WO2024116455A1 - 測定装置および誘電率測定装置 - Google Patents

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WO2024116455A1
WO2024116455A1 PCT/JP2023/025296 JP2023025296W WO2024116455A1 WO 2024116455 A1 WO2024116455 A1 WO 2024116455A1 JP 2023025296 W JP2023025296 W JP 2023025296W WO 2024116455 A1 WO2024116455 A1 WO 2024116455A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
signal line
signal
substrate
measuring device
blood glucose
Prior art date
Application number
PCT/JP2023/025296
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
貴之 関口
勝弘 小山
Original Assignee
太陽誘電株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 太陽誘電株式会社 filed Critical 太陽誘電株式会社
Publication of WO2024116455A1 publication Critical patent/WO2024116455A1/ja

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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/0507—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  using microwaves or terahertz waves
    • 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

Definitions

  • This embodiment relates to a measurement device and a dielectric constant measurement device.
  • Some biological information such as blood glucose levels
  • invasive methods such as blood sampling.
  • biological information such as blood glucose levels
  • the present invention aims to provide a measurement device and a dielectric constant measurement device that can measure biological information non-invasively and with high accuracy.
  • the measuring device includes a dielectric substrate, a ground conductor provided on the substrate, a first signal line provided on the substrate at a distance from the ground conductor and against which a living body is pressed, a second signal line provided on the substrate at a distance from the ground conductor and the first signal line and not in contact with the living body when the living body is pressed against the first signal line, an oscillation circuit that oscillates a first AC signal, and a calculation circuit that acquires living body information based on a comparison between a second signal, which is the first signal that has passed through the first signal line, and a third signal, which is the first signal that has passed through the second signal line.
  • the present invention has the effect of providing a measurement device and a dielectric constant measurement device that can measure biological information non-invasively and with high accuracy.
  • FIG. 1 is a diagram showing the complex dielectric constants of a number of aqueous solutions having different glucose concentrations.
  • FIG. 2 is a diagram showing a state in which a subject wears the blood glucose measuring device of the first embodiment.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view of the blood glucose measuring device of the first embodiment shown in FIG. 2 taken along line III-III.
  • FIG. 4 is an external view of the blood glucose measuring device of the first embodiment as viewed from below.
  • FIG. 5 is a schematic diagram showing the configuration of the blood glucose measuring device of the first embodiment.
  • FIG. 6 is a view of the sensor of the first embodiment viewed from the +Z direction.
  • FIG. 7 is a view of the sensor of the first embodiment viewed from the ⁇ Z direction.
  • FIG. 6 is a view of the sensor of the first embodiment viewed from the +Z direction.
  • FIG. 7 is a view of the sensor of the first embodiment viewed from the ⁇ Z direction.
  • FIG. 8 is a cross-sectional view of the sensor of the first embodiment shown in FIG. 6 taken along line VIII-VIII.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view of the sensor of the first embodiment shown in FIG. 6 taken along line IX-IX.
  • FIG. 10 is a schematic diagram showing an electromagnetic field distribution when the skin of a subject is pressed against the first signal line of the first embodiment.
  • FIG. 11 is a schematic diagram illustrating the change in phase of the AC signal passing through the first signal line of the sensor of the first embodiment when the subject's skin is pressed against the first signal line during fasting and after a meal.
  • FIG. 12 is a diagram for explaining how pressure is applied to the sensor of the first embodiment when the subject fastens the band.
  • FIG. 13 is a diagram showing that the phase of the AC signal at the output end of the first signal line changes depending on the pressure.
  • FIG. 14 is a diagram showing the positional relationship between the first signal line and the second signal line in the sensor of the first embodiment.
  • FIG. 15 is a diagram illustrating the transition over time of the phase lead amount Rd2 when the skin of the subject is pressed against the first signal line in the sensor of the first embodiment.
  • FIG. 16 is a flowchart showing an example of the operation of the blood glucose measuring device of the first embodiment.
  • FIG. 17 is a schematic diagram showing an example of the configuration of a blood glucose measuring device according to the second embodiment.
  • FIG. 18 is a cross-sectional view of the sensor of the first modified example taken along the XZ plane.
  • FIG. 19 is a cross-sectional view of the sensor of the second modified example taken along the XZ plane.
  • FIG. 20 is a cross-sectional view of the sensor of the third modified example taken along the XZ plane.
