WO2020137538A1 - 成分濃度測定装置 - Google Patents

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大地 松永
雄次郎 田中
倫子 瀬山
昌人 中村
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日本電信電話株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to a component concentration measuring device, and more specifically to a component concentration measuring device that non-invasively measures the concentration of components such as glucose in blood.
  • the blood glucose level is the concentration of glucose in blood, and the photoacoustic method is well known as a method for measuring the concentration of this type of component (see Patent Document 1).
  • the photoacoustic method is a method of measuring the amount of molecules in a living body by measuring the sound waves.
  • a sound wave is a pressure wave propagating in a living body and has a characteristic of being less likely to be scattered than an electromagnetic wave. Therefore, it can be said that the photoacoustic method is suitable for measuring a blood component of a living body.
  • the photoacoustic method it is possible to continuously monitor the glucose concentration in blood.
  • the photoacoustic method does not require a blood sample and does not cause discomfort to the measurement subject.
  • the mounting state of the device may change due to body movement, and the acoustic characteristics may change.
  • discontinuous points singular points
  • the acoustic characteristics change, discontinuous points (singular points) occur in the results measured in time series, and there is a problem that the change in concentration cannot be accurately grasped (monitored).
  • the present invention has been made to solve the above problems, and an object of the present invention is to make it possible to more accurately grasp the change in the concentration of components in the human body by the photoacoustic method.
  • the component concentration measuring apparatus includes a light emitting unit that irradiates a measurement site of a measurement subject with a beam of a wavelength that a substance to be measured absorbs, and a measurement site that irradiates the beam of light emitted from the light emission unit.
  • the detection unit that detects the photoacoustic signal generated from the time series, the measurement unit that is attached to the measurement subject to measure the acceleration in time series, and the magnitude of the body movement of the measurement subject from the acceleration measured by the measurement unit.
  • a body movement calculating unit that obtains, a singular point extracting unit that extracts a time point when the size of the body movement obtained by the body movement calculating unit exceeds a threshold, and a singular point before and after the singular point extracted by the singular point extracting unit.
  • a matching unit that matches changes in the photoacoustic signal.
  • the matching unit may subtract the amount of change in the photoacoustic signal between before and after the singular point extracted by the singular point extraction unit from the photoacoustic signal after the singular point. Then, the changes in the photoacoustic signal before and after the singular point are matched.
  • a singular point a singular point that determines whether or not the amount of change in the photoacoustic signal between before and after the singular point extracted by the singular point extracting section exceeds a threshold value.
  • the determination unit includes a selection unit that selects a singular point determined to have exceeded the threshold, and the matching unit, the change of the photoacoustic signal before and after the singular point selected by the selection unit. Align.
  • a threshold control unit that increases the threshold value in the singular point extraction unit when a singular point that the determination unit determines does not exceed the threshold value is generated.
  • a concentration calculating unit for determining the concentration of a substance by a photoacoustic signal is provided.
  • the substance is glucose
  • the light emitting unit irradiates a beam of light having a wavelength absorbed by glucose.
  • the change in the photoacoustic signal before and after the singular point determined based on the magnitude of the body movement of the person to be measured is matched. It is possible to obtain an excellent effect that the change in the component concentration of can be grasped more accurately.
  • FIG. 1 is a configuration diagram showing a configuration of a component concentration measuring device according to a first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a configuration diagram showing a more detailed configuration of the component concentration measuring device according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a configuration diagram showing a configuration of a component concentration measuring device according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 4A is a characteristic diagram showing a time-series change of the combined acceleration obtained by the body movement calculating unit 104 from the acceleration measured by the measuring unit 103.
  • FIG. 4B is an explanatory diagram for explaining an operation example of the determination unit 109 and the selection unit 110.
  • FIG. 4C is an explanatory diagram for describing an operation example of the matching unit 106a.
  • the component concentration measuring device according to the embodiment of the present invention will be described below.
