WO2014068743A1 - センシング装置及びセンシング方法 - Google Patents

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measurement signal
switching
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filters
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深井利夫
松本淳
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テルモ株式会社
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    • G01—MEASURING; TESTING
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    • G01R29/26—Measuring noise figure; Measuring signal-to-noise ratio
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
    • A61B5/725—Details of waveform analysis using specific filters therefor, e.g. Kalman or adaptive filters
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/66—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing involving blood sugars, e.g. galactose

Definitions

  • the present invention relates to a sensing device and a sensing method for quantifying an analyte concentration continuously or intermittently.
  • a continuous blood glucose monitoring system also referred to as a CGM (Continuous Glucose Monitoring) system ⁇ that embeds a sensor unit in the body of a subject and continuously or intermittently determines the concentration of blood glucose as an analyte has recently been developed.
  • CGM Continuous Glucose Monitoring
  • various noises including electric noise or light amount noise are usually mixed in the measurement signal. Therefore, various techniques related to filtering that effectively remove noise components have been proposed in order to improve the quantitative determination of glucose concentration.
  • Japanese Patent Laid-Open No. 2005-131370 proposes a method of removing noise components using a time-domain filtering algorithm (in particular, a Kalman filter). More specifically, it is described that the filter coefficient is dynamically optimized by defining the error covariance matrix as a function of a signal difference parameter (for example, standard deviation).
  • a signal difference parameter for example, standard deviation
  • the present invention has been made in order to solve the above-described problems, and it is possible to effectively remove noise components from a measurement signal by using a filter in a frequency domain, which is a relatively simple configuration. It is an object of the present invention to provide a sensing device and a sensing method capable of maintaining followability with respect to changes in concentration over time.
  • a sensing device is a device that continuously or intermittently quantifies the concentration of an analyte, and includes a sensor unit that sequentially acquires a measurement signal correlated with the concentration of the analyte, and a plurality of types of filters.
  • a filter processing unit that performs a filtering process in a frequency domain on a time series of the measurement signal acquired by the sensor unit through one type of the plurality of types of filters;
  • a filter switching unit configured to switch the one type of filter used for the filter processing in accordance with a time change amount of the measurement signal.
  • the filter switching unit that switches one type of filter used for the filter processing in the frequency domain according to the time change amount of the measurement signal is provided, the time change of the measurement signal and the filter processing result. It is possible to select a filter in consideration of the phase delay characteristics to be selected in a timely manner. Accordingly, it is possible to maintain the follow-up property with respect to the temporal change in the concentration of the analyte while effectively removing the noise component from the measurement signal by using the filter in the frequency domain having a relatively simple configuration.
  • the filter processing unit includes at least an identity conversion filter that performs identity conversion on the time series of the measurement signal, and the filter switching unit is configured so that the time change amount is greater than a threshold value. It is preferable to switch to the identity conversion filter. Since the phase delay due to the filter processing is not generated when the time change amount is larger than the threshold value, it is possible to ensure the followability to the time change of the concentration of the analyte.
  • the filter processing unit includes at least two types of filters having different average values of phase delay amounts in a band equal to or lower than a cutoff frequency, and the filter switching unit is configured to output the phase delay when the time change amount is large. It is preferable to switch to a filter with a small average value and to switch to a filter with a large average value of the phase delay amount when the time variation is small. Since the phase delay due to the filter processing is not generated when the amount of time change is large, it is possible to ensure followability to the time change of the concentration of the analyte. In addition, when the amount of change with time is small, the followability described above is not so required, so that the noise component can be more effectively removed from the measurement signal.
  • the sensing method is a method for continuously or intermittently quantifying the concentration of an analyte, and using a sensor, sequentially acquires a measurement signal correlated with the concentration of the analyte, and a plurality of steps
  • a processing step of performing a filtering process in a frequency domain on the time series of the measurement signal acquired by the sensor by passing through one type of filter among the types of filters, and the processing used for the filtering process A switching step of switching one type of filter according to the amount of time change of the measurement signal.
  • the plurality of types of filters include at least an identity conversion filter that performs identity conversion on the time series of the measurement signal, and in the switching step, the time change amount is larger than a threshold value. It is preferable to switch to the identity conversion filter.
  • the plurality of types of filters include at least two types of filters having different average values of phase delay amounts in a band equal to or lower than a cutoff frequency.
  • the switching step when the time change amount is large, It is preferable to switch to a filter with a small average value of the phase delay amount, and to switch to a filter with a large average value of the phase delay amount when the time change amount is small.
  • the sensing device and the sensing method according to the present invention since one type of filter used for the filter processing in the frequency domain is switched according to the time change amount of the measurement signal, the time change of the measurement signal, the time change of the measurement signal, the time change of the measurement signal, the time change of the measurement signal, the time change of the measurement signal, the time change of the measurement signal, the time change of the measurement signal, the time change of the measurement signal, the time change of the measurement signal. Accordingly, it is possible to maintain the follow-up property with respect to the temporal change in the concentration of the analyte while effectively removing the noise component from the measurement signal by using the filter in the frequency domain having a relatively simple configuration.
  • FIG. 3 is a circuit configuration diagram of a first filter shown in FIG. 2.
  • 4A is a diagram illustrating filter coefficients of the first filter illustrated in FIG. 2.
  • FIG. 4B is a graph showing a filter characteristic corresponding to the filter coefficient of FIG. 4A.
  • FIG. 5A and FIG. 5B are graphs showing changes in blood glucose concentration and quantitative results thereof. It is a flowchart with which operation
  • FIG. 10A is a diagram illustrating filter coefficients of the second filter illustrated in FIG. 9.
  • FIG. 10B is a graph showing filter characteristics according to the filter coefficients of FIG. 10A. It is a flowchart with which operation
  • 6 is a cumulative histogram of glucose quantification error rates when quantified by performing four types of filter processing.
  • the sensing device 10 includes a sensor unit (sensor) 12, a sensor control circuit 14 (sensor control circuit 80), a calculation unit 16, a power supply circuit 18, and a ROM (Read Only Memory) 20.
  • a RAM (Random Access Memory) 22, a clock generator 24, an input unit 26, and a display 28 are basically provided.
  • the sensor unit 12 acquires a signal correlated with the concentration of the analyte (hereinafter referred to as measurement signal S).
  • an optical sensor for example, a fluorescence sensor
  • the form of the sensor unit 12 is not limited to this.
  • a sensor that measures blood glucose level electrically (electrochemical method) by an enzyme electrode method using an enzyme such as glucose oxidase (GOD) or the like is used. You may apply.
  • the sensor control circuit 14 can acquire the measurement signal S at a desired timing by driving and controlling the sensor unit 12.
  • the sensor control circuit 14 converts a current value (analog signal) as the measurement signal S into a voltage value, and quantizes the voltage value to convert it into a digital signal.
  • the sensor control circuit 14 removes noise components mixed in the measurement signal S by applying a predetermined filter process to the analog signal or digital signal.
  • the calculation unit 16 is constituted by a CPU (Central Processing Unit), an MPU (Micro-Processing Unit), and the like, reads a program stored in the ROM 20 in advance, and executes various signal processing described later.
  • the calculation unit 16 functions as a concentration quantification unit 29 that quantifies the concentration of the analyte based on the signal value Sf (k) acquired from the sensor control circuit 14.
  • the power supply circuit 18 supplies power to each component in the sensing device 10 including the calculation unit 16.
  • the RAM 22 can read or write various data necessary for performing the sensing method according to the present invention, in addition to the measurement signal S input via the sensor unit 12.