  • FIG. 21 is a diagram illustrating the blood glucose measuring device of the fourth modified example, including the band.
  • the concentration of glucose in the interstitial fluid of the dermis is known to correlate with the concentration of glucose in the blood, i.e., blood sugar level.
  • the dielectric constant of the liquid varies depending on the concentration of glucose contained in the liquid.
  • Figure 1 shows the complex dielectric constant of several aqueous solutions with different glucose concentrations.
  • the vertical axis shows the imaginary part of the complex dielectric constant
  • the horizontal axis shows the frequency.
  • the imaginary part of the complex dielectric constant (hereinafter, the imaginary part of the complex dielectric constant is simply called the imaginary part) has different frequency characteristics depending on the glucose concentration. As shown by the arrow on the right side of the graph, the glucose concentration increases downward and decreases upward. As shown in the figure, at frequencies higher than an inflection point 300 near 10 GHz, the imaginary part becomes smaller as the glucose concentration in the aqueous solution increases. In the frequency range 310, the intervals between the three curves are wide, so the imaginary part changes significantly with changes in glucose concentration.
  • the real part of the complex dielectric constant (hereinafter, the real part of the complex dielectric constant is simply called the real part) changes in the opposite direction to the imaginary part. That is, at frequencies higher than the inflection point 300, the real part increases as the glucose concentration in the aqueous solution increases. In the above-mentioned frequency range 310, the real part exhibits a high dependency on the glucose concentration, similar to the imaginary part.
  • the dielectric constant refers to the real part of the complex dielectric constant.
  • the dielectric constant of human skin specifically the dermis layer, has a dependency on the glucose concentration in the interstitial fluid of the dermis layer similar to the glucose concentration dependency shown in Figure 1. As described above, there is a correlation between the glucose concentration in the interstitial fluid of the dermis layer and the blood glucose level. Therefore, if the value of the dielectric constant of the skin can be obtained, the blood glucose level can be estimated.
  • the measuring device of the embodiment estimates the blood glucose level based on the value of the dielectric constant of the skin.
  • a sensor having a transmission line structure with a signal line provided on a substrate is used as a sensor for acquiring the value of the dielectric constant of the skin.
  • An AC signal flows through the signal line, and when a subject touches the signal line, the wavelength of the AC signal flowing through the signal line changes according to the dielectric constant of the skin touching the signal line. This change in wavelength is related to the dielectric constant of the skin.
  • the measuring device of the embodiment can determine and acquire the blood glucose level by measuring the change in wavelength of the AC signal flowing through the signal line.
  • the blood glucose level can be measured simply by the subject touching the signal line, making it possible to achieve non-invasive blood glucose measurement. Note that non-invasive here means that it does not harm the living body. In other words, it means that measurement is possible just by contact.
  • the measurement device of the embodiment may be implemented in any device or electronic device.
  • the measurement device is implemented in a wearable device such as a smart watch.
  • the measurement device of the embodiment may be configured as a stationary measurement device.
  • the biological information obtained by the measurement device of the embodiment is not limited to blood glucose levels. Variations in the subjects to be measured will be described later.
  • the blood glucose measuring device will be described below with reference to the drawings. Note that the present invention is not limited to the embodiments described below.
  • FIG. 2 is a diagram showing a blood glucose measuring device worn by a subject.
  • This blood glucose measuring device 1 includes a flat housing 2, a display device 15 attached to the surface of the housing 2, and a band 3 attached to the side of the housing 2. It has the same structure as commercially available wristwatches and smart watches.
  • the housing 2 is composed of an upper surface, a lower surface, and a side surface connecting the periphery of the upper surface and the periphery of the lower surface.
  • a band 3 is attached to one side and the other side of the housing 2. By wrapping the band 3 around the subject's arm 200, the underside of the housing 2 comes into contact with and is fixed to the arm 200.
  • the blood glucose measuring device 1 outputs various image information to the display device 15. The subject can visually confirm the various images or display information output to the display device 15, where he or she can check the blood glucose measurement results.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view taken along line III-III in FIG. 2.
  • FIG. 4 is an external view of the blood glucose measuring device 1 as seen from below.
  • a sensor 12 is provided on the bottom surface of the housing 2 .
  • the sensor 12 includes a substrate 123, a ground conductor 124 provided as a solid surface on one surface of the substrate 123, and a first signal line 121 provided on the other surface. See FIG.