  • This component concentration measuring device includes a light emitting unit 101, a detecting unit 102, a measuring unit 103, a body movement calculating unit 104, a singular point extracting unit 105, a matching unit 106, a concentration calculating unit 107, and a storage unit 108.
  • the light emitting unit 101 generates a beam light 121 having a wavelength absorbed by the substance to be measured, and emits the generated beam light 121 toward the measurement site 151 of the measurement subject.
  • the substance to be measured is glucose in blood
  • the light emitting unit 101 presets the light source unit 101a that generates the beam light 121 having the wavelength absorbed by glucose and the beam light 121 that the light source generates.
  • a pulse generation unit 101b for generating pulsed light having a pulse width.
  • the beam light 121 emitted from the light emitting unit 101 is a beam light having a pulse width of 0.02 seconds or more.
  • the detection unit 102 detects the photoacoustic signal generated from the measurement site irradiated with the light beam 121 in time series.
  • the detection unit 102 uses a piezoelectric effect/electrostrictive effect such as a crystal microphone, a ceramic microphone, and a ceramic ultrasonic sensor, an electromagnetic induction effect such as a dynamic microphone and a ribbon microphone, and an electrostatic effect such as a condenser microphone. And those using magnetostriction such as a magnetostrictive oscillator can be used.
  • Examples of the material having a piezoelectric effect include those including crystals such as a flat frequency electrostrictive element (ZT) or PVDF (polyvinylidene fluoride).
  • the detection unit 102 can also be composed of a PZT having a built-in FET (field effect transistor) amplifier.
  • the photoacoustic signals detected by the detection unit 102 in time series are stored in the storage unit 108 together with the measured time information.
  • the light source unit 101a includes a first light source 201, a second light source 202, a drive circuit 203, a drive circuit 204, a phase circuit 205, and a multiplexer 206.
  • the detector 102 also includes a detector 207, a phase detection amplifier 208, and an oscillator 209.
  • the oscillator 209 is connected to the drive circuit 203, the phase circuit 205, and the phase detection amplifier 208 by signal lines.
  • the oscillator 209 transmits a signal to each of the drive circuit 203, the phase circuit 205, and the phase detection amplifier 208.
  • the drive circuit 203 receives the signal transmitted from the oscillator 209, supplies drive power to the first light source 201, and causes the first light source 201 to emit light intensity-modulated in synchronization with the frequency of the signal.
  • the first light source 201 is, for example, a semiconductor laser.
  • the phase circuit 205 receives the signal transmitted from the oscillator 209, and transmits the signal obtained by adding a phase change of 180° to the received signal to the drive circuit 204 via the signal line.
  • the drive circuit 204 receives the signal transmitted from the phase circuit 205, supplies drive power to the second light source 202, and receives a phase change of 180° by the phase circuit 205 at the frequency of the signal from the second light source 202.
  • the intensity-modulated light is emitted in synchronization with the signal.
  • the second light source 202 is, for example, a semiconductor laser.
  • Each of the first light source 201 and the second light source 202 outputs light of different wavelengths, and the light output by each is guided to the multiplexer 206 by the light wave transmission means.
  • the wavelengths of the first light source 201 and the second light source 202 are set such that one light wavelength is a wavelength absorbed by glucose and the other light wavelength is a wavelength absorbed by water.
  • the respective wavelengths are set so that the absorption levels of both are equal.
  • the light output from the first light source 201 and the light output from the second light source 202 are combined by the combiner 206 and enter the pulse generation unit 101b as one light beam.
  • the pulse generator 101b can be composed of, for example, an optical chopper.
  • the pulse generation unit 101b to which the light beam is incident emits the incident light beam as pulsed light having a predetermined pulse width toward the measurement site 151.
  • the detector 207 detects the photoacoustic signal generated at the measurement site 151, converts it into an electrical signal, and transmits it to the phase detection amplifier 208 via a signal line.
