hz or less. In particular, sunlight is light with little temporal variation, and the frequency of the amount of received light is approximately 0 Hz. Therefore, the light receiving element 140 generates a current signal in which the signal component of the reflected light is biased by the DC component of the disturbance light.
しかしながら、屋外で血液成分分析装置１００を作動させる場合、使用環境によっては血液成分分析装置１００へ入射する光量が大きく変動する場合がある。たとえば、測定中に血液成分分析装置１００を動かすことによって、装着部１１０を太陽光や照明などの光源の方向に一瞬でも向けてしまうと、受光素子１４０が受光する光量が大きく変動する。また、自動車のヘッドライトなどの外乱光は、光源が移動するため、受光素子１４０が受光する光量が短時間に大きく変動しうる。
However, when the blood component analyzer 100 is operated outdoors, the amount of light incident on the blood component analyzer 100 may vary greatly depending on the usage environment. For example, if the mounting unit 110 is pointed in the direction of a light source such as sunlight or illumination by moving the blood component analyzer 100 during measurement, the amount of light received by the light receiving element 140 varies greatly. In addition, disturbance light such as a headlight of an automobile moves the light source, so that the amount of light received by the light receiving element 140 can fluctuate greatly in a short time.
受光処理部１５０は、受光素子１４０で変換された電気信号を信号処理する回路である。より具体的には、受光処理部１５０は、受光素子１４０で変換された電気信号をローパスフィルタに通して、交流成分を抑制した信号を生成する。ここで、交流成分を抑制した信号は、外乱光による電圧上昇分として抽出されることになる。次いで、この電圧上昇分を電気信号から差し引くように差動増幅して出力信号を得る。この出力信号は、所定のタイミングでサンプリングされたのちディジタル信号に変換されて、演算制御部１８０に伝達される。受光処理部１５０の詳細については後述する。
The light reception processing unit 150 is a circuit that performs signal processing on the electrical signal converted by the light receiving element 140. More specifically, the light reception processing unit 150 passes the electrical signal converted by the light receiving element 140 through a low-pass filter, and generates a signal in which an AC component is suppressed. Here, the signal in which the AC component is suppressed is extracted as a voltage increase due to disturbance light. Next, an output signal is obtained by differentially amplifying the voltage increase from the electrical signal. The output signal is sampled at a predetermined timing, converted into a digital signal, and transmitted to the arithmetic control unit 180. Details of the light reception processing unit 150 will be described later.
操作部１６０は、操作者からの指示を演算制御部１８０に伝達する。操作部１６０は、たとえば押しボタンスイッチを有しており、血液成分分析装置１００の筐体に取り付けられる。操作者は、操作部１６０を介して血液成分分析装置１００の起動・停止、測定結果の表示などの指示をする。
The operation unit 160 transmits an instruction from the operator to the calculation control unit 180. The operation unit 160 has a push button switch, for example, and is attached to the housing of the blood component analyzer 100. The operator gives instructions for starting / stopping the blood component analyzer 100 and displaying the measurement result via the operation unit 160.
表示部１７０は、演算制御部１８０で算出された血糖値を表示する。表示部１７０は、たとえば液晶表示パネルを有し、血液成分分析装置１００の筐体に取り付けられる。
The display unit 170 displays the blood sugar level calculated by the calculation control unit 180. The display unit 170 has a liquid crystal display panel, for example, and is attached to the housing of the blood component analyzer 100.
演算制御部１８０は、血液成分分析装置１００の全体制御および血糖値の算出を実行する。より具体的には、演算制御部１８０は、たとえばＣＰＵ、メモリ、通信回路などを含む周辺回路を備えており、発光駆動部１３０、受光処理部１５０、操作部１６０、および表示部１７０と電気的に接続されている。演算制御部１８０は、操作部１６０を介して入力される、操作者からの指示に応じて血液成分分析装置１００を起動し、所定の手順にしたがって血糖値の測定処理を実行する。
The arithmetic control unit 180 executes overall control of the blood component analyzer 100 and calculation of blood glucose level. More specifically, the arithmetic control unit 180 includes peripheral circuits including, for example, a CPU, a memory, a communication circuit, and the like, and is electrically connected to the light emission drive unit 130, the light reception processing unit 150, the operation unit 160, and the display unit 170. It is connected to the. The arithmetic control unit 180 activates the blood component analyzer 100 in accordance with an instruction from the operator input via the operation unit 160, and executes blood sugar level measurement processing according to a predetermined procedure.
演算制御部１８０は、血液成分算出手段として、メモリに格納された信号レベルデータを利用して、試験紙１１１に血液を付着させる前後における試験紙１１１の吸光度を算出するとともに、試験紙１１１に血液が付着したことを検出して計時を開始し、所定時間経過後（例えば９秒後）の直前の期間（例えば１秒間）の吸光度のデータから、吸光度とグルコース濃度との対応関係を利用して血糖値を算出する。吸光度とグルコース濃度との対応関係は、ルックアップテーブルとして予めＲＯＭなどの不揮発性メモリに記憶されているか、あるいは吸光度とグルコース濃度との関係式から計算される。
The arithmetic control unit 180 uses the signal level data stored in the memory as blood component calculation means to calculate the absorbance of the test paper 111 before and after attaching the blood to the test paper 111, and to apply blood to the test paper 111. Is detected, and the timing is started. From the absorbance data in the period immediately before (for example, 9 seconds) after a predetermined time (for example, 9 seconds), the correspondence between the absorbance and the glucose concentration is used. Calculate blood glucose level. The correspondence between the absorbance and the glucose concentration is stored in advance in a nonvolatile memory such as a ROM as a lookup table, or is calculated from the relational expression between the absorbance and the glucose concentration.
血液成分分析装置１００の起動手順および測定処理手順は、ＲＯＭなどの不揮発性メモリにプログラムとして予め記憶されており、ＣＰＵはプログラムを逐次的に実行する。演算制御部１８０は、血液成分分析装置１００を起動したのち、発光駆動部１３０に対して所定のパルス信号を出力するように指示するとともに、受光処理部１５０で処理された信号を信号レベルデータとしてＲＡＭなどの揮発性メモリに格納するように指示する。演算制御部１８０が受光処理部１５０で処理された信号を使用して血糖値を算出する手順の詳細については後述する。
The startup procedure and measurement processing procedure of the blood component analyzer 100 are stored in advance in a nonvolatile memory such as a ROM as a program, and the CPU executes the program sequentially. After starting the blood component analyzer 100, the arithmetic control unit 180 instructs the light emission drive unit 130 to output a predetermined pulse signal, and uses the signal processed by the light receiving processing unit 150 as signal level data. Instructs to store in volatile memory such as RAM. Details of a procedure for calculating the blood glucose level using the signal processed by the light receiving processing unit 150 by the arithmetic control unit 180 will be described later.
次に、図１に示す受光処理部１５０について、図２を参照してより詳しく説明する。図２は、図１に示す受光処理部１５０の構成を説明する概略ブロック図である。
Next, the light receiving processing unit 150 shown in FIG. 1 will be described in more detail with reference to FIG. FIG. 2 is a schematic block diagram illustrating the configuration of the light reception processing unit 150 shown in FIG.
図２に示すとおり、本実施の形態における血液成分分析装置１００の受光処理部１５０は、Ｉ／Ｖ変換回路（電流電圧変換回路）１５１、ローパスフィルタ回路１５２、差動増幅回路１５３、第１サンプリング回路１５４、第１Ａ／Ｄコンバータ１５５、第２サンプリング回路１５６、および第２Ａ／Ｄコンバータ１５７を有する。以下、図２に示す受光処理部１５０の構成要素を順に説明する。
As shown in FIG. 2, the light reception processing unit 150 of the blood component analyzer 100 in the present embodiment includes an I / V conversion circuit (current / voltage conversion circuit) 151, a low-pass filter circuit 152, a differential amplifier circuit 153, and a first sampling. The circuit 154 includes a first A / D converter 155, a second sampling circuit 156, and a second A / D converter 157. Hereinafter, the components of the light reception processing unit 150 illustrated in FIG. 2 will be described in order.
Ｉ／Ｖ変換回路１５１は、受光素子１４０の受光量に応じて生成された電流信号（光電流）を電圧信号に変換する。この電圧信号が、ローパスフィルタ回路１５２および差動増幅回路１５３によって処理される電気信号となる。Ｉ／Ｖ変換回路１５１の入力端は受光素子１４０の出力端に接続され、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力端は差動増幅回路１５３の第１の入力端およびローパスフィルタ回路１５２の入力端に接続される。なお、受光素子１４０が、受光量に応じた光電流ではなく受光量に応じた光電圧を出力する電圧出力型の素子である場合には、Ｉ／Ｖ変換回路１５１は省略される。
The I / V conversion circuit 151 converts a current signal (photocurrent) generated according to the amount of light received by the light receiving element 140 into a voltage signal. This voltage signal becomes an electric signal processed by the low-pass filter circuit 152 and the differential amplifier circuit 153. The input terminal of the I / V conversion circuit 151 is connected to the output terminal of the light receiving element 140, and the output terminal of the I / V conversion circuit 151 is connected to the first input terminal of the differential amplifier circuit 153 and the input terminal of the low-pass filter circuit 152. Connected. In the case where the light receiving element 140 is a voltage output type element that outputs a photovoltage corresponding to the amount of received light instead of a photocurrent corresponding to the amount of received light, the I / V conversion circuit 151 is omitted.