  • the first signal line 121 is provided in a straight line shape (strip line) in the same direction as the extension of the arm when the device is worn.
  • the first signal line 121 is provided so as to come into contact with the skin of the wearer.
  • the first signal line 121 may be covered with a thin insulating film.
  • FIG. 5 is a schematic diagram showing the configuration of the blood glucose measuring device 1.
  • the blood glucose measuring device 1 includes at least an oscillator circuit 11, a sensor 12, a phase detector 13, an arithmetic circuit 14, and a display device 15.
  • the senor 12 has a microstrip line structure, which is a type of transmission line.
  • the sensor 12 will now be described with reference to FIGS.
  • the senor 12 will be described with the direction in which it comes into contact with the subject's skin as the +Z direction, the direction perpendicular to the +Z direction and along which the first signal line 121 extends as the +Y direction, and the direction perpendicular to the +Z and +Y directions as the +X direction.
  • FIG. 6 is a view of the sensor 12 as viewed from the +Z direction (the side that contacts the skin).
  • FIG. 7 is a view of the sensor 12 of the first embodiment as viewed from the -Z direction (the side that is attached to the housing).
  • FIG. 8 is a cross-sectional view taken along the cutting line VIII-VIII in FIG. 6.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view taken along the cutting line IX-IX in FIG. 6.
  • the sensor 12 includes a substrate 123 made of a dielectric material.
  • the substrate 123 may be made of a common substrate material such as polytetrafluoroethylene (PTFE) or polyimide.
  • PTFE polytetrafluoroethylene
  • the substrate 123 has a rectangular flat plate shape.
  • a first signal line 121 made of a conductor is provided on a surface 123a of the substrate 123 that comes into contact with the skin. When viewed in a plan view, this first signal line 121 passes through approximately the center and extends in the Y direction (left and right). In order to mount the first signal line 121 on a printed circuit board, the first signal line 121 is patterned by a photoetching process using a plating process or foil lamination technology. Therefore, the width and thickness of the first signal line 121 are constant.
  • a ground conductor 124 is formed over the entire surface of a surface 123b opposite to the surface on which the first signal line 121 is formed.
  • the signal lines 121 and 124 are made of a material having high electrical conductivity, such as copper or gold.
  • Face 123a of substrate 123 is called the first face, and face 123b is called the second face, being the face opposite the first face.
  • the first signal line 121 with an AC electrical signal flowing through it, is pressed against the wearer's skin 201, as shown in FIG. 10.
  • FIG. 10 is a schematic diagram showing the electromagnetic field distribution.
  • the arrow E indicates the electric field vector, and the dotted line H indicates the magnetic field distribution.
  • an electric field vector E is formed around the first signal line 121. Most of the electric field vector E1 is concentrated between the first signal line 121 and the ground conductor 124, but some of the electric field vector E2 exits from the surface 123a to the outside of the substrate 123. When the skin 201 is in contact with the first signal line 121, the electric field vector E2 passes through the skin 201, causing a change in the wavelength of the AC signal flowing through the first signal line 121. The change in wavelength of the AC signal flowing through the first signal line 121 will be described below.
  • Equation (1) is a general transmission line equation for voltage.
  • a and B are constants, x is the position on the transmission line, ⁇ is the initial phase, and ⁇ is the phase constant, which represents the amount of phase lead per unit length.
  • the first term on the right side of equation (1) represents a traveling wave
  • the second term represents a reflected wave.
  • the impedance of the first signal line 121 and the phase detector electrically connected to the first signal line are in a matched state.
  • the transmission line equation for the first signal line 121 in this embodiment can be expressed by the following equation (2).
  • phase constant ⁇ can be transformed into the following equation (3): L is the inductor of a circuit model equivalent to a transmission line, C is the capacitance of a circuit model equivalent to a transmission line, ⁇ ⁇ _eff is the effective relative dielectric constant, ⁇ 0 is the dielectric constant of a vacuum, ⁇ 0 is the magnetic permeability of a vacuum, and c is the speed of light.
  • the electric field vector E2 passes through the skin 201. Therefore, the amount of phase lead of the AC signal passing through the first signal line 121 changes depending on the dielectric constant of the skin 201.
  • the blood glucose level rises, and the glucose concentration in the interstitial fluid of the dermis layer rises.