  • the phase detection amplifier 208 receives the synchronous signal necessary for synchronous detection transmitted from the oscillator 209, and also receives the electrical signal proportional to the photoacoustic signal transmitted from the detector 207, and performs synchronous detection, amplification, and filtering. Then, an electric signal proportional to the photoacoustic signal is output.
  • the electric signal (photoacoustic signal) that is measured and processed in time series in this manner is stored in the storage unit 108 together with information on the measured time.
  • the intensity of the signal output from the phase detection amplifier 208 is proportional to the amount of light output from each of the first light source 201 and the second light source 202, which is absorbed by the components (glucose, water) in the measurement site 151.
  • the intensity of the signal is proportional to the amount of the component in the measurement site 151.
  • the concentration calculation unit 107 obtains the amount (concentration) of the component of the substance to be measured (glucose) in the blood in the measurement site 151 from the measured value (photoacoustic signal) of the intensity of the signal thus output.
  • the measurement unit 103 is worn by the person to be measured and measures the acceleration in time series.
  • the measuring unit 103 includes a well-known acceleration sensor, and is attached to a person to be measured to measure acceleration.
  • the measuring unit 103 periodically obtains a time series of accelerations by periodically measuring accelerations in three directions of XYZ axes that are orthogonal to each other, for example, at a sampling rate of 25 Hz.
  • the body movement calculating unit 104 obtains the magnitude of body movement that indicates the magnitude of the motion of the measurement subject from the acceleration measured by the measuring unit 103.
  • the combined acceleration of the gravitational accelerations X, Y, and Z [m/s 2 ] on the three axes (x-axis, y-axis, and z-axis) measured by the measuring unit 103 is the body motion magnitude. It is known that the combined acceleration at rest is approximately 9.8 [m/s 2 ].
  • the obtained magnitude of body movement is stored in the storage unit 108 together with the time information.
  • the body movement calculating unit 104 uses the variance value of the time series data of the acceleration measured by the measuring unit 103 as the index of the body movement size with reference to the technique described in Patent Document 2.
  • the value of the acceleration norm obtained from the measurement unit 103 at the i-th measurement time t i is a i
  • the population is time-series acceleration data at 50 points
  • the average is A i
  • the variance is S i 2 . Then, it is expressed as follows.
  • the singular point extraction unit 105 extracts, as a singular point, a time point when the size of the body movement calculated by the body movement calculation unit 104 exceeds a threshold value. For example, the singular point extraction unit 105 extracts, as a singular point, a time at which the combined acceleration obtained by the body movement calculation unit 104 deviates from a preset threshold value.
  • the extracted singular point is stored in, for example, the storage unit 108.
  • the matching unit 106 matches the change in the photoacoustic signal before and after the singular point extracted by the singular point extraction unit 105.
  • the matching unit 106 subtracts the change amount of the photoacoustic signal between before and after the extracted singular point from the photoacoustic signal after the singular point, thereby changing the photoacoustic signal before and after the singular point. Align. This makes it possible to suppress discontinuous points in the results measured in time series.
  • the discontinuous points in the time-series measurement results are eliminated. become. As a result, it becomes possible to more accurately grasp the change in the component concentration in the human body by the photoacoustic method.
  • This component concentration measuring device includes a light emitting unit 101, a detecting unit 102, a measuring unit 103, a body movement calculating unit 104, a singular point extracting unit 105, a matching unit 106a, a concentration calculating unit 107, a storage unit 108, a determining unit 109, and a selecting unit.
  • the unit 110 and the threshold control unit 111 are provided.
  • the light emitting unit 101, the detecting unit 102, the measuring unit 103, the body movement calculating unit 104, and the concentration calculating unit 107 are the same as those in the above-described first embodiment, and the description thereof will be omitted.
  • the determination unit 109 determines whether or not the amount of change in the photoacoustic signal between before and after the singular point extracted by the singular point extraction unit 105 exceeds a threshold value.
  • the selection unit 110 selects a singular point determined by the determination unit 109 to exceed the threshold value from among the singular points extracted by the singular point extraction unit 105. In this case, the matching unit 106a matches the change in the photoacoustic signal before and after the singular point selected by the selection unit 110.