  • the clock generator 24 generates a clock signal at a predetermined cycle and supplies it to the computing unit 16 side. Thereby, the calculating part 16 can control the acquisition timing of signal value Sf (k).
  • the input unit 26 is provided so that various information (for example, a quantitative interval Td) provided for calculation in the calculation unit 16 can be input.
  • various information for example, a quantitative interval Td
  • a push button may be used, or a touch panel incorporated in the display device 28 may be used.
  • the display 28 visualizes and displays various types of information related to the concentration of the analyte quantified by the calculation unit 16 (hereinafter also referred to as a quantitative concentration).
  • the display 28 is a display module capable of monochrome or color display, and may be composed of a liquid crystal panel, an organic EL (Electro-Luminescence), an inorganic EL panel, or the like.
  • the sensor unit 12 can be applied to various uses such as an enzyme sensor, a glucose sensor, a pH sensor, an immune sensor, or a microorganism sensor. Further, the configuration of the sensor unit 12 is not limited to this configuration, and various configurations can be adopted.
  • the sensor control circuit 14 (80) and the calculation unit 16 that are physically separated can be wirelessly communicated, so that the sensor unit 12 is completely or continuously embedded in the body of the subject. Quantitatively.
  • a standard for near field communication for example, a body area network defined by “IEEE802.15.6” may be applied.
  • FIG. 2 is a block diagram of the sensor control circuit 14 (see FIG. 1) according to the first embodiment.
  • the sensor control circuit 14 includes a signal input unit 30 that inputs the measurement signal S from the sensor unit 12, and an analog / digital conversion unit that converts the measurement signal S that is an analog signal into an original signal value S (k) that is a digital signal.
  • ADC 32 an analog / digital conversion unit that converts the measurement signal S that is an analog signal into an original signal value S (k) that is a digital signal.
  • ADC 32 an analog / digital conversion unit that converts the measurement signal S that is an analog signal into an original signal value S (k) that is a digital signal.
  • ADC 32 analog / digital conversion unit that converts the measurement signal S that is an analog signal into an original signal value S (k) that is a digital signal.
  • ADC 32 analog / digital conversion unit that converts the measurement signal S that is an analog signal into an original signal value S (k) that is a digital signal.
  • ADC 32 an analog / digital conversion unit that converts the measurement signal S that is an analog signal into an original signal value S (k) that is
  • the switch 44 of the filter switching unit 34 is connected to either the first terminal 46a or the second terminal 46b (on state), or connected to either the first terminal 46a or the second terminal 46b. No state (off state) can be taken.
  • the filter processing unit 36 includes a first filter 48 for performing a filtering process in the frequency domain.
  • the first filter 48 is connected to the first terminal 46 a side of the filter switching unit 34.
  • no filter is connected to the second terminal 46 b side of the filter switching unit 34.
  • the filter processing unit 36 further includes an identity conversion filter 49 that performs identity conversion on the original signal value S (k).
  • FIG. 3 is a circuit configuration diagram of the first filter 48.
  • the first filter 48 includes five multipliers 51, 52, 53, 54, 55, four adders 56, 57, 58, 59, and four delay units 60, 61, 62, 63. That is, the first filter 48 corresponds to an FIR (Finite Impulse Response) filter having 5 taps.
  • the multipliers hereinafter referred to as filter coefficients
  • the multipliers set in the multipliers 51 to 55 are respectively expressed as h0, h1, h2, h3, and h4. Since the FIR filter is a well-known electric circuit, description of the function and connection relationship of each arithmetic unit will be omitted.
  • FIG. 4B is a graph showing the filter characteristics according to the filter coefficient of FIG. 4A.
  • the horizontal axis of the graph indicated by the solid line is the frequency (unit: mHz), and the vertical axis is the amplitude ratio (unit: none).
  • the amplitude ratio is the ratio of the amplitude of the output signal to the amplitude of the input periodic signal (sinusoidal waveform signal). Ideally, it is 1 in the frequency band that allows the signal component to pass through and 0 in the frequency band that blocks the signal component.
  • the filter characteristic of this example is a so-called low-pass filter type in which 50% or more of signal components are allowed to pass in a band of 0 to fc [mHz], and 50% or more of signal components are blocked in a band of fc [mHz] or more. It shows the characteristics.
  • fc 0.44 [mHz] is referred to as a cutoff frequency (cut-off frequency).
  • the horizontal axis of the graph indicated by the broken line is the frequency (unit: mHz), and the vertical axis is the phase delay amount (unit: sec).
  • the phase delay amount is a difference in phase of the output signal with respect to the phase of the input periodic signal (sinusoidal waveform signal), and is ideally zero.
  • the filter characteristic of this example is characterized in that a relatively large phase delay occurs in the band of 0 to 0.9 [mHz], and the phase delay amount becomes relatively small in the band of 0.9 [mHz] or higher. Is shown.
  • the average value of the phase delay amount in the band R1 below the cutoff frequency fc is about 600 [sec].
  • any one of a low-pass filter, a high-pass filter, a band-pass filter, a band elimination filter, and an all-pass filter may be applied to the signal pass band.
  • any of a Butterworth characteristic, a Chebyshev characteristic, an inverse Chebyshev characteristic, and a simultaneous Chebyshev characteristic may be applied.
  • FIG. 5A and FIG. 5B are graphs showing changes in blood glucose concentration and quantitative results thereof.
  • the horizontal axis of each graph is time (unit: min), and the vertical axis is glucose concentration, so-called blood glucose level (unit: mg / dl).
  • the change in blood glucose level indicated by the solid line graph simulates the temporal change in blood glucose level in the body before and after the meal of the subject.
  • the broken line graph in FIG. 5A shows the quantitative result obtained without filtering the measurement signal S.
  • a high-frequency noise component is mixed in the measurement signal S, an irregular error occurs between the actual value and the quantitative value.
  • the influence on the quantitative accuracy due to the noise component appears remarkably.
  • the broken line graph in FIG. 5B shows the quantitative result obtained by subjecting the measurement signal S to the filter processing by the first filter 48.
  • a quantitative value with less irregular errors due to noise components can be obtained.
  • the phase delay caused by the first filter 48 causes a difference between the actual value and the quantitative value.
  • the influence on the quantitative accuracy due to the decrease in the follow-up property appears remarkably.
  • step S1 the signal input unit 30 inputs the measurement signal S from the sensor unit 12 according to a predetermined sampling interval Ts. Thereafter, the ADC 32 converts the analog signal acquired from the signal input unit 30 into a digital signal ⁇ hereinafter referred to as an original signal value S (k) ⁇ .
  • step S2 the original signal value S (k) input / acquired in step S1 is temporarily stored in the buffer memory 40.
  • step S3 the sensor control circuit 14 determines whether or not there is an instruction to quantify the concentration of the analyte. Specifically, the sensor control circuit 14 determines whether or not a signal for instructing concentration quantification (hereinafter, a quantification instruction signal) is received from the calculation unit 16.
  • a quantification instruction signal a signal for instructing concentration quantification
  • the calculation unit 16 counts the number of pulses of the clock signal input from the clock generator 24 in parallel with the execution of steps S1 and S2. When the count upper limit value (value corresponding to the quantitative interval Td) is reached, the calculation unit 16 sends a quantitative instruction signal to the sensor control circuit 14 side, and proceeds to the next step (S4).
  • step S1 when the count upper limit value has not been reached, the calculation unit 16 continues to count the number of pulses without sending a quantitative instruction signal. That is, returning to step S1, steps S1 and S2 are sequentially repeated.