ローパスフィルタ回路１５２は、上記の電気信号（Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号）を濾波することによって当該電気信号の交流成分を抑制した濾波後の電気信号を生成するフィルタリング手段である。ローパスフィルタ回路１５２の入力端はＩ／Ｖ変換回路１５１の出力端に接続され、ローパスフィルタ回路１５２の出力端は差動増幅回路１５３の第２の入力端に接続される。
The low-pass filter circuit 152 is a filtering unit that generates the filtered electric signal by suppressing the AC component of the electric signal by filtering the electric signal (the output signal of the I / V conversion circuit 151). The input terminal of the low-pass filter circuit 152 is connected to the output terminal of the I / V conversion circuit 151, and the output terminal of the low-pass filter circuit 152 is connected to the second input terminal of the differential amplifier circuit 153.
ここで、濾波後の電気信号は、直流あるいは低周波数の外乱光による電圧上昇分に対応する。つまり、ローパスフィルタ回路１５２は、外乱光による電圧上昇分を抽出する。ローパスフィルタ回路１５２が遮断する周波数帯域は、ローパスフィルタの高域遮断周波数で決定される。高域遮断周波数よりも高い信号成分はローパスフィルタ回路１５２により大幅に抑制され、高域遮断周波数より低い低周波成分、好適には直流成分がローパスフィルタ回路１５２から出力される。ローパスフィルタ回路１５２の高域遮断周波数は、他の構成要素の設計条件に応じて、数Ｈｚ～１ｋＨｚの間で設定することができ、より好適には、３００Ｈｚ以下、さらに好ましくは１００Ｈｚ以下に設定される。
Here, the filtered electric signal corresponds to the voltage increase due to direct current or low frequency disturbance light. That is, the low-pass filter circuit 152 extracts a voltage increase due to disturbance light. The frequency band cut off by the low pass filter circuit 152 is determined by the high cut off frequency of the low pass filter. A signal component higher than the high-frequency cutoff frequency is significantly suppressed by the low-pass filter circuit 152, and a low-frequency component lower than the high-frequency cutoff frequency, preferably a DC component, is output from the low-pass filter circuit 152. The high-frequency cutoff frequency of the low-pass filter circuit 152 can be set between a few Hz to 1 kHz, more preferably 300 Hz or less, and even more preferably 100 Hz or less, depending on the design conditions of other components. Is done.
差動増幅回路１５３は、ローパスフィルタ回路１５２による濾波前の電気信号と同回路１５２による濾波後の電気信号とを差動増幅して出力信号を得る差動増幅手段である。つまり、直流あるいは低周波数の外乱光による電圧上昇分を電気信号から差し引くように差動増幅することにより、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号に含まれる直流あるいは低周波数信号をキャンセルする。差動増幅回路１５３の第１の入力端にはＩＶ変換回路１５１の出力端が接続され、第２の入力端にはローパスフィルタ回路１５２の出力端が接続される。差動増幅回路１５３は、第１および第２入力端にかかる電圧の差分を所定の増幅率で増幅した出力電圧を出力する。
The differential amplifier circuit 153 is a differential amplifier that differentially amplifies the electric signal before filtering by the low-pass filter circuit 152 and the electric signal after filtering by the circuit 152 to obtain an output signal. That is, the direct current or low frequency signal included in the output signal of the I / V conversion circuit 151 is canceled by differential amplification so as to subtract the voltage increase due to direct current or low frequency disturbance light from the electrical signal. The output terminal of the IV conversion circuit 151 is connected to the first input terminal of the differential amplifier circuit 153, and the output terminal of the low-pass filter circuit 152 is connected to the second input terminal. The differential amplifier circuit 153 outputs an output voltage obtained by amplifying the difference between the voltages applied to the first and second input terminals with a predetermined amplification factor.
第１サンプリング回路１５４は、差動増幅回路１５３の出力信号を所定のタイミングでサンプリングする。第１サンプリング回路１５４の入力端は差動増幅回路１５３の出力端に接続され、第１サンプリング回路１５４の出力端は第１Ａ／Ｄコンバータ１５５の入力端に接続される。
The first sampling circuit 154 samples the output signal of the differential amplifier circuit 153 at a predetermined timing. The input terminal of the first sampling circuit 154 is connected to the output terminal of the differential amplifier circuit 153, and the output terminal of the first sampling circuit 154 is connected to the input terminal of the first A / D converter 155.
第１サンプリング回路１５４によるサンプリングのタイミングは、発光素子１２０を発光させるタイミングと関連付けて決定される。演算制御部１８０は、発光素子１２０がパルス光を発光する直前（消灯中）の第１タイミングと、パルス光を消灯する直前（発光中）の第２タイミングとで、上記の出力信号をサンプリングする。第２タイミングは、第１タイミングから所定時間経過後に設定される。また、第１タイミングおよび第２タイミングは、パルス光の周期と同じ周期で繰り返される。取得されたアナログのサンプル値は、第１Ａ／Ｄコンバータ１５５を介してディジタルの信号レベルに変換され、信号レベルデータとして演算制御部１８０に伝達される。
The timing of sampling by the first sampling circuit 154 is determined in association with the timing of causing the light emitting element 120 to emit light. The arithmetic control unit 180 samples the output signal at a first timing immediately before the light emitting element 120 emits pulsed light (during light extinction) and a second timing immediately before extinguishing the pulsed light (during light emission). . The second timing is set after a predetermined time has elapsed from the first timing. The first timing and the second timing are repeated at the same cycle as that of the pulsed light. The acquired analog sample value is converted to a digital signal level via the first A / D converter 155 and transmitted to the arithmetic control unit 180 as signal level data.
第２サンプリング回路１５６は、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号を所定のタイミングでサンプリングする。第２サンプリング回路１５６の入力端はＩ／Ｖ変換回路１５１の出力端に接続され、第２サンプリング回路１５６の出力端は第２Ａ／Ｄコンバータ１５７の入力端に接続される。
The second sampling circuit 156 samples the output signal of the I / V conversion circuit 151 at a predetermined timing. The input terminal of the second sampling circuit 156 is connected to the output terminal of the I / V conversion circuit 151, and the output terminal of the second sampling circuit 156 is connected to the input terminal of the second A / D converter 157.
第２サンプリング回路１５６によるサンプリングのタイミングは、発光素子１２０を発光させるタイミングと関連付けて決定される。演算制御部１８０は、発光素子１２０がパルス光を消灯する直前（発光中）の第２タイミングでＩ／Ｖ変換回路１５１の出力信号をサンプリングする。取得されたアナログのサンプル値は、第２Ａ／Ｄコンバータ１５７を介してディジタルの信号レベルに変換され、信号レベルデータとして演算制御部１８０に伝達される。なお、サンプリングのタイミングは、第２タイミングとは異なっていてもよく、発光素子１２０がパルス光を発光中の第３タイミングで上記出力信号をサンプリングしてもよい。
The timing of sampling by the second sampling circuit 156 is determined in association with the timing of causing the light emitting element 120 to emit light. The arithmetic control unit 180 samples the output signal of the I / V conversion circuit 151 at the second timing immediately before the light emitting element 120 turns off the pulsed light (during light emission). The acquired analog sample value is converted to a digital signal level via the second A / D converter 157 and transmitted to the arithmetic control unit 180 as signal level data. Note that the sampling timing may be different from the second timing, and the output signal may be sampled at a third timing during which the light emitting element 120 emits pulsed light.
次に、図３および図４を参照して、本実施の形態の血液成分分析装置１００が血液成分量を算出する方法について説明する。図３は図２に示すＩ／Ｖ変換回路１５１の出力信号および差動増幅回路１５３の出力信号のサンプリングを説明するための波形図であり、図４は本発明の一実施の形態における血液成分分析装置１００が血液成分量を算出する方法について説明するためのフローチャートである。図３において、横軸は時間であり、縦軸は発光素子の発光強度または出力電圧である。なお、図３では、説明の便宜のため、発光素子の発光とＩ／Ｖ変換回路の出力信号および差動増幅回路の出力信号を重ね合せて示している。
Next, with reference to FIG. 3 and FIG. 4, a method by which the blood component analyzer 100 of the present embodiment calculates the blood component amount will be described. 3 is a waveform diagram for explaining sampling of the output signal of I / V conversion circuit 151 and the output signal of differential amplifier circuit 153 shown in FIG. 2, and FIG. 4 is a blood component in one embodiment of the present invention. It is a flowchart for demonstrating the method the analyzer 100 calculates the blood component amount. In FIG. 3, the horizontal axis represents time, and the vertical axis represents the light emission intensity or output voltage of the light emitting element. In FIG. 3, for convenience of explanation, the light emission of the light emitting element, the output signal of the I / V conversion circuit, and the output signal of the differential amplifier circuit are superimposed.