  • the singular point extracting unit 105 determines that the composite The time point t when the acceleration exceeds the threshold value is extracted as a singular point.
  • the determination unit 109 first obtains the amount of change (differential value) of the measured photoacoustic signal as shown in (a) of FIG. 4B. In this case, the differential value is obtained as shown in (b) of FIG. 4B. Further, the determination unit 109 determines whether or not the value of the obtained change amount at time t exceeds a threshold value. In this example, as shown in (b) of FIG. 4B, since the differential value at time t exceeds the threshold value, the selection unit 110 selects this time point as the singular point.
  • the matching unit 106a subtracts the change amount obtained by the determination unit 109 from the photoacoustic signal after the singular point, as shown in FIG. Match changes in the photoacoustic signal before and after.
  • the threshold control unit 111 when the threshold control unit 111 generates a singular point determined by the determination unit 109 not to exceed the threshold, the threshold value in the singular point extraction unit 105 is increased. As a result, it becomes possible to more accurately determine whether or not a change in the acoustic characteristics has occurred, using the threshold value in the singularity extraction unit 105.
  • the change in the photoacoustic signal before and after the singular point extracted based on the size of the body movement of the person to be measured is matched. It becomes possible to more accurately grasp changes in the concentration of components in the body.
  • 101... Light emitting part 101a... Light source part, 101b... Pulse generating part, 102... Detecting part, 103... Measuring part, 104... Body motion calculating part, 105... Singularity extracting part, 106... Matching part, 107... Concentration calculating Part, 108... storage part.