  • the sampling interval Ts is a time interval for inputting the measurement signal S to the sensor control circuit 14 side
  • the quantification interval Td is a time interval for quantifying the concentration of the analyte on the calculation unit 16 side. That is, since the fixed interval Td is a parameter different from the sampling interval Ts, it may take the same or different value as the sampling interval Ts. Further, when the quantitative interval Td is equal to the sampling interval Ts, the sensor control circuit 14 may acquire and store the original signal value S (k) after receiving the quantitative instruction signal.
  • step S4 the switching variable calculation unit 42 calculates a switching variable Vs that is a parameter representing the amount of time change of the measurement signal S based on the time series of the original signal value S (k) sequentially stored in step S2.
  • the time change amount means a variation tendency (trend) of the measurement signal S estimated from a plurality of latest sample points.
  • the switching variable calculation unit 42 calculates the absolute value of the gradient (first time derivative) of the regression line 76 as the switching variable Vs.
  • the switching variable calculation unit 42 is not limited to the gradient of the regression line 76, and for example, a statistical value (for example, an average value) of a linear gradient that connects adjacent sample points, a curvature (second derivative of time) in an approximate curve, and the like. May be used to calculate the switching variable Vs.
  • step S5 the filter switching unit 34 switches the switch 44 of the filter switching unit 34 according to the switching variable Vs calculated in step S4. Specifically, the filter switching unit 34 determines the switching state of the switch 44 based on the magnitude relationship with a preset threshold value Vs * .
  • the filter switching unit 34 switches the switch 44 to the first terminal 46a side for a predetermined time (step S6). Then, the original signal value S (k) is output to the outside of the sensor control circuit 14 via the switch 44, the first terminal 46a, and the first filter 48.
  • the filter switching unit 34 switches the switch 44 to the second terminal 46b side for a predetermined time (step S7). Then, the original signal value S (k) is output to the outside of the sensor control circuit 14 via the switch 44 and the second terminal 46b.
  • the original signal value S (k) that passes through the filter processing unit 36 and is output from the sensor control circuit 14 is referred to as “signal value Sf (k)”.
  • the filter switching unit 34 may provide a dead band (dead band) in the determination process based on the threshold value Vs * . Thereby, the fluctuation of the time-series discrimination result can be suppressed, and the filter switching control can be stably executed.
  • step S8 the concentration quantification unit 29 quantifies the concentration based on the signal value Sf (k) output from the sensor control circuit 14 using the quantification coefficient read from the RAM 22.
  • concentration determination method various methods suitable for the detection method, material, sensitivity characteristics, individual differences, and the like in the sensor unit 12 can be adopted.
  • step S9 the indicator 28 displays the quantitative result in step S8.
  • the calculation unit 16 determines visible information (hereinafter referred to as “quantitative visible information”) to be displayed on the display unit 28 from the obtained quantitative results, and then transmits a control signal corresponding to the quantitative visible information. Supply to the display 28 side.
  • quantitative visible information not only a quantitative value but a trend, the success or failure of quantitative measurement, a quantitative time, a diagnostic result, etc. are mentioned, for example.
  • step S10 the calculation unit 16 determines whether or not there is an instruction to end the series of quantitative operations. If it is determined that there is no end instruction, the process returns to step S1, and the operations of steps S1 to S9 are repeated in the same manner. On the other hand, if there is an end instruction, the sensing device 10 ends the analyte quantitative operation. In this way, the calculation unit 16 obtains time-series data of the concentration at each quantification time according to the predetermined quantification interval Td.
  • FIG. 8 is a cumulative histogram of the quantitative error rate of glucose when quantified by applying three kinds of filter processing.
  • the horizontal axis of the histogram is the error rate (unit:%) of the quantitative value, and the vertical axis is the cumulative frequency (unit:%).
  • no filter in the figure corresponds to a quantitative result (broken line graph shown in FIG. 5A) when the switch 44 is always connected to the second terminal 46b.
  • Fixed filter corresponds to the quantitative result (broken line graph shown in FIG. 5B) when the switch 44 is always connected to the first terminal 46a.
  • Fan switching corresponds to the quantitative result when the switch 44 is switched in a timely manner according to the flowchart of FIG.
  • FIG. 9 is a block diagram of a sensor control circuit 80 (see FIG. 1) according to the second embodiment.
  • the sensor control circuit 80 has substantially the same configuration as that of the sensor control circuit 14 (FIG. 2), but includes a filter processing unit 82 having another configuration instead of the filter processing unit 36.
  • the filter processing unit 82 includes a first filter 48 and a second filter 84 having the same circuit configuration as the first filter 48 (see FIG. 3).
  • the second filter 84 is connected to the second terminal 46 b side of the filter switching unit 34.
  • the second filter 84 functions as an FIR filter having substantially three taps.
  • FIG. 10B is a graph showing the filter characteristics according to the filter coefficient of FIG. 10A.
  • the horizontal axis of the graph indicated by the solid line is the frequency (unit: mHz), and the vertical axis is the amplitude ratio (unit: none).
  • the horizontal axis of the graph indicated by the broken line is the frequency (unit: mHz), and the vertical axis is the phase delay amount (unit: sec).
  • the average value of the phase delay amount in the band R2 below the cutoff frequency fc is about 300 [sec]
  • the average value of the phase delay amount in the first filter 48 (see FIG. 4B; about 600 [sec]) Smaller than.
  • step S5 the filter switching unit 34 switches the switch 44 according to the calculated switching variable Vs. If Vs ⁇ Vs * is satisfied, the filter switching unit 34 switches the switch 44 to the first terminal 46a side for a predetermined time (step S6).
  • the filter switching unit 34 switches the switch 44 to the second terminal 46b side for a predetermined time (step S7A). Then, the original signal value S (k) is output to the outside of the sensor control circuit 80 via the switch 44, the second terminal 46b, and the second filter 84.
  • the calculation unit 16 obtains time-series data of concentrations at each quantification time according to a predetermined quantification interval Td.
  • FIG. 12 is a cumulative histogram of the quantification error rate of glucose when quantified by performing four types of filter processing.
  • the horizontal axis of the histogram is the error rate (unit:%) of the quantitative value, and the vertical axis is the cumulative frequency (unit:%).
  • no filter and “first filter fixed” correspond to “no filter” and “filter fixed” in FIG. 8, respectively.
  • Fixed second filter corresponds to the quantitative result when the switch 44 is always connected to the second terminal 46b.
  • Fan switching corresponds to the quantitative result when the switch 44 is switched in a timely manner according to the flowchart of FIG.
  • the sensing device 10 passes through the sensor unit 12 that sequentially acquires the measurement signal S correlated with the concentration of the analyte, and one type of filter among a plurality of types of filters (48, 49, 84).
  • filter processing units 36 and 82 are provided that perform filter processing in the frequency domain on the time series of the measurement signal S.
  • the filter switching part 34 which switches one type of filter used for the filter process in a frequency domain according to the time change amount (for example, switching variable Vs) of the measurement signal S was provided, the time change of the measurement signal,
  • the first filter 48 and the like in consideration of the phase delay characteristics resulting from the filter processing in a timely manner. This makes it possible to eliminate the noise component from the measurement signal S by using a filter in the frequency domain (such as the first filter 48) having a relatively simple configuration, while preventing the noise concentration from changing over time.
  • followability can be maintained.
  • the filter processing unit 36 includes at least an identity conversion filter 49 that performs identity conversion on the time series of the measurement signal S, and the filter switching unit 34 has a case where the switching variable Vs is larger than the threshold value Vs *.
  • the identity conversion filter 49 may be switched.
  • the filter processing unit 82 includes at least two types of filters (48, 84) having different average values of phase delay amounts in a band equal to or lower than the cutoff frequency fc, and the filter switching unit 34 has a large switching variable Vs.