図３に示すとおり、本実施の形態の血液成分分析装置１００では、発光素子１２０を赤色および緑色で交互に繰り返し発光させ、発光に応じて生成されたＩ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａおよび差動増幅回路１５３の出力信号Ｂを所定のタイミングでサンプリングする。赤色発光に対するサンプリングおよび緑色発光に対するサンプリングは同様の過程で実施されるので、以下では赤色発光に対するサンプリングについて主に説明し、緑色発光に対するサンプリングについては、赤色発光と異なる部分以外は説明を省略する。
As shown in FIG. 3, in blood component analyzer 100 of the present embodiment, light-emitting element 120 emits light alternately and repeatedly in red and green, and output signal A of I / V conversion circuit 151 generated according to the light emission and The output signal B of the differential amplifier circuit 153 is sampled at a predetermined timing. Since the sampling for red light emission and the sampling for green light emission are performed in the same process, the sampling for red light emission will be mainly described below, and the description for the green light emission will be omitted except for the parts different from the red light emission.
また、本実施の形態では、１回の血糖値算出処理につきＮ回のサンプリングを実施する。以下では、説明の都合上、第１回～第（ｎ－１）回のサンプリングが終了し、第ｎ回目のサンプリングを実施するところから説明を始める。
In this embodiment, N samplings are performed for each blood glucose level calculation process. In the following, for convenience of explanation, the first to (n−1) th sampling is completed, and the explanation starts from the point where the nth sampling is performed.
図４に示すとおり、まず、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂをサンプリングする（ステップＳ１０１）。図３に示すとおり、第１サンプリング回路１５４は、演算制御部１８０の指示を受けて、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂを発光素子１２０が消灯中の第１タイミングＴ１nでサンプリングする。取得されたサンプル値Ｂ１nは、第１Ａ／Ｄコンバータ１５５を介してディジタルの信号レベル（以下、信号レベルＢ１nと称する）に変換されて演算制御部１８０のＲＡＭに格納される。なお、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂがダイナミックレンジの範囲を超えた部分については、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂが電源電圧またはグランド（０Ｖ）に張り付いてしまう。したがって、ダイナミックレンジの範囲を超えた部分については正確なサンプル値を得ることはできない。
As shown in FIG. 4, first, the output signal B of the differential amplifier circuit 153 is sampled (step S101). As illustrated in FIG. 3, the first sampling circuit 154 samples the output signal B of the differential amplifier circuit 153 at the first timing T1 n when the light emitting element 120 is turned off in response to an instruction from the arithmetic control unit 180. The acquired sample value B1 n is converted to a digital signal level (hereinafter referred to as signal level B1 n ) via the first A / D converter 155 and stored in the RAM of the arithmetic control unit 180. Note that the output signal B of the differential amplifier circuit 153 is stuck to the power supply voltage or the ground (0 V) in the portion where the output signal B of the differential amplifier circuit 153 exceeds the dynamic range. Therefore, an accurate sample value cannot be obtained for a portion beyond the dynamic range.
次に、発光素子１２０を発光する（ステップＳ１０２）。演算制御部１８０は、発光駆動部１３０を制御して発光素子１２０を赤色に発光する。
Next, the light emitting element 120 emits light (step S102). The arithmetic control unit 180 controls the light emission driving unit 130 to emit the light emitting element 120 in red.
次に、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂをサンプリングする（ステップＳ１０３）。第１サンプリング回路１５４は、演算制御部１８０の指示を受けて、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂを発光素子１２０が発光中の第２タイミングＴ２nでサンプリングする。取得されたサンプル値Ｂ２nは、第１Ａ／Ｄコンバータ１５５を介してディジタルの信号レベル（以下、信号レベルＢ２nと称する）に変換されて演算制御部１８０のＲＡＭに格納される。
Next, the output signal B of the differential amplifier circuit 153 is sampled (step S103). In response to an instruction from the arithmetic control unit 180, the first sampling circuit 154 samples the output signal B of the differential amplifier circuit 153 at the second timing T2 n during which the light emitting element 120 is emitting light. The acquired sample value B2 n is converted to a digital signal level (hereinafter referred to as signal level B2 n ) via the first A / D converter 155 and stored in the RAM of the arithmetic control unit 180.
次に、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａをサンプリングする（ステップＳ１０４）。第２サンプリング回路１５６は、演算制御部１８０の指示を受けて、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａを発光素子１２０が発光中の第２タイミングＴ２nでサンプリングする。取得されたサンプル値Ａ２nは、第２Ａ／Ｄコンバータ１５７を介してディジタルの信号レベル（以下、信号レベルＡ２nと称する）に変換されて演算制御部１８０のＲＡＭに格納される。なお、本実施の形態では、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａのサンプリングは、赤色発光のときのみ実施する。
Next, the output signal A of the I / V conversion circuit 151 is sampled (step S104). The second sampling circuit 156 samples the output signal A of the I / V conversion circuit 151 at the second timing T2 n when the light emitting element 120 is emitting light in response to an instruction from the arithmetic control unit 180. The acquired sample value A2 n is converted to a digital signal level (hereinafter referred to as signal level A2 n ) via the second A / D converter 157 and stored in the RAM of the arithmetic control unit 180. In the present embodiment, sampling of the output signal A of the I / V conversion circuit 151 is performed only when red light is emitted.
次に、発光素子１２０を消灯する（ステップＳ１０５）。演算制御部１８０は、発光駆動部１３０を制御して発光素子１２０を消灯する。
Next, the light emitting element 120 is turned off (step S105). The arithmetic control unit 180 controls the light emission driving unit 130 to turn off the light emitting element 120.
次に、信号レベルと所定の閾値とを比較する（ステップＳ１０６）。演算制御部１８０は、ＲＡＭに格納された信号レベルＡ２n、Ｂ１n、およびＢ２nについて、それぞれ所定の閾値と比較して、信号レベルの大きさが所定の閾値の範囲にあれば、血液成分算出用の信号レベルデータとして登録する。一方、信号レベルの大きさが所定の閾値の範囲になければ、血液成分算出用の信号レベルデータとして登録しない。登録された信号レベルデータは、後の段階で血糖値算出に使用される。一方、登録されない信号レベルデータは血糖値算出に使用されない。
Next, the signal level is compared with a predetermined threshold (step S106). The arithmetic control unit 180 compares the signal levels A2 n , B1 n , and B2 n stored in the RAM with respective predetermined threshold values , and if the signal level is within the predetermined threshold range, the blood component Register as signal level data for calculation. On the other hand, if the magnitude of the signal level is not within a predetermined threshold range, it is not registered as signal level data for blood component calculation. The registered signal level data is used for blood glucose level calculation at a later stage. On the other hand, unregistered signal level data is not used for blood glucose level calculation.
より具体的には、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａに対しては、所定の閾値として第２の上限値が設定される。一方、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂに対しては、所定の閾値として第１の上限値および第１の下限値が設定される。演算制御部１８０は、信号レベルＡ２nが第２の上限値以下であり、かつ、信号レベルＢ１nおよびＢ２nが第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にある場合のみ、信号レベルＢ１nおよびＢ２nを血糖値算出用の信号レベルとして登録する。したがって、信号レベルＢ１nおよびＢ２nのうちの少なくとも一方が第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にない場合に信号レベルＢ１nおよびＢ２nは登録されず、血糖値の算出に影響を及ぼすことを防止できる。
More specifically, for the output signal A of the I / V conversion circuit 151, a second upper limit value is set as a predetermined threshold value. On the other hand, for the output signal B of the differential amplifier circuit 153, the first upper limit value and the first lower limit value are set as predetermined threshold values. The arithmetic control unit 180 only applies when the signal level A2 n is less than or equal to the second upper limit value and the signal levels B1 n and B2 n are in the range between the first upper limit value and the first lower limit value. The signal levels B1 n and B2 n are registered as signal levels for blood glucose level calculation. Therefore, the signal level B1 at least one of the signal level B1 n and B2 n If not in the range between the first upper limit value and the first lower limit value of n and B2 n is not registered, the calculation of the blood sugar level Can be prevented.
第２の上限値は、Ｉ／Ｖ変換回路１５１のダイナミックレンジの最大値から内側（下側）へ所定のマージンを有して設定することができる（図５（Ａ）を参照）。また、第１の上限値および第１の下限値は、差動増幅回路１５３のダイナミックレンジの最大値および最小値から各々内側へ所定のマージンを有して設定することができる（図５（Ｂ）を参照）。
The second upper limit value can be set with a predetermined margin from the maximum value of the dynamic range of the I / V conversion circuit 151 to the inside (lower side) (see FIG. 5A). Further, the first upper limit value and the first lower limit value can be set with a predetermined margin inward from the maximum value and the minimum value of the dynamic range of the differential amplifier circuit 153 (FIG. 5B). )).