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Abstract

測定部（１０３）は、被測定者に装着されて加速度を時系列に測定し、体動算出部（１０４）が、測定部（１０３）が測定した加速度より被測定者の動作の大きさを示す体動の大きさを求め、特異点抽出部（１０５）が、体動算出部（１０４）が求めた体動の大きさが閾値を超えた時点を特異点として抽出し、整合部（１０６）が、特異点抽出部（１０５）が抽出した特異点の前後の光音響信号の変化を整合させる。

Description

成分濃度測定装置
　本発明は、成分濃度測定装置に関し、より具体的には、血液中のグルコースなどの成分濃度を非侵襲に測定する成分濃度測定装置に関する。
　糖尿病患者に対するインスリンの投与量の決定や、糖尿病の予防などの観点より、血糖値を把握（測定）することが重要となる。血糖値は、血液中のグルコースの濃度であり、この種の成分濃度の測定方法として、光音響法がよく知られている（特許文献１参照）。
　生体にある量の光（電磁波）を照射した場合、照射した光は生体に含有される分子に吸収される。このため、光が照射された部分における測定対象の分子は、局所的に加熱されて膨張を起こし、音波を発生する。この音波の圧力は、光を吸収する分子の量に依存する。光音響法は、この音波を測定することにより、生体内の分子の量を測定する方法である。音波は生体内を伝搬する圧力波であり、電磁波に比べ散乱しにくいという特質があり、光音響法は生体の血液成分の測定に適しているものといえる。
　光音響法による測定によれば、連続的な血液中のグルコース濃度の監視が可能となる。また、光音響法の測定は、血液サンプルを必要とせず、測定対象者に不快感を与えることがない。
特開２０１０－１０４８５８号公報 特開２０１６－１８２１６０号公報
　しかしながら、光音響法による人体内のグルコースの測定では、体動により、例えば、装置の取り付け状態が変化し、音響特性が変化する場合がある。このように、音響特性が変化すると、時系列に測定している結果に不連続な点（特異点）が発生し、濃度の変化を正確に把握（監視）することができないという問題がある。
　本発明は、以上のような問題点を解消するためになされたものであり、光音響法による人体内の成分濃度の変化が、より正確に把握できるようにすることを目的とする。
　本発明に係る成分濃度測定装置は、測定対象の物質が吸収する波長のビーム光を被測定者の測定部位に照射する光出射部と、光出射部から出射されたビーム光を照射した測定部位から発生する光音響信号を時系列に検出する検出部と、被測定者に装着されて加速度を時系列に測定する測定部と、測定部が測定した加速度より被測定者の体動の大きさを求める体動算出部と、体動算出部が求めた体動の大きさが閾値を超えた時点を特異点として抽出する特異点抽出部と、特異点抽出部が抽出した特異点の前後の光音響信号の変化を整合させる整合部とを備える。
　上記成分濃度測定装置の一構成例において、整合部は、特異点抽出部が抽出した特異点の前と後との間の光音響信号の変化量を特異点以降の光音響信号より減算することで、特異点の前後の光音響信号の変化を整合させる。
　上記成分濃度測定装置の一構成例において、特異点抽出部が抽出した特異点の前と後との間の光音響信号の変化量が閾値を超えるか否かを判定する判定部と、特異点抽出部が抽出した特異点の中より、判定部が閾値を超えたと判定した特異点を選択する選択部とを備え、整合部は、選択部が選択した特異点の前後の光音響信号の変化を整合させる。
　上記成分濃度測定装置の一構成例において、判定部が閾値を超えないと判定した特異点が発生すると、特異点抽出部における閾値を増加させる閾値制御部を備える。
　上記成分濃度測定装置の一構成例において、光音響信号により物質の濃度を求める濃度算出部を備える。
　上記成分濃度測定装置の一構成例において、物質はグルコースであり、光出射部は、グルコースが吸収する波長のビーム光を照射する。
　以上説明したように、本発明によれば、被測定者の体動の大きさを元に決定した特異点の前後の光音響信号の変化を整合させるようにしたので、光音響法による人体内の成分濃度の変化が、より正確に把握できるという優れた効果が得られる。
図１は、本発明の実施の形態１における成分濃度測定装置の構成を示す構成図である。 図２は、本発明の実施の形態における成分濃度測定装置のより詳細な構成を示す構成図である。 図３は、本発明の実施の形態２における成分濃度測定装置の構成を示す構成図である。 図４Ａは、測定部１０３で測定した加速度より体動算出部１０４が求めた合成加速度の時系列の変化を示す特性図である。 図４Ｂは、判定部１０９および選択部１１０の動作例を説明するための説明図である。 図４Ｃは、整合部１０６ａの動作例を説明するための説明図である。