  • the filter may be switched to the second filter 84 having a small average value of the phase delay amount, and may be switched to the first filter 48 having a large average value of the phase delay amount when the switching variable Vs is small.
  • phase delay due to the filter processing is not generated when the switching variable Vs is large, it is possible to ensure the followability to the time change of the concentration of the analyte. Further, when the switching variable Vs is small, the followability described above is not so required, so that the noise component can be more effectively removed from the measurement signal S.
  • the filter processing units 36 and 82 are configured by digital filter circuits, but may be configured by analog filter circuits. Moreover, when applying a digital filter, you may implement

Abstract

　本発明は、アナライトの濃度を連続的又は間欠的に定量するセンシング装置及びセンシング方法に関する。センサ（１２）を用いて、アナライトの濃度に相関する計測信号を逐次取得する。複数種類のフィルタ（４８、４９、８４）のうち１種類のフィルタを介すことで、センサ（１２）により取得された計測信号の時系列に対して周波数領域でのフィルタ処理を施す。フィルタ処理に使用される１種類のフィルタを計測信号の時間変化量に応じて切り替える。

Description

センシング装置及びセンシング方法
　この発明は、アナライトの濃度を連続的又は間欠的に定量するセンシング装置及びセンシング方法に関する。
　例えば、被検体の体内にセンサ部を埋め込み、アナライトとしての血中グルコースの濃度を連続的又は間欠的に定量する持続血糖モニタシステム｛ＣＧＭ（Continuous Glucose Monitoring）システムともいう｝が近時開発されている。センサ部を介して計測信号を取得する際、通常、電気ノイズ又は光量ノイズを含む各種ノイズがこの計測信号に混入する。そこで、グルコースの濃度の定量精度を向上させるため、ノイズ成分を効果的に除去するフィルタリングに関する技術が種々提案されている。
　特開２００５－１３１３７０号公報では、時間領域でのフィルタリング・アルゴリズム（特に、カルマンフィルタ）を用いて、ノイズ成分を除去する方法が提案されている。より詳細には、誤差共分散行列を信号差パラメータ（例えば、標準偏差）の関数で定義することで、フィルタ係数が動的に最適化される旨が記載されている。
　ところで、装置の小型化や消費電力の削減を図るため、電気回路による処理演算量を極力少なくしたいという設計上の要望がある。しかし、特開２００５－１３１３７０号公報に記載の方法では処理演算量が大きくなる傾向があり、上記した要望に応えられないという問題があった。
　本発明は上記した問題を解決するためになされたもので、比較的に簡便な構成である周波数領域でのフィルタを用いて、計測信号からノイズ成分を効果的に除去しつつも、アナライトの濃度の時間変化に対する追従性を維持可能なセンシング装置及びセンシング方法を提供することを目的とする。
　本発明に係るセンシング装置は、アナライトの濃度を連続的又は間欠的に定量する装置であって、前記アナライトの濃度に相関する計測信号を逐次取得するセンサ部と、複数種類のフィルタを備えており、該複数種類のフィルタのうち１種類のフィルタを介すことで、前記センサ部により取得された前記計測信号の時系列に対して周波数領域でのフィルタ処理を施すフィルタ処理部と、前記フィルタ処理に使用される前記１種類のフィルタを前記計測信号の時間変化量に応じて切り替えるフィルタ切替部とを備える。
　このように、周波数領域でのフィルタ処理に使用される１種類のフィルタを計測信号の時間変化量に応じて切り替えるフィルタ切替部を設けたので、前記計測信号の時間変化、及び前記フィルタ処理に起因する位相遅延特性を併せて考慮したフィルタを適時に選択可能である。これにより、比較的に簡便な構成である周波数領域でのフィルタを用いて、計測信号からノイズ成分を効果的に除去しつつも、アナライトの濃度の時間変化に対する追従性を維持できる。
　また、前記フィルタ処理部は、前記計測信号の時系列に対して恒等変換を施す恒等変換フィルタを少なくとも備えており、前記フィルタ切替部は、前記時間変化量が閾値よりも大きい場合に前記恒等変換フィルタに切り替えることが好ましい。時間変化量が閾値よりも大きい場合にフィルタ処理による位相遅延を発生させないようにしたので、アナライトの濃度の時間変化に対する追従性を確保できる。
　更に、前記フィルタ処理部は、遮断周波数以下の帯域での位相遅延量の平均値が異なる２種類のフィルタを少なくとも備えており、前記フィルタ切替部は、前記時間変化量が大きい場合に前記位相遅延量の平均値が小さいフィルタに切り替えると共に、前記時間変化量が小さい場合に前記位相遅延量の平均値が大きいフィルタに切り替えることが好ましい。時間変化量が大きい場合にフィルタ処理による位相遅延を発生させないようにしたので、アナライトの濃度の時間変化に対する追従性を確保できる。また、時間変化量が小さい場合には、上記した追従性がそれほど要求されないので、計測信号からノイズ成分を一層効果的に除去できる。
　本発明に係るセンシング方法は、アナライトの濃度を連続的又は間欠的に定量する方法であって、センサを用いて、前記アナライトの濃度に相関する計測信号を逐次取得する取得ステップと、複数種類のフィルタのうち１種類のフィルタを介すことで、前記センサにより取得された前記計測信号の時系列に対して周波数領域でのフィルタ処理を施す処理ステップと、前記フィルタ処理に使用される前記１種類のフィルタを前記計測信号の時間変化量に応じて切り替える切替ステップとを備える。
　また、前記複数種類のフィルタには、前記計測信号の時系列に対して恒等変換を施す恒等変換フィルタが少なくとも含まれており、前記切替ステップでは、前記時間変化量が閾値よりも大きい場合に前記恒等変換フィルタに切り替えることが好ましい。
　更に、前記複数種類のフィルタには、遮断周波数以下の帯域での位相遅延量の平均値が異なる２種類のフィルタが少なくとも含まれており、前記切替ステップでは、前記時間変化量が大きい場合に前記位相遅延量の平均値が小さいフィルタに切り替えると共に、前記時間変化量が小さい場合に前記位相遅延量の平均値が大きいフィルタに切り替えることが好ましい。