さらに、本実施の形態では、信号レベルＢ１nおよびＢ２nのうちの少なくとも一方が第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にない場合、信号レベルＢ１nおよびＢ２nのみならず、信号レベルＢ１n-1およびＢ２n-1についても血糖値算出には使用しない。ここで、信号レベルＢ１n-1およびＢ２n-1は、Ｂ１nおよびＢ２nに対して１つ前のサンプリングの信号レベルである。信号レベルＢ１nおよびＢ２nのうちの少なくとも一方が第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にない場合、信号レベルＢ１n-1およびＢ２n-1も外乱光の影響を受けている可能性が高い。したがって、信号レベルＢ１n-1およびＢ２n-1も使用しないことにより、信号レベルＢ１n-1およびＢ２n-1が血糖値の算出に影響を及ぼすことを防止できる。
Further, in this embodiment, when at least one of the signal level B1 n and B2 n is not in the range between the first upper limit value and the first lower limit value, not only the signal level B1 n and B2 n The signal levels B1 n-1 and B2 n-1 are not used for blood glucose level calculation. Here, the signal levels B1 n-1 and B2 n-1 are the signal levels of the previous sampling with respect to B1 n and B2 n . When at least one of the signal levels B1 n and B2 n is not in the range between the first upper limit value and the first lower limit value, the signal levels B1 n-1 and B2 n-1 are also affected by disturbance light. There is a high possibility. Therefore, when the signal level B1 n-1 and B2 n-1 does not use, the signal level B1 n-1 and B2 n-1 can be prevented from affecting the calculation of the blood sugar level.
なお、信号レベルＢ１nおよびＢ２nのうちの少なくとも一方が第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にないときに信号レベルＢ１n-1およびＢ２n-1を使用して血糖値を算出した場合、血糖値の真値に対して１％以上ずれが生じる可能性がある。一方、信号レベルＢ１n-1およびＢ２n-1を使用せずに血糖値を算出する場合、血糖値の真値に対して０．６％以下のずれに抑えることができる。
When at least one of the signal levels B1 n and B2 n is not in the range between the first upper limit value and the first lower limit value, the signal levels B1 n-1 and B2 n-1 are used to When the value is calculated, a deviation of 1% or more may occur with respect to the true blood glucose level. On the other hand, when the blood glucose level is calculated without using the signal levels B1 n-1 and B2 n-1 , it can be suppressed to a deviation of 0.6% or less with respect to the true value of the blood glucose level.
次に、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの相対値を算出する（ステップＳ１０７）。差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの相対値は、第２タイミングＴ２nでの差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの信号レベルＢ２nと、第１タイミングＴ１nでの差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの信号レベルＢ１nとの差分である。演算制御部１８０は、血液成分算出用の信号レベルとして登録された信号レベルＢ１nおよびＢ２nの差分、すなわち差動増幅回路１５３の出力信号Ｂnの相対値（以下、「相対値」と称する）を算出する。
Next, the relative value of the output signal B of the differential amplifier circuit 153 is calculated (step S107). The relative value of the output signal B of the differential amplifier circuit 153 is the signal level B2 n of the output signal B of the differential amplifier circuit 153 at the second timing T2 n and the differential value of the differential amplifier circuit 153 at the first timing T1 n . This is the difference between the output signal B and the signal level B1 n . The arithmetic control unit 180 calculates the difference between the signal levels B1 n and B2 n registered as signal levels for blood component calculation, that is, the relative value of the output signal B n of the differential amplifier circuit 153 (hereinafter referred to as “relative value”). ) Is calculated.
次に、相対値を補正する（ステップＳ１０８）。発光素子１２０が消灯中の差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの信号レベルを繋ぎ合せた線（以下、「基線」と称する）は、血液成分分析装置１００に照射される外乱光の影響を受けると、上昇または下降しうる。たとえば、図３の第（ｎ－１）回目のサンプリングでは外乱光の影響を受けず、基線は時間の経過に対して一定に推移している。一方、第ｎ回目のサンプリングでは外乱光の影響を受け、基線は時間の経過にしたがって上昇している。演算制御部１８０は、基線変動レベル算出手段として、第（ｎ－１）回目のおよび第ｎ回目のサンプリングの第１タイミングＴ１nで取得した差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの信号レベルに基づいて、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの基線の変動レベルを算出する。
Next, the relative value is corrected (step S108). A line connecting the signal levels of the output signal B of the differential amplifier circuit 153 when the light emitting element 120 is turned off (hereinafter referred to as “base line”) is affected by disturbance light applied to the blood component analyzer 100. And can rise or fall. For example, the (n−1) th sampling in FIG. 3 is not affected by ambient light, and the baseline changes constantly over time. On the other hand, the n-th sampling is affected by ambient light, and the baseline rises with time. The arithmetic control unit 180 serves as a baseline fluctuation level calculation unit based on the signal level of the output signal B of the differential amplifier circuit 153 acquired at the first timing T1 n of the (n−1) th and nth samplings. Thus, the fluctuation level of the base line of the output signal B of the differential amplifier circuit 153 is calculated.
血液成分分析装置１００が外乱光の影響を受けない場合は、基線が変動しないので、相対値をそのまま使用して血糖値を算出することができる。しかしながら、血液成分分析装置１００が外乱光の影響を受ける場合は、基線が変動するため、算出された相対値は誤差を含む可能性がある。したがって、相対値をそのまま血糖値算出に使用することはできない。
When the blood component analyzer 100 is not affected by ambient light, the baseline does not fluctuate, so that the blood glucose level can be calculated using the relative value as it is. However, when the blood component analyzer 100 is affected by ambient light, the baseline varies, so the calculated relative value may include an error. Therefore, the relative value cannot be used for blood glucose level calculation as it is.
そこで、本実施形態の血液成分分析装置１００では、基線の変動レベルに応じて、相対値を補正することにより、基線変動による相対値への影響を低減させてから血糖値を算出する。相対値を補正する具体的な方法については後述する。
Therefore, in the blood component analyzer 100 of the present embodiment, the blood glucose level is calculated after reducing the influence on the relative value due to the baseline fluctuation by correcting the relative value according to the fluctuation level of the baseline. A specific method for correcting the relative value will be described later.
次に、血糖値を測定するためのサンプリング回数が規定数Ｎに達したか否かを判定する（ステップＳ１０９）。本実施の形態では、１回の血糖値算出処理につきＮ回（例えば１２８回）のサンプリングを実施する。規定数Ｎはとくに限定されることはないが、測定値の信頼性を考慮すると、Ｎ＝５０以上に設定することが好ましい。本実施の形態では、Ｎとして１００～１５０が好適に使用される。取得サンプル数が規定数Ｎに達していない場合（ステップＳ１０９：ＮＯ）、ステップＳ１０１の処理に移行して、次の第（ｎ＋１）回目のサンプリング処理を実施する。
Next, it is determined whether or not the number of samplings for measuring the blood glucose level has reached a specified number N (step S109). In the present embodiment, sampling is performed N times (for example, 128 times) per blood glucose level calculation process. The specified number N is not particularly limited, but it is preferable to set N = 50 or more in consideration of the reliability of the measured value. In the present embodiment, 100 to 150 is preferably used as N. If the number of acquired samples has not reached the specified number N (step S109: NO), the process proceeds to step S101, and the next (n + 1) th sampling process is performed.
一方、サンプリング回数が規定数Ｎに達した場合（ステップＳ１０９：ＹＥＳ）、血糖値算出用信号レベルのデータ数が規定数ＮJ以上か否かを判定する（ステップＳ１１０）。血糖値算出用信号レベルのデータ数は、血糖値算出用信号レベルとして登録された信号レベルのデータ数である。規定数ＮJは、ＮJ≦Ｎを満たす限りとくに限定されることはない。血糖値算出の精度を確保するため、たとえばＮ＝１００のときＮJ＝２０～３０に設定することが好ましい。血糖値算出用信号レベルデータ数が規定数ＮJ以上ではない場合（ステップＳ１１０：ＮＯ）、外乱光の光量の変動が著しいと判断し、血糖値算出処理を実施せずに処理を終了する。この際、演算制御部１８０は、必要に応じて表示部１７０に対して測定エラーである旨の警告を出力ように指示することもできる。
On the other hand, when the number of sampling times reaches the specified number N (step S109: YES), it is determined whether or not the number of data of the blood glucose level calculation signal level is equal to or greater than the specified number N J (step S110). The number of data of the blood glucose level calculation signal level is the number of data of the signal level registered as the blood glucose level calculation signal level. The specified number N J is not particularly limited as long as N J ≦ N is satisfied. In order to ensure the accuracy of blood glucose level calculation, it is preferable to set N J = 20 to 30 when N = 100, for example. When the number of signal level data for blood glucose level calculation is not equal to or greater than the specified number N J (step S110: NO), it is determined that the fluctuation of the amount of disturbance light is significant, and the process is terminated without performing the blood glucose level calculation process. At this time, the calculation control unit 180 can also instruct the display unit 170 to output a warning indicating a measurement error as necessary.