  • a specific frequency range for example, the range of frequencies higher than the inflection point 300 in FIG. 1
  • the higher the glucose concentration the higher the dielectric constant. Therefore, when the subject's blood glucose level rises, the phase of the AC signal passing through the first signal line 121 advances.
  • Figure 11 shows the phase change when fasting, and (B) shows the phase change after a meal. It explains the phase change of the AC signal passing through the first signal line 121 when the subject's skin 201 is pressed against the first signal line 121 of the sensor 12.
  • the wavelength of the AC signal at the dielectric constant of skin 201 in this fasting state is assumed to be equal to the length from the input end (left end) to the output end (right end) of first signal line 121 (here, the length in the Y direction).
  • 11A when the subject touches the first signal line 121 while fasting, an AC signal is transmitted with a wavelength equal to the length of the first signal line 121. Therefore, when the phase of the AC signal at the input end of the first signal line 121 is 0 radians, the phase of the AC signal at the output end of the first signal line 121 is 0 radians.
  • phase advance Rd1 The amount of phase advance of the AC signal passing through the first signal line 121 relative to the fasting state is denoted as phase advance Rd1.
  • the subject's skin 201 When measuring blood glucose levels, the subject's skin 201 is pressed against surface 123a, so that sensor 12 (substrate) is subjected to pressure.
  • sensor 12 substrate
  • sensor 12 is implemented in smart watch 1 shown in Figures 2 to 4, when the subject fastens band 3, the subject's skin 201 is pressed against first signal line 121, and pressure is applied to sensor 12.
  • Figure 12 is a diagram that explains how pressure is applied to the sensor 12 when the subject fastens the band 3.
  • a strong pressure 400 causes the center of the sensor 12, i.e., the center of the first signal line 121, to bend downward, causing the first signal line 121 to bend.
  • This pressure 400 affects each component of the sensor 12, including the substrate 123 and the first signal line 121.
  • This pressure 400 changes the shape or internal stress of the substrate 123 or the first signal line 121, causing the transmission characteristics of the electromagnetic field distribution of the sensor 12 to change. As a result, the phase of the AC signal passing through the first signal line 121 changes, reducing the accuracy of blood glucose measurement.
  • the first signal line 121 is deformed by the pressure 400 so that its length in the Y direction becomes slightly longer. As the first signal line 121 becomes longer, the phase of the AC signal at the output end of the first signal line 121 advances.
  • FIG. 13 is a diagram showing that the phase of the AC signal at the output end of the first signal line 121 changes in response to the pressure 400.
  • the inventors conducted actual measurements and verification using the sensor 12 of the embodiment, and found that, as shown in FIG. 13, the phase difference tends to change linearly with respect to changes in pressure.
  • the vertical axis indicates the amount of change (phase difference) in the phase lead of the AC signal passing through the first signal line 121 from before the phase lead occurs when an AC signal is passed through the first signal line 121 during fasting.
  • the horizontal axis indicates the magnitude of the pressure 400.
  • the pressure 400 is applied in the -Z direction at the center of the sensor 12 in the Y direction. The pressure was measured by providing a commercially available pressure sensor on a substrate.
  • phase change due to pressure it is believed that the phase of the AC signal passing through first signal line 121 changes not only due to deformation of first signal line 121 caused by pressure 400 but also due to deformation of substrate 123 . It is also considered that the phase changes due to a change in the internal stress of the first signal line 121 and a change in the internal stress of the substrate 123 caused by the pressure 400 . In this way, the change in phase of the AC signal can be explained by multiple factors.
  • the change in phase of the AC signal passing through the signal line due to the pressure 400 will be referred to as the "phase change due to pressure.”
  • the phase lead Rd1 obtained from the first signal line 121 reflects not only the change in the subject's blood glucose level, but also the "phase change due to pressure" during measurement. Therefore, if an attempt is made to determine the blood glucose level measurement based only on the phase lead Rd1, the measurement will have a reduced accuracy.
  • a second signal line 122 is provided on the substrate 123 as a configuration for improving the accuracy of blood glucose level measurement. AC signals are input to both the first signal line 121 and the second signal line 122.