　本発明に係るセンシング装置及びセンシング方法によれば、周波数領域でのフィルタ処理に使用される１種類のフィルタを計測信号の時間変化量に応じて切り替えるようにしたので、前記計測信号の時間変化、及び前記フィルタ処理に起因する位相遅延特性を併せて考慮したフィルタを適時に選択可能である。これにより、比較的に簡便な構成である周波数領域でのフィルタを用いて、計測信号からノイズ成分を効果的に除去しつつも、アナライトの濃度の時間変化に対する追従性を維持できる。
第１及び第２実施形態に共通するセンシング装置の概略ブロック図である。 第１実施形態に係るセンサ制御回路のブロック図である。 図２に示す第１フィルタの回路構成図である。 図４Ａは、図２に示す第１フィルタのフィルタ係数を示す図である。図４Ｂは、図４Ａのフィルタ係数に応じたフィルタ特性を示すグラフである。 図５Ａ及び図５Ｂは、血中グルコースの濃度変化及びその定量結果を表すグラフである。 第１実施形態に係るセンシング装置の動作説明に供されるフローチャートである。 複数の標本点から時間変化量を算出する一例を表す概略説明図である。 ３通りのフィルタ処理を施して定量した場合における、グルコースの定量誤差率の累積ヒストグラムである。 第２実施形態に係るセンサ制御回路のブロック図である。 図１０Ａは、図９に示す第２フィルタのフィルタ係数を示す図である。図１０Ｂは、図１０Ａのフィルタ係数に応じたフィルタ特性を示すグラフである。 第２実施形態に係るセンシング装置の動作説明に供されるフローチャートである。 ４通りのフィルタ処理を施して定量した場合における、グルコースの定量誤差率の累積ヒストグラムである。
　以下、本発明に係るセンシング方法について、センシング装置との関係において好適な実施形態を挙げ、添付の図面を参照しながら説明する。
［第１及び第２実施形態に共通するセンシング装置１０の構成］
　先ず、第１及び第２実施形態に共通するセンシング装置１０の構成について、図１の概略ブロック図を参照しながら説明する。
　図１に示すように、センシング装置１０は、センサ部（センサ）１２と、センサ制御回路１４（センサ制御回路８０）と、演算部１６と、電源回路１８と、ＲＯＭ（Read Only Memory）２０と、ＲＡＭ（Random Access Memory）２２と、クロック発生器２４と、入力部２６と、表示器２８とを基本的に備える。
　センサ部１２は、アナライトの濃度に相関する信号（以下、計測信号Ｓ）を取得する。センサ部１２として、サンプリング間隔Ｔｓを容易に変更可能な光学センサ（例えば、蛍光センサ）を適用することが好ましい。なお、センサ部１２の形態はこれに限定されるものではなく、例えば、血糖値をグルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ）等の酵素を用いた酵素電極法等による電気的（電気化学方式）に測定するセンサを適用してもよい。
　センサ制御回路１４は、センサ部１２を駆動制御することで、所望のタイミングで計測信号Ｓを取得可能である。センサ制御回路１４は、計測信号Ｓとしての電流値（アナログ信号）を電圧値に変換すると共に、この電圧値を量子化してデジタル信号に変換する。センサ制御回路１４は、このアナログ信号又はデジタル信号に対して所定のフィルタ処理を施すことで、計測信号Ｓに混入するノイズ成分を除去する。
　演算部１６は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＭＰＵ（Micro-Processing Unit）等で構成されており、ＲＯＭ２０に予め記憶されたプログラムを読み出し、後述する各種信号処理を実行する。演算部１６は、センサ制御回路１４から取得した信号値Ｓｆ（ｋ）に基づいてアナライトの濃度を定量する濃度定量部２９として機能する。
　電源回路１８は、演算部１６を含むセンシング装置１０内の各構成要素に電力を供給する。ＲＡＭ２２は、センサ部１２を介して入力された計測信号Ｓの他、本発明に係るセンシング方法を実施するために必要な各種データを読み出し又は書込み可能である。クロック発生器２４は、所定周期でクロック信号を発生し、演算部１６側に供給する。これにより、演算部１６は、信号値Ｓｆ（ｋ）の取得タイミングを制御可能である。
　入力部２６は、演算部１６での演算に供される各種情報（例えば、定量間隔Ｔｄ）を入力可能に設けられている。例えば、押圧式ボタンであってもよいし、表示器２８に組み込まれたタッチパネルであってもよい。表示器２８は、演算部１６により定量されたアナライトの濃度（以下、定量濃度ともいう）に関する各種情報を可視化して表示する。表示器２８は、モノクロ又はカラー表示可能な表示モジュールであり、液晶パネル、有機ＥＬ（Electro-Luminescence）、無機ＥＬパネル等で構成されてもよい。
　なお、センサ部１２は、酵素センサ、グルコースセンサ、ｐＨセンサ、免疫センサ、又は微生物センサ等、多様な用途に適用可能である。また、センサ部１２の構成は、本構成に限られることなく種々の構成を採り得る。例えば、物理的に分離されたセンサ制御回路１４（８０）及び演算部１６の間を無線で通信可能に設けることで、センサ部１２を被検体の体内に完全に埋め込んだ状態で間欠的又は連続的に定量可能である。なお、無線通信の際には、近距離通信用の規格（例えば、「IEEE 802.15.6」で規定するボディエリアネットワーク等）を適用してもよい。
＜第１実施形態＞
　続いて、第１実施形態に係るセンサ制御回路１４の構成及び動作について、図２～図７を参照しながら説明する。なお、本明細書では、アナライトとしてグルコースを用いた場合の定量動作を中心に説明する。
［センサ制御回路１４のブロック図］
　図２は、第１実施形態に係るセンサ制御回路１４（図１参照）のブロック図である。
　センサ制御回路１４は、センサ部１２からの計測信号Ｓを入力する信号入力部３０と、アナログ信号である計測信号Ｓをデジタル信号である原信号値Ｓ（ｋ）に変換するアナログ・デジタル変換部（以下、ＡＤＣ３２という）と、複数種類のフィルタの中から１種類のフィルタを択一的に切り替えるフィルタ切替部３４と、原信号値Ｓ（ｋ）に対して周波数領域でのフィルタ処理を施すフィルタ処理部３６と、直近の原信号値Ｓ（ｋ）を一時的に格納するバッファメモリ４０と、フィルタ切替部３４が備える複数種類のフィルタを切り替える変数（以下、切替変数Ｖｓ）を算出する切替変数算出部４２と、を備える。
　フィルタ切替部３４のスイッチ４４は、第１端子４６ａ又は第２端子４６ｂのいずれか一方に接続された状態（オン状態）、或いは、第１端子４６ａ及び第２端子４６ｂのいずれにも接続されていない状態（オフ状態）を採り得る。
　フィルタ処理部３６は、周波数領域でのフィルタリング処理を実行するための第１フィルタ４８を備える。第１フィルタ４８は、フィルタ切替部３４の第１端子４６ａ側に接続されている。一方、フィルタ切替部３４の第２端子４６ｂ側には、フィルタが接続されていない。換言すれば、フィルタ処理部３６は、原信号値Ｓ（ｋ）に対して恒等変換を施す恒等変換フィルタ４９を更に備えている。