一方、血糖値算出用信号レベルデータ数が規定数ＮJ以上である場合（ステップＳ１１０：ＹＥＳ）、血糖値を算出する（ステップＳ１１１）。演算制御部１８０は、補正処理を実施した相対値（以下、「補正後の相対値」と称する）を血液成分算出用の信号レベルのデータ数で平均化処理し、その平均値に基づいて血糖値を算出する。
On the other hand, when the number of signal level data for blood sugar level calculation is equal to or greater than the specified number N J (step S110: YES), the blood sugar level is calculated (step S111). Arithmetic control unit 180 averages the corrected relative value (hereinafter referred to as “corrected relative value”) with the number of data of the signal level for blood component calculation, and blood glucose is calculated based on the average value. Calculate the value.
以下、図５～図７を参照して、相対値を補正する方法を説明する。図５（Ａ）は図２に示すＩ／Ｖ変換回路の出力信号を例示する波形図であり、図５（Ｂ）は図２に示す差動増幅回路の出力信号を例示する波形図である。図５（Ａ）および図５（Ｂ）において、横軸は時間であり、縦軸はＩ／Ｖ変換回路の出力電圧または差動増幅回路の出力電圧である。
Hereinafter, a method of correcting the relative value will be described with reference to FIGS. 5A is a waveform diagram illustrating the output signal of the I / V conversion circuit illustrated in FIG. 2, and FIG. 5B is a waveform diagram illustrating the output signal of the differential amplifier circuit illustrated in FIG. . 5A and 5B, the horizontal axis represents time, and the vertical axis represents the output voltage of the I / V conversion circuit or the output voltage of the differential amplifier circuit.
図５（Ａ）に示すとおり、時間Ｔｓにおいて血液成分分析装置１００に対して外乱光の照射が急に増加し始め、ある光量に達したのち時間Ｔｅまで概ね一定の外乱光の照射が継続し、時間Ｔｅで外乱光の照射が急に減少する場合を例示する。血液成分分析装置１００に対してこのように外乱光が照射されると、時間Ｔｓまでの期間では、外乱光はまだ血液成分分析装置１００に入射していないので、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａの変動は小さい。しかし、時間Ｔｓを過ぎたところで外乱光が入射するので、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａは急に増大する。Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａは、外乱光の入射している間は大きい信号レベルを維持し、外乱光の入射の減少に伴い時間Ｔｅ以降は急に低下する。
As shown in FIG. 5 (A), disturbance light irradiation starts to increase suddenly to the blood component analyzer 100 at time Ts, and after reaching a certain amount of light, irradiation with substantially constant disturbance light continues until time Te. The case where the disturbance light irradiation suddenly decreases at time Te will be exemplified. When the disturbance light is irradiated on the blood component analyzer 100 in this way, the disturbance light has not yet entered the blood component analyzer 100 in the period up to the time Ts, so the output of the I / V conversion circuit 151 is output. The fluctuation of signal A is small. However, since disturbance light is incident after the time Ts, the output signal A of the I / V conversion circuit 151 increases suddenly. The output signal A of the I / V conversion circuit 151 maintains a high signal level while ambient light is incident, and suddenly decreases after time Te as the incidence of ambient light decreases.
このように、外乱光が血液成分分析装置１００に入射している期間において、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａは、外乱光による直流電圧または低周波電圧の増加によって底上げされる。したがって、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａの信号レベルは増大する。
Thus, during the period in which disturbance light is incident on the blood component analyzer 100, the output signal A of the I / V conversion circuit 151 is raised by an increase in DC voltage or low frequency voltage due to disturbance light. Therefore, the signal level of the output signal A of the I / V conversion circuit 151 increases.
なお、上述したとおり、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａの信号レベルが第２の上限値を超える信号レベルである場合には、対応する差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの信号レベルは血糖値算出には使用されない。
As described above, when the signal level of the output signal A of the I / V conversion circuit 151 is a signal level exceeding the second upper limit value, the signal level of the corresponding output signal B of the differential amplifier circuit 153 is It is not used for blood glucose level calculation.
Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａは、ローパスフィルタ回路１５２および差動増幅回路１５３に伝達される。ローパスフィルタ回路１５２は、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号を濾波することによって当該出力信号の交流成分を抑制した濾波後の電気信号を生成する。したがって、ローパスフィルタ回路１５２からは、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａの直流および低周波数成分が出力される。
The output signal A of the I / V conversion circuit 151 is transmitted to the low-pass filter circuit 152 and the differential amplifier circuit 153. The low-pass filter circuit 152 filters the output signal of the I / V conversion circuit 151 to generate a filtered electrical signal that suppresses the AC component of the output signal. Therefore, the low-pass filter circuit 152 outputs the direct current and low frequency components of the output signal A of the I / V conversion circuit 151.
その結果、差動増幅回路１５３は、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａと上記直流および低周波数成分とを差動増幅するので、出力信号としてＩ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａの信号成分を出力する。これにより、図５（Ｂ）に示すとおり、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂは、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａの直流および低周波数成分が概ねキャンセルされるので基線の変動が小さくなる。
As a result, the differential amplifier circuit 153 differentially amplifies the output signal A of the I / V conversion circuit 151 and the DC and low frequency components, so that the signal of the output signal A of the I / V conversion circuit 151 is output as an output signal. Output the component. As a result, as shown in FIG. 5 (B), the output signal B of the differential amplifier circuit 153 is substantially free from fluctuations in the baseline because the direct current and low frequency components of the output signal A of the I / V conversion circuit 151 are substantially canceled. Become.
しかしながら、ローパスフィルタ回路１５２は、抵抗およびコンデンサを有するので、信号伝達に遅延が生じる。この遅延は、ローパスフィルタ回路１５２の回路定数、すなわち上記抵抗の抵抗値およびコンデンサの容量値に依存する。
However, since the low-pass filter circuit 152 has a resistor and a capacitor, a signal transmission is delayed. This delay depends on the circuit constant of the low-pass filter circuit 152, that is, the resistance value of the resistor and the capacitance value of the capacitor.
したがって、ローパスフィルタ回路１５２の出力信号とＩ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａの直流および低周波数成分とを差動増幅する際にタイミングのずれが生じる。その結果、外乱光の光量が急に増加および減少する期間、すなわち外乱光の光量の変化速度が大きい期間（たとえば、図５（Ｂ）のＣおよびＤに示す期間）おいて、Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号Ａの直流および低周波数成分が完全にキャンセルされず、基線の変動が残ることになる。以下、図６（Ａ）、図６（Ｂ）、および図７を参照して、基線が時間とともに増大する場合および減少する場合について、相対値を補正する方法について具体的に説明する。
Therefore, a timing shift occurs when the output signal of the low-pass filter circuit 152 and the direct current and low frequency components of the output signal A of the I / V conversion circuit 151 are differentially amplified. As a result, the I / V conversion is performed in a period in which the amount of disturbance light suddenly increases and decreases, that is, a period in which the change rate of the amount of disturbance light is large (for example, a period shown by C and D in FIG. 5B). The direct current and low frequency components of the output signal A of the circuit 151 are not completely canceled, and the baseline fluctuation remains. Hereinafter, with reference to FIG. 6A, FIG. 6B, and FIG. 7, a method for correcting the relative value in the case where the baseline increases and decreases with time will be specifically described.
なお、上述したとおり、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの信号レベルが第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にない場合は、当該信号レベルは血糖値の算出には使用されない。
As described above, when the signal level of the output signal B of the differential amplifier circuit 153 is not in the range between the first upper limit value and the first lower limit value, the signal level is used for calculating the blood sugar level. Not.
図６（Ａ）は図５（Ｂ）のＣで示す期間を拡大した波形図であり、図６（Ｂ）は図５（Ｂ）のＤで示す期間を拡大した波形図である。また、図７は、サンプリングと次のサンプリングの間で基線が大きく変動する場合を例示する波形図である。図６（Ａ）、図６（Ｂ）、および図７において、横軸は時間であり、縦軸は差動増幅回路の出力電圧である。
6A is a waveform diagram obtained by enlarging the period indicated by C in FIG. 5B, and FIG. 6B is a waveform diagram obtained by enlarging the period indicated by D in FIG. 5B. FIG. 7 is a waveform diagram illustrating a case where the baseline varies greatly between samplings and the next sampling. 6A, 6B, and 7, the horizontal axis represents time, and the vertical axis represents the output voltage of the differential amplifier circuit.
図６（Ａ）に示すとおり、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂを時間Ｔ１n-1でサンプリングしたとき、サンプル値Ｂ１n-1が取得され、出力信号Ｂを時間Ｔ２n-1でサンプリングしたとき、サンプル値Ｂ２n-1が取得される。また、出力信号Ｂを時間Ｔ１nでサンプリングしたとき、サンプル値Ｂ１nが取得され、出力信号Ｂを時間Ｔ２nでサンプリングしたとき、サンプル値Ｂ２nが取得される。Ｂ１n＞Ｂ１n-1であり、差動増幅回路１５３の出力信号Ｂの基線は時間とともに増大している。
As shown in FIG. 6A, when the output signal B of the differential amplifier circuit 153 is sampled at time T1 n-1 , a sample value B1 n-1 is obtained, and the output signal B is sampled at time T2 n-1 . When this is done, the sample value B2 n-1 is obtained. Further, when the output signal B is sampled at time T1 n , the sample value B1 n is acquired, and when the output signal B is sampled at time T2 n , the sample value B2 n is acquired. B1 n > B1 n−1 , and the base line of the output signal B of the differential amplifier circuit 153 increases with time.