　以下、本発明の実施の形態に係る成分濃度測定装置について説明する。
［実施の形態１］
　はじめに、本発明の実施の形態１に係る成分濃度測定装置について図１を参照して説明する。この成分濃度測定装置は、光出射部１０１、検出部１０２、測定部１０３、体動算出部１０４、特異点抽出部１０５、整合部１０６、濃度算出部１０７、および記憶部１０８を備える。
　光出射部１０１は、測定対象の物質が吸収する波長のビーム光１２１を生成し、生成したビーム光１２１を被測定者の測定部位１５１に向けて出射する。例えば、測定対象の物質が血中のグルコースの場合、光出射部１０１は、グルコースが吸収する波長のビーム光１２１を生成する光源部１０１ａと、光源が生成したビーム光１２１を、予め設定されたパルス幅のパルス光とするパルス生成部１０１ｂとを備える。
　なお、グルコースは１．６μｍ近傍および２．１μｍ近傍の光の波長帯において吸収特性を示す（特許文献１参照）。グルコースが測定対象物質の場合、光出射部１０１が出射するビーム光１２１は、０．０２秒以上のパルス幅のビーム光とする。
　検出部１０２は、ビーム光１２１が照射された測定部位から発生する光音響信号を時系列に検出する。検出部１０２には、クリスタルマイクロフォン、セラミックマイクロフォン、セラミック超音波センサ等の圧電効果・電歪効果を用いたもの、ダイナミックマイクロフォン、リボンマイクロフォン等の電磁誘導を用いたもの、コンデンサマイクロフォン等の静電効果を用いたもの、磁歪振動子等の磁歪を用いたものを用いることができる。圧電効果を持つものには、例えば周波数平坦型電歪素子（ＺＴ）またはＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン）などの結晶を含むものが例示できる。検出部１０２は、ＦＥＴ（電界効果トランジスタ）増幅器を内蔵するＰＺＴから構成することもできる。検出部１０２が時系列に検出した光音響信号は、測定された時刻情報とともに記憶部１０８に記憶される。
　ここで、光出射部１０１および検出部１０２について、図２を用いてより詳細に説明する。まず、光源部１０１ａは、第１光源２０１、第２光源２０２、駆動回路２０３、駆動回路２０４、位相回路２０５、合波器２０６を備える。また、検出部１０２は、検出器２０７、位相検波増幅器２０８、発振器２０９を備える。
　発振器２０９は、信号線により駆動回路２０３、位相回路２０５、位相検波増幅器２０８にそれぞれ接続される。発振器２０９は、駆動回路２０３、位相回路２０５、位相検波増幅器２０８のそれぞれに信号を送信する。
　駆動回路２０３は、発振器２０９から送信された信号を受信し、第１光源２０１へ駆動電力を供給し、第１光源２０１より上記信号の周波数に同期して強度変調された光を出射させる。第１光源２０１は、例えば、半導体レーザである。
　位相回路２０５は、発振器２０９から送信された信号を受信し、受信した信号に１８０°の位相変化を与えた信号を、信号線を介して駆動回路２０４へ送信する。
　駆動回路２０４は、位相回路２０５から送信された信号を受信し、第２光源２０２へ駆動電力を供給し、第２光源２０２より上記信号の周波数でかつ位相回路２０５により１８０°の位相変化を受けた信号に同期して強度変調された光を出射させる。第２光源２０２は、例えば、半導体レーザである。
　第１光源２０１および第２光源２０２の各々は、互いに異なる波長の光を出力し、各々が出力した光を光波伝送手段により合波器２０６へ導く。第１光源２０１および第２光源２０２の各々の波長は、一方の光の波長をグルコースが吸収する波長に設定し、他方の光の波長を、水が吸収をする波長に設定する。また、両者の吸収の程度が等しくなるように、各々の波長を設定する。
　第１光源２０１の出力した光と第２光源２０２の出力した光は、合波器２０６において合波されて、１の光ビームとしてパルス生成部１０１ｂに入射する。パルス生成部１０１ｂは、例えば、光チョッパーから構成できる。光ビームが入射されたパルス生成部１０１ｂでは、入射した光ビームを所定のパルス幅のパルス光として測定部位１５１に向けて出射する。