　図３は、第１フィルタ４８の回路構成図である。第１フィルタ４８は、５つの乗算器５１、５２、５３、５４、５５、４つの加算器５６、５７、５８、５９、並びに４つの遅延器６０、６１、６２、６３で構成される。すなわち、第１フィルタ４８は、タップ数が５であるＦＩＲ（Finite Impulse Response）フィルタに相当する。以下、乗算器５１～５５に設定された乗数（以下、フィルタ係数）をそれぞれ順番に、ｈ０、ｈ１、ｈ２、ｈ３、ｈ４と表記する。なお、ＦＩＲフィルタは周知の電気回路であるため、各演算器の機能及び接続関係についての説明を省略する。
　図４Ａは、図２に示す第１フィルタ４８のフィルタ係数を示す図である。具体的には、乗算器５１（以下、図３参照）のフィルタ係数をｈ０＝０．１５９、乗算器５２のフィルタ係数をｈ１＝０．２２０、乗算器５３のフィルタ係数をｈ２＝０．２４３、乗算器５４のフィルタ係数をｈ３＝０．２２０、乗算器５５のフィルタ係数をｈ４＝０．１５９、にそれぞれ設定する。
　図４Ｂは、図４Ａのフィルタ係数に応じたフィルタ特性を示すグラフである。
　実線で示すグラフの横軸は周波数（単位：ｍＨｚ）であり、縦軸は振幅比（単位：なし）である。ここで、振幅比とは、入力される周期信号（正弦波形信号）の振幅に対する出力信号の振幅の比である。理想的には、信号成分を通過させる周波数帯域で１であり、信号成分を遮断させる周波数帯域で０である。本図例のフィルタ特性は、０～ｆｃ［ｍＨｚ］の帯域では５０％以上の信号成分を通過させると共に、ｆｃ［ｍＨｚ］以上の帯域では５０％以上の信号成分を遮断させる、いわゆるローパスフィルタ型の特徴を示している。以下、ｆｃ＝０．４４［ｍＨｚ］のことを遮断周波数（カットオフ周波数）と称する。
　破線で示すグラフの横軸は周波数（単位：ｍＨｚ）であり、縦軸は位相遅延量（単位：ｓｅｃ）である。ここで、位相遅延量とは、入力される周期信号（正弦波形信号）の位相に対する出力信号の位相の差であり、理想的には０である。本図例のフィルタ特性は、０～０．９［ｍＨｚ］の帯域では相対的に大きな位相の遅延が生じると共に、０．９［ｍＨｚ］以上の帯域では位相遅延量が相対的に小さくなる特徴を示している。なお、遮断周波数ｆｃ以下の帯域Ｒ１での位相遅延量の平均値は、約６００［ｓｅｃ］である。
　なお、第１フィルタ４８（又は後述する第２フィルタ８４）を決定する際、ＦＩＲフィルタ又はＩＩＲ（Infinite Impulse Response）フィルタに関する公知の設計手法を種々適用してもよい。例えば、信号の通過域に関して、低域通過フィルタ、高域通過フィルタ、帯域通過フィルタ、帯域除去フィルタ、及び全域通過フィルタのうちのいずれかを適用してもよい。また、振幅特性の形状に関して、バターワース特性、チェビシェフ特性、逆チェビシェフ特性、及び連立チェビシェフ特性（楕円特性）のうちのいずれかを適用してもよい。
［フィルタ処理と定量結果との関係］
　図５Ａ及び図５Ｂは、血中グルコースの濃度変化及びその定量結果を表すグラフである。各グラフの横軸は時間（単位：ｍｉｎ）であり、縦軸はグルコースの濃度、いわゆる血糖値（単位：ｍｇ／ｄｌ）である。実線のグラフでそれぞれ示す血糖値の変化は、被検体の食事前後における体内の血糖値の時間変化を模擬している。
　図５Ａにおける破線のグラフは、計測信号Ｓに対してフィルタ処理を施すことなく得られた定量結果を示す。本グラフから理解されるように、計測信号Ｓに高周波数のノイズ成分が混入することで、実際値と定量値との間に不規則な誤差が生じている。特に、信号のレベルが相対的に低いＢ領域において、ノイズ成分に起因する定量精度への影響が顕著に現われている。
　図５Ｂにおける破線のグラフは、計測信号Ｓに対して第１フィルタ４８によるフィルタ処理を施して得られた定量結果を示す。本グラフから理解されるように、ノイズ成分に起因する不規則な誤差が少ない定量値が得られる。しかし、第１フィルタ４８による位相遅延が起こることで、実際値と定量値との間に乖離が生じている。特に、信号の時間変化量が大きいＡ領域において、追従性の低下に起因する定量精度への影響が顕著に現われている。
［センサ制御回路１４を含むセンシング装置１０の動作］
　上記した定量誤差の発生を抑制するため、第１実施形態に係るセンシング方法ではフィルタの有無を適時に切り替える。以下、センサ制御回路１４（図２）を含むセンシング装置１０の動作について、図６のフローチャートを参照しながら詳細に説明する。初期状態では、フィルタ切替部３４のスイッチ４４はオフ状態であったとする。
　ステップＳ１において、信号入力部３０は、所定のサンプリング間隔Ｔｓに従って、センサ部１２から計測信号Ｓを入力する。その後、ＡＤＣ３２は、信号入力部３０から取得したアナログ信号をデジタル信号｛以下、原信号値Ｓ（ｋ）という｝に変換する。
　ステップＳ２において、ステップＳ１で入力・取得された原信号値Ｓ（ｋ）をバッファメモリ４０に一時的に格納する。
　ステップＳ３において、センサ制御回路１４は、アナライトの濃度を定量する指示があったか否かを判別する。具体的には、センサ制御回路１４は、濃度の定量を指示する信号（以下、定量指示信号）を演算部１６から受信したか否かを判別する。
　演算部１６は、ステップＳ１及びＳ２の実行と並列して、クロック発生器２４から入力されたクロック信号のパルス数をカウントする。そして、カウント上限値（定量間隔Ｔｄに相当する値）に到達した場合、演算部１６は、センサ制御回路１４側に定量指示信号を送出し、次のステップ（Ｓ４）に進む。
　一方、上記したカウント上限値に到達していない場合、演算部１６は、定量指示信号を送出することなく、パルス数のカウントを継続する。すなわち、ステップＳ１に戻り、以下ステップＳ１及びＳ２を順次繰り返す。
　ところで、サンプリング間隔Ｔｓは、センサ制御回路１４側に計測信号Ｓを入力する時間の間隔であると共に、定量間隔Ｔｄは、演算部１６側でアナライトの濃度を定量する時間間隔である。すなわち、定量間隔Ｔｄは、サンプリング間隔Ｔｓと異なるパラメータであることから、サンプリング間隔Ｔｓと同一の又は異なる値を取ってもよい。また、定量間隔Ｔｄがサンプリング間隔Ｔｓに等しい場合、センサ制御回路１４は、定量指示信号を受け付けた後に原信号値Ｓ（ｋ）を取得・格納してもよい。
　ステップＳ４において、切替変数算出部４２は、ステップＳ２で順次格納された原信号値Ｓ（ｋ）の時系列に基づいて、計測信号Ｓの時間変化量を表すパラメータである切替変数Ｖｓを算出する。ここで、時間変化量とは、直近の複数の標本点から推定される計測信号Ｓの変動傾向（トレンド）を意味する。
　図７に示すように、現在の標本点７５から時間的に近い順に、標本点７４、７３、７２、７１が既に得られていたとする。この場合、過去の標本点７１～７４のみならず標本点７５も併せ用いて、破線で図示する回帰直線７６を求めることができる。そして、切替変数算出部４２は、この回帰直線７６の勾配（時間の１次微分）の絶対値を切替変数Ｖｓとして算出する。
　なお、上記勾配を算出する手法は、加重平均、最小二乗法を含む種々の最適化手法を用いることができる。また、トレンドの推定に供される標本点の個数は５つに限られず、演算量、処理時間等を総合的に考慮して適宜決定してもよい。更に、切替変数算出部４２は、回帰直線７６の勾配に限られず、例えば、隣接する標本点を結ぶ直線勾配の統計値（例えば、平均値）、近似曲線における曲率（時間の２次微分）等を用いて、切替変数Ｖｓを算出してもよい。
　ステップＳ５において、フィルタ切替部３４は、ステップＳ４で算出された切替変数Ｖｓに応じて、フィルタ切替部３４のスイッチ４４を切り替える。具体的には、フィルタ切替部３４は、予め設定された閾値Ｖｓ＊との大小関係によってスイッチ４４の切替状態を決定する。