第２タイミングＴ２nでの出力信号Ｂの信号レベルＢ２nと、第１タイミングＴ１nでの出力信号Ｂの信号レベルＢ１nとの差、すなわち相対値は、Ｂ２n－Ｂ１nである。しかしながら、相対値は、基線の変動の影響で本来の値ＢdよりもＢxだけ大きい値を有する。
A signal level B2 n of the output signal B at the second timing T2 n, the difference between the signal level B1 n of the output signal B at the first timing T1 n, i.e. the relative value is a B2 n -B1 n. However, the relative value has a value larger by B x than the original value B d due to the influence of the baseline fluctuation.
時間Ｔ１n-1とＴ１nとの間は、たとえば２ｍｓほどの非常に短い期間であるので、この期間において基線を直線で近似することができると仮定すれば、Ｂxは下記の数式（１）の比例関係を満たすと考えられる。
Since the period between the times T1 n-1 and T1 n is a very short period of about 2 ms, for example, if it is assumed that the base line can be approximated by a straight line in this period, B x is expressed by the following formula (1 ).
したがって、相対値の本来の値Ｂdは、下記の数式（２）のように推定することができる。
Therefore, the original relative value B d can be estimated as in the following formula (2).
また、図５（Ｂ）に示すとおり、基線が時間とともに減少する場合についても同様に相対値を補正することができる。Ｂxは下記の数式（３）の比例関係を満たすと考えられる。
Further, as shown in FIG. 5B, the relative value can be similarly corrected when the baseline decreases with time. B x is considered to satisfy the proportional relationship of the following mathematical formula (3).
したがって、相対値の本来の値Ｂdは、下記の数式（４）のように推定することができる。
Therefore, the original relative value B d can be estimated as in the following formula (4).
したがって、基線が時間とともに増大する場合と減少する場合とを１つの数式にまとめると、相対値の本来の値Ｂdは、下記の数式（５）のように表すことができる。
Therefore, when the case where the base line increases with time and the case where the base line decreases are combined into one mathematical expression, the original relative value B d of the relative value can be expressed as the following mathematical expression (5).
以上のとおり、基線が時間とともに増大する場合および減少する場合について、差動増幅回路１５３の相対値を補正することができる。
As described above, the relative value of the differential amplifier circuit 153 can be corrected when the baseline increases and decreases with time.
図７は、サンプリングと次のサンプリングとの間で基線が大きく変動する場合を例示する波形図である。図７に示すとおり、第（ｎ－１）回目のサンプリングと第ｎ回目のサンプリングとの間の期間において急に基線が変動する場合がある。この場合、第（ｎ－１）回目のサンプリングと第ｎ回目のサンプリングとの間で基線の傾きが変化するため、差動増幅回路１５３の相対値の補正に誤差を生じる。
FIG. 7 is a waveform diagram illustrating a case where the baseline fluctuates greatly between sampling and the next sampling. As shown in FIG. 7, the baseline may suddenly fluctuate in the period between the (n−1) th sampling and the nth sampling. In this case, since the slope of the base line changes between the (n−1) th sampling and the nth sampling, an error occurs in the correction of the relative value of the differential amplifier circuit 153.
しかし、このようにサンプリングとサンプリングとの間で基線が大きく変動しても、本実施の形態では、以下のとおり対応することができる。上述のとおり、信号レベルＢ１nおよびＢ２nのうちの少なくとも一方が第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にない場合、信号レベルＢ１nおよびＢ２nのみならず、１つ前の信号レベルＢ１n-1およびＢ２n-1についても血糖値算出には使用しない。したがって、基線が急に変動した場合であっても血糖値算出に影響を及ぼすことを防止することができる。
However, even if the base line fluctuates greatly between samplings as described above, the present embodiment can cope with the following as follows. As described above, when at least one of the signal level B1 n and B2 n is not in the range between the first upper limit value and the first lower limit value, not only the signal level B1 n and B2 n, 1 previous The signal levels B1 n-1 and B2 n-1 are not used for blood glucose level calculation. Therefore, it is possible to prevent the blood sugar level calculation from being affected even when the baseline changes suddenly.
また、信号レベルＢ１nおよびＢ２nが第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にある場合は、補正後の相対値を平均化処理するので、血糖値算出へ及ぼす影響を低く抑えることができる。
Further, when the signal levels B1 n and B2 n are in the range between the first upper limit value and the first lower limit value, the corrected relative value is averaged, so that the influence on the blood sugar level calculation is reduced. Can be suppressed.
以上のとおり説明した本実施の形態の血液成分分析装置１００は下記の効果を奏する。
The blood component analyzer 100 of the present embodiment described as described above has the following effects.
（ａ）本実施の形態の血液成分分析装置１００によれば、発光素子１２０が消灯中であるときの差動増幅回路１５３の出力信号の信号レベルと発光素子１２０が発光中であるときの差動増幅回路１５３の出力信号の信号レベルとの差分を差動増幅回路１５３の出力信号の基線の変動レベルに応じて補正する。したがって、受光素子１４０の受光量が外乱光の影響で突発的に大きく変動する場合でも、血糖を正確に測定することができる。
(A) According to blood component analyzer 100 of the present embodiment, the difference between the signal level of the output signal of differential amplifier circuit 153 when light emitting element 120 is turned off and the time when light emitting element 120 is emitting light. The difference from the signal level of the output signal of the dynamic amplifier circuit 153 is corrected according to the fluctuation level of the base line of the output signal of the differential amplifier circuit 153. Therefore, blood sugar can be accurately measured even when the amount of light received by the light receiving element 140 changes suddenly due to the influence of ambient light.
（ｂ）Ｉ／Ｖ変換回路１５１の出力信号の信号レベルＡ２nが第２の上限値以下である場合のみ、差動増幅回路１５３の出力信号の信号レベルＢ１nおよびＢ２nを血糖値の算出に使用する。したがって、信号レベルＡ２nが第２の上限値を超えているときの信号レベルＢ１nおよびＢ２nに基づく血糖値の算出を防止できる。
(B) Only when the signal level A2 n of the output signal of the I / V conversion circuit 151 is equal to or lower than the second upper limit value, the signal levels B1 n and B2 n of the output signal of the differential amplifier circuit 153 are calculated as the blood sugar level. Used for. Therefore, it is possible to prevent the blood sugar level from being calculated based on the signal levels B1 n and B2 n when the signal level A2 n exceeds the second upper limit value.
（ｃ）信号レベルＡ２nが第２の上限値以下であり、かつ、信号レベルＢ１nおよびＢ２nが第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にある場合のみ、信号レベルＢ１nおよびＢ２nを血糖値の算出に使用する。したがって、信号レベルＢ１nまたはＢ２nが前記範囲にないとき、それらの信号が血糖値の算出に影響を及ぼすことを防止できる。
(C) The signal level B1 only when the signal level A2 n is equal to or lower than the second upper limit value and the signal levels B1 n and B2 n are in a range between the first upper limit value and the first lower limit value. n and B2 n are used to calculate blood glucose levels. Therefore, when the signal level B1 n or B2 n is not in the range, it is possible to prevent those signals from affecting the calculation of the blood sugar level.
（ｄ）信号レベルＢ１nおよびＢ２nのうちの少なくとも一方が第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にない場合、信号レベルＢ１nおよびＢ２nのみならず、信号レベルＢ１n-1およびＢ２n-1についても血糖値算出には使用しない。したがって、信号レベルＢ１n-1およびＢ２n-1も使用しないことにより、信号レベルＢ１n-1およびＢ２n-1が血糖値の算出に影響を及ぼすことを防止でき、算出した血糖値の信頼性を上げることができる。
If at least one of (d) signal level B1 n and B2 n is not in the range between the first upper limit value and the first lower limit value, not only the signal level B1 n and B2 n, the signal level B1 n -1 and B2 n-1 are not used for blood glucose level calculation. Therefore, by not using even signal level B1 n-1 and B2 n-1, the signal level B1 n-1 and B2 n-1 can be prevented from affecting the calculation of the blood sugar level, reliability of the calculated blood glucose level Can raise the sex.
（ｅ）血糖値算出用信号レベルのデータ数が所定値以上のとき血糖値を算出するので、血糖値の算出に対する信頼度を確保できる。
(E) Since the blood glucose level is calculated when the number of data of the signal level for blood glucose level calculation is equal to or greater than a predetermined value, it is possible to ensure the reliability of the blood glucose level calculation.