　検出器２０７は、測定部位１５１で発生した光音響信号を検出し、電気信号に変換して、信号線を介して位相検波増幅器２０８へ送信する。位相検波増幅器２０８は、発振器２０９から送信される同期検波に必要な同期信号を受信するとともに、検出器２０７から送信されてくる光音響信号に比例する電気信号を受信し、同期検波、増幅、濾波を行って、光音響信号に比例する電気信号を出力する。このようにして時系列に測定されて処理された電気信号（光音響信号）が、測定された時刻の情報とともに記憶部１０８に記憶される。
　位相検波増幅器２０８より出力される信号の強度は、測定部位１５１内の成分（グルコース、水）により吸収された、第１光源２０１および第２光源２０２の各々が出力する光の量に比例するので、信号の強度は測定部位１５１内の成分の量に比例する。このように出力される信号の強度の測定値（光音響信号）から、濃度算出部１０７が、測定部位１５１内の血液中の測定対象の物質（グルコース）の成分の量（濃度）を求める。
　上記のように、同一の周波数の信号により強度変調された２つの光を用いることで、複数の周波数の信号により強度変調している場合に問題となる、複数の光を用いる場合の周波数特性の不均一性の影響は存在しない。
　一方、光音響法による測定において問題となる、光音響信号に存在する非線形的な吸収係数依存性は、上述したように等しい吸収係数を与える複数の波長の光を用いて測定することにより解決できる（特許文献１参照）。
　次に、測定部１０３は、被測定者に装着されて加速度を時系列に測定する。測定部１０３は、よく知られた加速度センサから構成され、被測定者に装着されて加速度を測定する。測定部１０３は、互いに直交するＸＹＺ軸の３方向の加速度を周期的に例えば、２５Ｈｚのサンプリングレートで測定することで、加速度の時系列を得る。
　体動算出部１０４は、測定部１０３が測定した加速度より被測定者の動作の大きさを示す体動の大きさを求める。例えば、測定部１０３で測定されている３軸（ｘ軸、ｙ軸、ｚ軸）における重力加速度Ｘ、Ｙ、Ｚ［ｍ／ｓ2］の合成加速度を、体動の大きさとする。安静時の合成加速度は、およそ９．８［ｍ／ｓ2］であることが知られている。求められた体動の大きさは、時刻情報とともに記憶部１０８に記憶される。
　また、体動算出部１０４は、体動の大きさの指標として、特許文献２に記載されている技術を参考とし、測定部１０３が測定している加速度の時系列データの分散値を用いることもできる。計測開始時刻から加速度データのサンプリング毎に１ずつ増加する正の整数をｉとする（ｉ＝１，２，…）。例えば、ｉ番目の測定時刻ｔiにおいて測定部１０３より得られた加速度ノルムの値をａi、母集団を時系列の５０点の加速度データ、平均をＡｉ、分散値をＳi 2としたとき、以下のように表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　特異点抽出部１０５は、体動算出部１０４が求めた体動の大きさが閾値を超えた時点を特異点として抽出する。例えば、特異点抽出部１０５は、体動算出部１０４が求めた合成加速度が、あらかじめ設定した閾値から外れた時刻を、特異点として抽出する。抽出した特異点は、例えば、記憶部１０８に記憶される。
　整合部１０６は、特異点抽出部１０５が抽出した特異点の前後の光音響信号の変化を整合させる。整合部１０６は、抽出された特異点の前と後との間の光音響信号の変化量を、特異点以降の光音響信号より減算することで、特異点の前後の光音響信号の変化を整合させる。これにより、時系列に測定している結果の中で、不連続な点が抑制できるようになる。
　上述した実施の形態１によれば、体動により、例えば、装置の取り付け状態が変化し、音響特性が変化しても、時系列に測定している結果における不連続な点が解消されるようになる。この結果、光音響法による人体内の成分濃度の変化が、より正確に把握できるようになる。
［実施の形態２］
　次に、本発明の実施の形態２に係る成分濃度測定装置について図３を参照して説明する。この成分濃度測定装置は、光出射部１０１、検出部１０２、測定部１０３、体動算出部１０４、特異点抽出部１０５、整合部１０６ａ、濃度算出部１０７、記憶部１０８、判定部１０９、選択部１１０、および閾値制御部１１１を備える。
　光出射部１０１、検出部１０２、測定部１０３、体動算出部１０４、濃度算出部１０７は、前述した実施の形態１と同様であり、説明を省略する。
　判定部１０９は、特異点抽出部１０５が抽出した特異点の前と後との間の光音響信号の変化量が閾値を超えるか否かを判定する。選択部１１０は、特異点抽出部１０５が抽出した特異点の中より、判定部１０９が閾値を超えたと判定した特異点を選択する。この場合、整合部１０６ａは、選択部１１０が選択した特異点の前後の光音響信号の変化を整合させる。