　Ｖｓ≦Ｖｓ＊を満たす場合、フィルタ切替部３４は、スイッチ４４を一定時間だけ第１端子４６ａ側に切り替える（ステップＳ６）。そうすると、原信号値Ｓ（ｋ）は、スイッチ４４、第１端子４６ａ及び第１フィルタ４８を介して、センサ制御回路１４の外部に出力される。
　Ｖｓ＞Ｖｓ＊を満たす場合、フィルタ切替部３４は、スイッチ４４を一定時間だけ第２端子４６ｂ側に切り替える（ステップＳ７）。そうすると、原信号値Ｓ（ｋ）は、スイッチ４４及び第２端子４６ｂを介して、センサ制御回路１４の外部に出力される。以下、用語の区別を明確にするため、フィルタ処理部３６を通過し、センサ制御回路１４から出力された原信号値Ｓ（ｋ）を「信号値Ｓｆ（ｋ）」と称する。
　なお、フィルタ切替部３４は、閾値Ｖｓ＊による判別処理の際にデッドバンド（不感帯）を設けてもよい。これにより、時系列的な判別結果のゆらぎを抑制可能であり、フィルタの切替制御を安定的に実行できる。
　ステップＳ８において、濃度定量部２９は、ＲＡＭ２２から読み出した定量係数等を用いて、センサ制御回路１４から出力された信号値Ｓｆ（ｋ）に基づく濃度の定量を行う。ここで、濃度の定量方法は、センサ部１２における検出方式、材質、感度特性、個体差等に適した種々の手法を採ることができる。
　ステップＳ９において、表示器２８は、ステップＳ８における定量結果を表示する。表示処理に先立ち、演算部１６は、得られた定量結果のうち、表示器２８に表示させる可視情報（以下、定量可視情報という。）を決定した後、その定量可視情報に応じた制御信号を表示器２８側に供給する。なお、定量可視情報として、定量値のみならず、例えば、トレンド、定量の成否、定量時刻、診断結果等が挙げられる。
　ステップＳ１０において、演算部１６は、この一連の定量動作の終了指示があったか否かを判別する。終了指示がなかったと判別された場合、ステップＳ１に戻り、以下ステップＳ１～Ｓ９の動作を同様に繰り返す。一方、終了指示があった場合、センシング装置１０は、アナライトの定量動作を終了する。このようにして、演算部１６は、所定の定量間隔Ｔｄに従って、各定量時点における濃度の時系列データを得る。
［第１実施形態に係るセンシング方法により得られる作用効果］
　以下、第１実施形態に係るセンシング方法により得られる作用効果について、図８を参照しながら説明する。より詳細には、図５Ａ及び図５Ｂに示す血中グルコースの濃度変化（実線のグラフ）の下、異なる形態のフィルタ処理を用いてそれぞれ定量した結果を比較する。いずれの場合も、サンプリング間隔Ｔｓ＝５［ｍｉｎ］、定量間隔Ｔｄ＝５［ｍｉｎ］として計測・定量した。また、回帰直線７６（図７）の勾配の絶対値に関する閾値を、Ｖｓ＊＝０．３［１／ｍｉｎ］に設定した。
　図８は、３通りのフィルタ処理を施して定量した場合における、グルコースの定量誤差率の累積ヒストグラムである。ヒストグラムの横軸は定量値の誤差率（単位：％）であり、縦軸は累積頻度（単位：％）である。
　なお、本図中における「フィルタなし」は、スイッチ４４が第２端子４６ｂに常時接続された場合での定量結果（図５Ａに示す破線のグラフ）に対応する。「フィルタ固定」は、スイッチ４４が第１端子４６ａに常時接続された場合での定量結果（図５Ｂに示す破線のグラフ）に対応する。「フィルタ切替」は、図６のフローチャートに従ってスイッチ４４を適時切り替えた場合での定量結果に対応する。
　本図から理解されるように、誤差率が１０％以下の頻度は、「フィルタ切替」＞「フィルタなし」＞「フィルタ固定」の順番で高くなっている。そして、誤差率が２０％以下の頻度は、「フィルタ切替」＞「フィルタ固定」＞「フィルタなし」の順番で高くなっている。このように、「フィルタ切替」は、「フィルタなし」及び「フィルタ固定」と比べて、濃度の定量誤差が有意に少ないと結論付けられる。
＜第２実施形態＞
　続いて、第２実施形態に係るセンサ制御回路８０の構成及び動作について、図９～図１２を参照しながら説明する。なお、第１実施形態と同様の構成については、同一の参照符号を付すると共にその説明を省略する。
［センサ制御回路８０のブロック図］
　図９は、第２実施形態に係るセンサ制御回路８０（図１参照）のブロック図である。センサ制御回路８０は、センサ制御回路１４（図２）と略同様の構成を採るが、フィルタ処理部３６に代わって別の構成のフィルタ処理部８２を備える。
　フィルタ処理部８２は、第１フィルタ４８と、該第１フィルタ４８と同じ回路構成（図３参照）である第２フィルタ８４とを備える。第２フィルタ８４は、フィルタ切替部３４の第２端子４６ｂ側に接続されている。
　図１０Ａは、図９に示す第２フィルタ８４のフィルタ係数を示す図である。具体的には、乗算器５１（以下、図３参照）のフィルタ係数をｈ０＝０．３０１、乗算器５２のフィルタ係数をｈ１＝０．３９８、乗算器５３のフィルタ係数をｈ２＝０．３０１、乗算器５４のフィルタ係数をｈ３＝０．０００、乗算器５５のフィルタ係数をｈ４＝０．０００、にそれぞれ設定する。このように、ｈ３＝ｈ４＝０．０００であることから、第２フィルタ８４は、実質的にタップ数が３であるＦＩＲフィルタとして機能する。
　図１０Ｂは、図１０Ａのフィルタ係数に応じたフィルタ特性を示すグラフである。実線で示すグラフの横軸は周波数（単位：ｍＨｚ）であり、縦軸は振幅比（単位：なし）である。本図例のフィルタ特性は、図４Ｂと同様に、ローパスフィルタ型の特徴を示しており、遮断周波数ｆｃは、ｆｃ＝０．７４［ｍＨｚ］である。つまり、第２フィルタ８４の遮断周波数ｆｃは、第１フィルタ４８の遮断周波数ｆｃ（＝０．４４）よりも高い。
　破線で示すグラフの横軸は周波数（単位：ｍＨｚ）であり、縦軸は位相遅延量（単位：ｓｅｃ）である。本図例では、０～１．７［ｍＨｚ］の帯域で位相遅延は略一定（＝３００［ｓｅｃ］）である。この場合、遮断周波数ｆｃ以下の帯域Ｒ２での位相遅延量の平均値は約３００［ｓｅｃ］であり、第１フィルタ４８での位相遅延量の平均値（図４Ｂ参照；約６００［ｓｅｃ］）よりも小さい。
［センサ制御回路８０を含むセンシング装置１０の動作］
　上記した欠点を相互に補完するため、第２実施形態に係るセンシング方法では複数種類のフィルタを適時に切り替える。以下、センサ制御回路８０（図９）を含むセンシング装置１０の動作について、図１１のフローチャートを参照しながら説明する。ステップＳ１～Ｓ４、ステップＳ８～Ｓ１０に関して、図６のフローチャート（第１実施形態）と同様であるため、その説明を割愛する。
　ステップＳ５において、フィルタ切替部３４は、算出された切替変数Ｖｓに応じてスイッチ４４を切り替える。Ｖｓ≦Ｖｓ＊を満たす場合、フィルタ切替部３４は、スイッチ４４を一定時間だけ第１端子４６ａ側に切り替える（ステップＳ６）。
　一方、Ｖｓ＞Ｖｓ＊を満たす場合、フィルタ切替部３４は、スイッチ４４を一定時間だけ第２端子４６ｂ側に切り替える（ステップＳ７Ａ）。そうすると、原信号値Ｓ（ｋ）は、スイッチ４４、第２端子４６ｂ及び第２フィルタ８４を介して、センサ制御回路８０の外部に出力される。
　このようにして、演算部１６は、所定の定量間隔Ｔｄに従って、各定量時点における濃度の時系列データを得る。
［第２実施形態に係るセンシング方法での定量結果］