以上のとおり、実施の形態において、本発明の血液成分分析装置について説明した。しかしながら、本発明は、その技術思想の範囲内において当業者が適宜に追加、変形、および省略することができることはいうまでもない。
As described above, the blood component analyzer of the present invention has been described in the embodiment. However, it goes without saying that the present invention can be appropriately added, modified, and omitted by those skilled in the art within the scope of the technical idea.
たとえば、本実施の形態では、血液成分算出用の信号レベルに基づいて相対値を算出し、当該相対値に対して基線変動の影響を補正し、さらに、補正後の相対値を血液成分算出用の信号レベルのデータ数で平均して血糖値算出に使用することを説明した。しかしながら、上記相対値の算出、基線変動の影響の補正の手順を入れ替えることもできる。たとえば、血液成分算出用の信号レベルの各々について、基線変動の影響を補正し、補正後の信号レベルを平均した値に基づいて相対値を算出し、この相対値を血糖値算出に使用することもできる。
For example, in the present embodiment, the relative value is calculated based on the signal level for blood component calculation, the influence of baseline fluctuation is corrected for the relative value, and the corrected relative value is further calculated for blood component calculation. It has been explained that it is used for calculating the blood glucose level by averaging the number of data of the signal level. However, the procedure for calculating the relative value and correcting the influence of the baseline fluctuation can be interchanged. For example, for each of the blood component calculation signal levels, the influence of baseline fluctuation is corrected, a relative value is calculated based on the averaged signal level after correction, and this relative value is used for blood glucose level calculation. You can also.
また、本実施の形態では、信号レベルＡ２n、Ｂ１n、およびＢ２nと所定の閾値を比較して、信号レベルＡ２n、Ｂ１n、およびＢ２nが所定の閾値の範囲にあるか否かに基づいて、信号レベルＢ１nおよびＢ２nを血糖値算出に用いるか否かを判断することを説明した。しかしながら、信号レベルが所定の閾値の範囲にあることが予め予測できる場合は、信号レベルＡ２n、Ｂ１n、およびＢ２nと所定の閾値との比較を省略することもできる。
In the present embodiment, the signal levels A2 n , B1 n , and B2 n are compared with a predetermined threshold value to determine whether the signal levels A2 n , B1 n , and B2 n are within the predetermined threshold range. Based on the above, it has been explained that it is determined whether or not the signal levels B1 n and B2 n are used for blood glucose level calculation. However, if it can be predicted in advance that the signal level is within the predetermined threshold range, the comparison between the signal levels A2 n , B1 n , and B2 n and the predetermined threshold can be omitted.
また、本発明は、血糖値を算出するのに好適に用いることができるが、パルス波の透過光や反射光の受光量を定量的に測定して血液成分分析を行う分野において広く利用できることはもちろんである。
In addition, the present invention can be suitably used for calculating blood sugar levels, but it can be widely used in the field of performing blood component analysis by quantitatively measuring the amount of transmitted light or reflected light of a pulse wave. Of course.
さらに、本出願は、２０１１年９月３０日に出願された日本特許出願番号２０１１－２１６１８５号に基づいており、それらの開示内容は、参照され、全体として、組み入れられている。
Furthermore, this application is based on Japanese Patent Application No. 2011-216185 filed on September 30, 2011, the disclosures of which are referred to and incorporated in their entirety.
１００ 血液成分分析装置、
１１０ 装着部、
１１１ 試験紙（試験片）
１２０ 発光素子（発光手段）、
１３０ 発光駆動部、
１４０ 受光素子（受光手段）、
１５０ 受光処理部、
１５１ Ｉ／Ｖ変換回路、
１５２ ローパスフィルタ回路（フィルタリング手段）、
１５３ 差動増幅回路（差動増幅手段）、
１５４ 第１サンプリング回路（第１サンプリング手段）、
１５５ 第１Ａ／Ｄコンバータ、
１５６ 第２サンプリング回路、
１５７ 第２Ａ／Ｄコンバータ、
１６０ 操作部、
１７０ 表示部、
１８０ 演算制御部（基線変動レベル算出手段、血液成分量算出手段）。 100 blood component analyzer,
110 wearing part,
111 Test paper (test piece)
120 light emitting element (light emitting means),
130 light emission drive unit,
140 light receiving element (light receiving means),
150 light reception processing unit,
151 I / V conversion circuit,
152 low-pass filter circuit (filtering means),
153 differential amplifier circuit (differential amplifier means),
154 first sampling circuit (first sampling means),
155 1st A / D converter,
156 second sampling circuit;
157 2nd A / D converter,
160 operation unit,
170 display unit,
180 arithmetic control unit (baseline fluctuation level calculating means, blood component amount calculating means).
１１０ 装着部、
１１１ 試験紙（試験片）
１２０ 発光素子（発光手段）、
１３０ 発光駆動部、
１４０ 受光素子（受光手段）、
１５０ 受光処理部、
１５１ Ｉ／Ｖ変換回路、
１５２ ローパスフィルタ回路（フィルタリング手段）、
１５３ 差動増幅回路（差動増幅手段）、
１５４ 第１サンプリング回路（第１サンプリング手段）、
１５５ 第１Ａ／Ｄコンバータ、
１５６ 第２サンプリング回路、
１５７ 第２Ａ／Ｄコンバータ、
１６０ 操作部、
１７０ 表示部、
１８０ 演算制御部（基線変動レベル算出手段、血液成分量算出手段）。 100 blood component analyzer,
110 wearing part,
111 Test paper (test piece)
120 light emitting element (light emitting means),
130 light emission drive unit,
140 light receiving element (light receiving means),
150 light reception processing unit,
151 I / V conversion circuit,
152 low-pass filter circuit (filtering means),
153 differential amplifier circuit (differential amplifier means),
154 first sampling circuit (first sampling means),
155 1st A / D converter,
156 second sampling circuit;
157 2nd A / D converter,
160 operation unit,
170 display unit,
180 arithmetic control unit (baseline fluctuation level calculating means, blood component amount calculating means).
Claims (6)
- 血液に含まれる成分と反応する試薬の発色度合いに基づいて前記成分を分析する血液成分分析装置であって、
前記血液が付着した試験片に向けてパルス光を発光する発光手段と、
前記パルス光が前記試験片で反射された反射光を受光して電気信号に変換する受光手段と、
前記電気信号を濾波することによって当該電気信号の交流成分を抑制した濾波後の電気信号を生成するフィルタリング手段と、
前記フィルタリング手段による濾波前の電気信号と前記濾波後の電気信号とを差動増幅して出力信号を取得する差動増幅手段と、
前記パルス光の消灯中での前記出力信号の信号レベルを第１タイミングで取得し、前記パルス光の発光中での前記出力信号の信号レベルを前記第１タイミングから所定時間経過後の第２タイミングで取得する第１サンプリング手段と、
前記第１タイミングで取得した信号レベルに基づいて、前記出力信号の基線の変動レベルを算出する基線変動レベル算出手段と、
前記第１タイミングおよび第２タイミングで取得した前記出力信号の信号レベルと、前記基線の変動レベルとに基づいて前記成分の量を算出する血液成分量算出手段と、
を有することを特徴とする血液成分分析装置。 A blood component analyzer that analyzes the component based on the degree of color development of a reagent that reacts with a component contained in blood,
A light emitting means for emitting pulsed light toward the test piece to which the blood has adhered;
A light receiving means for receiving the reflected light reflected by the test piece and converting it into an electrical signal;
Filtering means for generating an electric signal after filtering by suppressing the AC component of the electric signal by filtering the electric signal;
Differential amplification means for differentially amplifying the electric signal before filtering by the filtering means and the electric signal after filtering to obtain an output signal;
A signal level of the output signal when the pulsed light is extinguished is acquired at a first timing, and a signal level of the output signal during the emission of the pulsed light is a second timing after a predetermined time has elapsed from the first timing. First sampling means acquired at
Baseline fluctuation level calculation means for calculating the fluctuation level of the baseline of the output signal based on the signal level acquired at the first timing;
Blood component amount calculating means for calculating the amount of the component based on the signal level of the output signal acquired at the first timing and the second timing and the fluctuation level of the baseline;
A blood component analyzer characterized by comprising: - 前記血液成分量算出手段は、前記第１タイミングの周期と前記所定時間と前記基線の変動レベルとに基づいて、前記所定時間に変動した前記出力信号の変動レベルを算出し、前記第１タイミングと第２タイミングで取得した前記出力信号の信号レベルの差分から前記出力信号の変動レベルを差し引いた値を使用して前記成分の量を算出することを特徴とする請求項１に記載の血液成分分析装置。 The blood component amount calculating means calculates a fluctuation level of the output signal that has fluctuated during the predetermined time based on a period of the first timing, the predetermined time, and a fluctuation level of the baseline, and the first timing and The blood component analysis according to claim 1, wherein the amount of the component is calculated using a value obtained by subtracting the fluctuation level of the output signal from the difference in signal level of the output signal acquired at the second timing. apparatus.