　例えば、測定部１０３で測定した加速度より体動算出部１０４が求めた合成加速度（体動）が、図４Ａに示すように、時系列に変化している場合、特異点抽出部１０５は、合成加速度が閾値を超えた時点ｔを特異点として抽出する。
　次に、判定部１０９は、まず、図４Ｂの（ａ）に示すように測定されている光音響信号の変化量（微分値）を求める。この場合、図４Ｂの（ｂ）に示すように微分値が求められる。また、判定部１０９は、求めた変化量の時刻ｔにおける値が、閾値を超えているか否かを判断する。この例では、図４Ｂの（ｂ）に示すように、時刻ｔにおける微分値が閾値を越えているので、選択部１１０は、この時点を特異点と選択する。
　以上のようにして特異点が選択されると、図４Ｃに示すように、整合部１０６ａが、判定部１０９が求めた変化量を、特異点以降の光音響信号より減算することで、特異点の前後の光音響信号の変化を整合させる。
　ところで、特異点抽出部１０５により抽出された特異点が、選択部１１０で選択されない場合、特異点抽出部１０５における閾値とした体動の大きさは、音響特性を変化させるまでの値ではないものと考えることができる。このため、閾値制御部１１１により、判定部１０９が閾値を超えないと判定した特異点が発生すると、特異点抽出部１０５における閾値を増加させる。これにより、特異点抽出部１０５における閾値で、音響特性の変化が発生しているか否かがより正確に判定できるようになる。
　以上に説明したように、本発明によれば、被測定者の体動の大きさを元に抽出した特異点の前後の光音響信号の変化を整合させるようにしたので、光音響法による人体内の成分濃度の変化が、より正確に把握できるようになる。
　なお、本発明は以上に説明した実施の形態に限定されるものではなく、本発明の技術的思想内で、当分野において通常の知識を有する者により、多くの変形および組み合わせが実施可能であることは明白である。
　１０１…光出射部、１０１ａ…光源部、１０１ｂ…パルス生成部、１０２…検出部、１０３…測定部、１０４…体動算出部、１０５…特異点抽出部、１０６…整合部、１０７…濃度算出部、１０８…記憶部。

Claims (6)

  1. 　測定対象の物質が吸収する波長のビーム光を被測定者の測定部位に照射する光出射部と、
    　前記ビーム光を照射した前記測定部位から発生する光音響信号を時系列に検出する検出部と、
    　前記被測定者に装着されて加速度を時系列に測定する測定部と、
    　前記測定部が測定した加速度より前記被測定者の体動の大きさを求める体動算出部と、
    　前記体動算出部が求めた体動の大きさが閾値を超えた時点を特異点として抽出する特異点抽出部と、
    　前記特異点抽出部が抽出した特異点の前後の前記光音響信号の変化を整合させる整合部と
    　を備えることを特徴とする成分濃度測定装置。
  2. 　請求項１記載の成分濃度測定装置において、
    　前記整合部は、前記特異点抽出部が抽出した特異点の前と後との間の前記光音響信号の変化量を特異点以降の前記光音響信号より減算することで、特異点の前後の前記光音響信号の変化を整合させることを特徴とする成分濃度測定装置。
  3. 　請求項１または２記載の成分濃度測定装置において、
    　前記特異点抽出部が抽出した特異点の前と後との間の前記光音響信号の変化量が閾値を超えるか否かを判定する判定部と、
    　前記特異点抽出部が抽出した特異点の中より、前記判定部が閾値を超えたと判定した特異点を選択する選択部と
    　を備え、
    　前記整合部は、前記選択部が選択した特異点の前後の前記光音響信号の変化を整合させる
    　ことを特徴とする成分濃度測定装置。
  4. 　請求項３記載の成分濃度測定装置において、
    　前記判定部が閾値を超えないと判定した特異点が発生すると、前記特異点抽出部における閾値を増加させる閾値制御部を備えることを特徴とする成分濃度測定装置。
  5. 　請求項１～４のいずれか１項に記載の成分濃度測定装置において、
    　前記光音響信号により前記物質の濃度を求める濃度算出部を備えることを特徴とする成分濃度測定装置。
  6. 　請求項１～５のいずれか１項に記載の成分濃度測定装置において、
    　前記物質はグルコースであり、
    　前記光出射部は、グルコースが吸収する波長の前記ビーム光を照射することを特徴とする成分濃度測定装置。
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