　以下、第２実施形態に係るセンシング方法により得られる作用効果について、図１２を参照しながら説明する。より詳細には、図５Ａ及び図５Ｂに示す血中グルコースの濃度変化（実線のグラフ）の下、異なる形態のフィルタ処理を用いてそれぞれ定量した結果を比較する。いずれの場合も、サンプリング間隔Ｔｓ＝５［ｍｉｎ］、定量間隔Ｔｄ＝５［ｍｉｎ］として計測・定量した。また、閾値Ｖｓ＊＝０．３［１／ｍｉｎ］に設定した。
　図１２は、４通りのフィルタ処理を施して定量した場合における、グルコースの定量誤差率の累積ヒストグラムである。ヒストグラムの横軸は定量値の誤差率（単位：％）であり、縦軸は累積頻度（単位：％）である。
　なお、本図中における「フィルタなし」及び「第１フィルタ固定」は、図８の「フィルタなし」及び「フィルタ固定」にそれぞれ対応する。「第２フィルタ固定」は、スイッチ４４が第２端子４６ｂに常時接続された場合での定量結果に対応する。「フィルタ切替」は、図１１のフローチャートに従ってスイッチ４４を適時切り替えた場合での定量結果に対応する。
　本図から理解されるように、誤差率が１０％以下の頻度は、「フィルタ切替」＞「第２フィルタ固定」＞「フィルタなし」＞「第１フィルタ固定」の順番で高くなっている。そして、誤差率が２０％以下の頻度は、「フィルタ切替」＞「第２フィルタ固定」＞「第１フィルタ固定」＞「フィルタなし」の順番で高くなっている。このように、「フィルタ切替」は、「フィルタなし」、「第１フィルタ固定」及び「第２フィルタ固定」と比べて、濃度の定量誤差が相対的に少ないと結論付けられる。
［本発明の効果］
　以上のように、このセンシング装置１０は、アナライトの濃度に相関する計測信号Ｓを逐次取得するセンサ部１２と、複数種類のフィルタ（４８、４９、８４）のうち１種類のフィルタを介すことで、計測信号Ｓの時系列に対して周波数領域でのフィルタ処理を施すフィルタ処理部３６、８２を備える。
　そして、周波数領域でのフィルタ処理に使用される１種類のフィルタを計測信号Ｓの時間変化量（例えば、切替変数Ｖｓ）に応じて切り替えるフィルタ切替部３４を設けたので、計測信号の時間変化、及びフィルタ処理に起因する位相遅延特性を併せて考慮した第１フィルタ４８等を適時に選択可能である。これにより、比較的に簡便な構成である周波数領域でのフィルタ（第１フィルタ４８等）を用いて、計測信号Ｓからノイズ成分を効果的に除去しつつも、アナライトの濃度の時間変化に対する追従性を維持できる。
　また、フィルタ処理部３６は、計測信号Ｓの時系列に対して恒等変換を施す恒等変換フィルタ４９を少なくとも備えており、フィルタ切替部３４は、切替変数Ｖｓが閾値Ｖｓ＊よりも大きい場合に恒等変換フィルタ４９に切り替えてもよい。
　更に、フィルタ処理部８２は、遮断周波数ｆｃ以下の帯域での位相遅延量の平均値が異なる２種類のフィルタ（４８、８４）を少なくとも備えており、フィルタ切替部３４は、切替変数Ｖｓが大きい場合に位相遅延量の平均値が小さい第２フィルタ８４に切り替えると共に、切替変数Ｖｓが小さい場合に位相遅延量の平均値が大きい第１フィルタ４８に切り替えてもよい。
　切替変数Ｖｓが大きい場合にフィルタ処理による位相遅延を発生させないようにしたので、アナライトの濃度の時間変化に対する追従性を確保できる。また、切替変数Ｖｓが小さい場合には、上記した追従性がそれほど要求されないので、計測信号Ｓからノイズ成分を一層効果的に除去できる。
　なお、この発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、この発明の主旨を逸脱しない範囲で自由に変更できることは勿論である。
　例えば、第１及び第２実施形態では、フィルタ処理部３６、８２をデジタルフィルタ回路で構成する例を示したが、アナログフィルタ回路で構成してもよい。また、デジタルフィルタを適用する場合、ハードウェア及び／又はソフトウェアで実現してもよい。更に、このフィルタ処理をソフトウェアで実現する場合、センサ制御回路１４、８０に代わって演算部１６に実行させてもよい。

Claims (6)

  1. 　アナライトの濃度を連続的又は間欠的に定量するセンシング装置（１０）であって、
    　前記アナライトの濃度に相関する計測信号を逐次取得するセンサ部（１２）と、
    　複数種類のフィルタ（４８、４９、８４）を備えており、該複数種類のフィルタ（４８、４９、８４）のうち１種類のフィルタを介すことで、前記センサ部（１２）により取得された前記計測信号の時系列に対して周波数領域でのフィルタ処理を施すフィルタ処理部（３６、８２）と、
    　前記フィルタ処理に使用される前記１種類のフィルタを前記計測信号の時間変化量に応じて切り替えるフィルタ切替部（３４）と
    　を備えることを特徴とするセンシング装置（１０）。
  2. 　請求項１記載のセンシング装置（１０）において、
    　前記フィルタ処理部（３６）は、前記計測信号の時系列に対して恒等変換を施す恒等変換フィルタ（４９）を少なくとも備えており、
    　前記フィルタ切替部（３４）は、前記時間変化量が閾値よりも大きい場合に前記恒等変換フィルタ（４９）に切り替える
    　ことを特徴とするセンシング装置（１０）。
  3. 　請求項１又は２に記載のセンシング装置（１０）において、
    　前記フィルタ処理部（８２）は、遮断周波数以下の帯域での位相遅延量の平均値が異なる２種類のフィルタ（４８、８４）を少なくとも備えており、
    　前記フィルタ切替部（３４）は、前記時間変化量が大きい場合に前記位相遅延量の平均値が小さいフィルタ（８４）に切り替えると共に、前記時間変化量が小さい場合に前記位相遅延量の平均値が大きいフィルタ（４８）に切り替える
    　ことを特徴とするセンシング装置（１０）。
  4. 　アナライトの濃度を連続的又は間欠的に定量するセンシング方法であって、
    　センサ（１２）を用いて、前記アナライトの濃度に相関する計測信号を逐次取得する取得ステップと、
    　複数種類のフィルタ（４８、４９、８４）のうち１種類のフィルタを介すことで、前記センサ（１２）により取得された前記計測信号の時系列に対して周波数領域でのフィルタ処理を施す処理ステップと、
    　前記フィルタ処理に使用される前記１種類のフィルタを前記計測信号の時間変化量に応じて切り替える切替ステップと
    　を備えることを特徴とするセンシング方法。
  5. 　請求項４記載のセンシング方法において、
    　前記複数種類のフィルタ（４８、４９、８４）には、前記計測信号の時系列に対して恒等変換を施す恒等変換フィルタ（４９）が少なくとも含まれており、
    　前記切替ステップでは、前記時間変化量が閾値よりも大きい場合に前記恒等変換フィルタ（４９）に切り替える
    　ことを特徴とするセンシング方法。
  6. 　請求項４又は５に記載のセンシング方法において、
    　前記複数種類のフィルタ（４８、４９、８４）には、遮断周波数以下の帯域での位相遅延量の平均値が異なる２種類のフィルタ（４８、８４）が少なくとも含まれており、
    　前記切替ステップでは、前記時間変化量が大きい場合に前記位相遅延量の平均値が小さいフィルタ（８４）に切り替えると共に、前記時間変化量が小さい場合に前記位相遅延量の平均値が大きいフィルタ（４８）に切り替える
    　ことを特徴とするセンシング方法。
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