- 前記血液成分量算出手段は、前記第１サンプリング手段で取得された前記出力信号の信号レベルに対して第１の上限値および第１の下限値を設定し、前記出力信号の信号レベルが前記第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にある場合、前記出力信号の信号レベルを前記成分の量の算出に使用する一方で、前記出力信号の信号レベルが前記第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にない場合、前記出力信号の信号レベルを前記成分の量の算出に使用しないことを特徴とする請求項１または２に記載の血液成分分析装置。 The blood component amount calculating means sets a first upper limit value and a first lower limit value for the signal level of the output signal acquired by the first sampling means, and the signal level of the output signal is set to the first level. The signal level of the output signal is used to calculate the amount of the component, while the signal level of the output signal is equal to the first upper limit value when in the range between the upper limit value of 1 and the first lower limit value 3. The blood component analyzer according to claim 1, wherein the signal level of the output signal is not used for calculation of the amount of the component when it is not in a range between the first lower limit value and the first lower limit value.
- 前記出力信号の信号レベルが前記第１の上限値と第１の下限値の間の範囲にない場合、前記出力信号の前記信号レベルに加えて、１つ前に取得された信号レベルも前記成分の量の算出に使用しないことを特徴とする請求項３に記載の血液成分分析装置。 When the signal level of the output signal is not in the range between the first upper limit value and the first lower limit value, in addition to the signal level of the output signal, the signal level acquired immediately before is also the component The blood component analyzer according to claim 3, wherein the blood component analyzer is not used for calculating the amount of the blood component.
- 前記成分の量の算出に使用する前記出力信号の信号レベルのデータ数が所定値以上のとき、前記成分の量を算出する一方で、前記データ数が所定値未満のとき、前記成分の量を算出しないことを特徴とする請求項１～４のいずれか１項に記載の血液成分分析装置。 When the number of data of the signal level of the output signal used for calculating the amount of the component is equal to or greater than a predetermined value, the amount of the component is calculated, while when the number of data is less than the predetermined value, the amount of the component is calculated. The blood component analyzer according to any one of claims 1 to 4, wherein the blood component analyzer is not calculated.
- 前記電気信号の信号レベルを第２のタイミングで取得する第２サンプリング手段さらに有し、
前記血液成分量算出手段は、前記第２サンプリング手段で取得された前記電気信号の信号レベルに対して第２の上限値を設定し、前記電気信号の信号レベルが前記第２の上限値以下の信号レベルである場合、前記出力信号の信号レベルを前記成分の量の算出に使用する一方で、前記電気信号の信号レベルが前記第２の上限値を超える信号レベルである場合、前記出力信号の信号レベルを前記成分の量の算出に使用しないことを特徴とする請求項１～５のいずれか１項に記載の血液成分分析装置。 Second sampling means for obtaining a signal level of the electrical signal at a second timing;
The blood component amount calculating means sets a second upper limit value for the signal level of the electric signal acquired by the second sampling means, and the signal level of the electric signal is less than or equal to the second upper limit value. If the signal level is a signal level, the signal level of the output signal is used to calculate the amount of the component, while the signal level of the electrical signal exceeds the second upper limit value. The blood component analyzer according to any one of claims 1 to 5, wherein the signal level is not used for calculating the amount of the component.
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2011-216185 | 2011-09-30 | ||
| JP2011216185A JP2014238263A (en) | 2011-09-30 | 2011-09-30 | Blood component analyzer |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| WO2013047565A1 true WO2013047565A1 (en) | 2013-04-04 |
Family
ID=47995595
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| PCT/JP2012/074655 WO2013047565A1 (en) | 2011-09-30 | 2012-09-26 | Blood component analyzer |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2014238263A (en) |
| TW (1) | TW201315991A (en) |
| WO (1) | WO2013047565A1 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2013145133A (en) * | 2012-01-13 | 2013-07-25 | Rohm Co Ltd | Infrared ray measuring device |
| WO2015194405A1 (en) * | 2014-06-18 | 2015-12-23 | 関根 弘一 | Feces color detection device |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| TWI493172B (en) * | 2013-06-17 | 2015-07-21 | Portable apparatus and test piece for detecting chemical substances | |
| RU2629796C1 (en) * | 2016-05-23 | 2017-09-04 | Общество с ограниченной ответственностью "Лаборатория межклеточных технологий "Интерсел Рэнд" (ООО "Интерсел Рэнд") | Method and multisensor device for noninvasive monitoring of glucose level in blood |
| US10605741B2 (en) * | 2018-06-28 | 2020-03-31 | International Business Machines Corporation | Accurate colorimetric based test strip reader system |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0210367B2 (en) * | 1979-03-05 | 1990-03-07 | Pye Ltd | |
| JPH10318928A (en) * | 1997-03-19 | 1998-12-04 | Terumo Corp | Constituent-measuring device and chip for measuring constituent |
| JPH11185209A (en) * | 1997-12-25 | 1999-07-09 | Nec Ibaraki Ltd | Magnetic disk device |
| JP2007534952A (en) * | 2004-04-27 | 2007-11-29 | アトメル グルノーブル | Measuring method and apparatus using synchronous detection and correlation sampling |
| JP2009509711A (en) * | 2005-10-04 | 2009-03-12 | ウェルチ・アリン・インコーポレーテッド | Method and apparatus for removing baseline wander from an ECG signal |
-
2011
- 2011-09-30 JP JP2011216185A patent/JP2014238263A/en active Pending
-
2012
- 2012-09-26 WO PCT/JP2012/074655 patent/WO2013047565A1/en active Application Filing
- 2012-09-28 TW TW101135726A patent/TW201315991A/en unknown
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0210367B2 (en) * | 1979-03-05 | 1990-03-07 | Pye Ltd | |
| JPH10318928A (en) * | 1997-03-19 | 1998-12-04 | Terumo Corp | Constituent-measuring device and chip for measuring constituent |
| JPH11185209A (en) * | 1997-12-25 | 1999-07-09 | Nec Ibaraki Ltd | Magnetic disk device |
| JP2007534952A (en) * | 2004-04-27 | 2007-11-29 | アトメル グルノーブル | Measuring method and apparatus using synchronous detection and correlation sampling |
| JP2009509711A (en) * | 2005-10-04 | 2009-03-12 | ウェルチ・アリン・インコーポレーテッド | Method and apparatus for removing baseline wander from an ECG signal |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2013145133A (en) * | 2012-01-13 | 2013-07-25 | Rohm Co Ltd | Infrared ray measuring device |
| WO2015194405A1 (en) * | 2014-06-18 | 2015-12-23 | 関根 弘一 | Feces color detection device |
| JP2016004005A (en) * | 2014-06-18 | 2016-01-12 | 関根 弘一 | Feces color detection device |
| US11819198B2 (en) | 2014-06-18 | 2023-11-21 | Setech Co., Ltd. | Feces color detection device |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| TW201315991A (en) | 2013-04-16 |
| JP2014238263A (en) | 2014-12-18 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| WO2013047565A1 (en) | Blood component analyzer | |
| US8773350B2 (en) | Sensor circuit and electronic apparatus | |
| EP3406194B1 (en) | Circuit arrangement for an optical monitoring system and method for optical monitoring | |
| JP5043192B2 (en) | Biological information measuring device | |
| US20160071467A1 (en) | Hand-held test meter with display illumination adjustment circuit block | |
| JP2007218787A (en) | Wavelength calibration method and device | |
| GB2500993A (en) | Temperature corrected optical gas sensor | |
| JP5909999B2 (en) | Pulse wave signal processing device and pulse wave measuring device | |
| US9632031B2 (en) | System for in vitro detection and/or quantification by fluorometry | |
| US10816398B2 (en) | Spectrometer and spectrum measurement method thereof | |
| JP5897812B2 (en) | Photodetector and fluid measuring device | |
| JP2009244010A (en) | Fluorescence detection apparatus | |
| CN110914671A (en) | Method, apparatus and computer program product for controlling components of a detection device | |
| JP2003153882A (en) | Blood component measuring instrument | |
| JP2008180597A (en) | Light detection device and optical measurement unit | |
| CN1904588B (en) | Microchip measurement device | |
| KR20120121789A (en) | A pulse oximeter using a single supply amplifier module | |
| KR20160031783A (en) | Turbidity detecting method and Electronic device supporting the same | |
| JP5530832B2 (en) | Blood component analyzer and light receiving circuit for blood component analyzer | |
| JP5652938B2 (en) | Blood component analyzer | |
| WO2013061681A1 (en) | Component measurement device and component measurement method | |
| JP2016116947A (en) | Pulse wave signal processing device and pulse wave measurement device | |
| JP2018503079A (en) | Spectrophotometer and method for performing a spectrophotometric measurement | |
| JP6537252B2 (en) | Sample measurement device | |
| KR101051487B1 (en) | Amplification Rate Correction Method and Device of Oxygen Saturation Measuring Sensor |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| 121 | Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application |
Ref document number: 12835163 Country of ref document: EP Kind code of ref document: A1 |
|
| NENP | Non-entry into the national phase |
Ref country code: DE |
|
| 122 | Ep: pct application non-entry in european phase |
Ref document number: 12835163 Country of ref document: EP Kind code of ref document: A1 |
|
| NENP | Non-entry into the national phase |
Ref country code: JP |