  • the second signal line 122 has the same straight line shape as the first signal line 121, and is provided on the sensor 12 so as to be parallel to the first signal line 121. Therefore, when the sensor 12 is subjected to pressure 400, the second signal line 122 is considered to deform in the same way as the first signal line 121, as shown in Figure 12, and to have the same stress distribution as the first signal line 121. As a result, it is considered that the phase change due to pressure of the AC signal flowing through the second signal line 122 will be close to the phase change due to pressure of the AC signal flowing through the first signal line 121.
  • the second signal line 122 may have the same width, thickness, or length as the first signal line 121. In this way, when the sensor 12 receives pressure 400, the deformation amount or stress distribution of the second signal line 122 and the first signal line can be made more similar. As will be described later, as long as the characteristic impedances of the second signal line 122 and the first signal line 121 can be matched, the width, thickness, or length of the second signal line 122 and the first signal line 121 do not have to be the same. If the width, thickness, or length of the second signal line 122 and the first signal line 121 are not the same, the amount of phase lead may change. In that case, the change can be stored and compensated for by a calculation circuit during measurement.
  • the second signal line 122 is spaced apart from the first signal line 121 in the thickness direction of the substrate 123. Therefore, the second signal line 122 is embedded diagonally below and to the right of the first signal line 121. This is because, in a plan view, the second signal line 122 is spaced apart to the left and right without overlapping with the first signal line 121, and is also spaced apart downward from the substrate surface.
  • FIG. 14 is a diagram showing the positional relationship between the first signal line 121 and the second signal line 122 provided in the sensor 12. Note that this diagram shows a cross section of the sensor 12 pressed against the skin 201, cut along the XZ plane.
  • the 3W rule is commonly known, which states that mutual interference between signals can be suppressed by arranging signal lines with a pitch such that the center-to-center separation between two signal lines is three or more times the width of the signal lines.
  • the 3W rule when the width of the first signal line 121 is represented as W as shown in FIG. 14, if a space of 2W or more is provided between the first signal line 121 and the second signal line 122, the pitch becomes 3W or more when the distance from the center of the wiring is added.
  • the 3W rule also holds in the vertical direction if a space of 2W or more is provided between the upper surface of the second signal line 122 and the surface 123a of the substrate 123. Therefore, mutual interference between the first signal line 121 and the second signal line 122 is suppressed to some extent.
  • range 501 indicates the range in which the strength of the electric field generated from the first signal line 121 exceeds a predetermined level
  • range 502 indicates the range in which the strength of the electric field generated from the second signal line 122 exceeds a predetermined level.
  • the predetermined level mentioned here is the electric field level at which mutual interference between the devices can be suppressed. If the devices are arranged according to the 3W rule described above, the electric field strength will not exceed the predetermined level, and mutual interference between the devices can be suppressed.
  • second signal line 122 in order to move range 502 downward away from surface 123a, it is advisable to provide second signal line 122 so that the distance from surface 123a is, for example, 2W. As a result, second signal line 122 is closer to the ground conductor, and the effects of the electric field can be suppressed.
  • the characteristic impedance of a signal line tends to be lower as the signal line is closer to the ground conductor, and tends to be higher as the width of the signal line is narrower.Furthermore, the characteristic impedance of a signal line tends to be higher as the thickness of the signal line is thinner.
  • the second signal line 122 is disposed at a position closer to the ground conductor 124 than the first signal line 121. Therefore, in order to make the characteristic impedance of the first signal line 121 and the characteristic impedance of the second signal line 122 equal, the designer may make the width of the second signal line 122 narrower than the width of the first signal line 121 or make the thickness of the second signal line 122 thinner than the thickness of the first signal line 121.
  • the input end of the second signal line 122 receives an AC signal that is the same as the AC signal input to the input end of the first signal line 121.
  • the blood glucose level measuring device 1 calculates the blood glucose level based on the phase difference between the AC signal that has passed through the second signal line 122 and the AC signal that has passed through the first signal line 121.
  • the phase difference of the AC signal that has passed through the first signal line 121 relative to the AC signal that has passed through the second signal line 122 is denoted as Rx.
  • the phase difference Rx in the fasting state is denoted as the fasting phase difference Ri, and the advance of the phase difference Rx from the fasting phase difference Ri is denoted as Rd2.
  • the phase lead amount Rd2 changes according to the blood glucose level of the subject in a state where the influence of the pressure is suppressed.
  • FIG. 15 is a diagram illustrating the temporal progression of the phase lead amount Rd2 when the first signal line 121 is pressed against the subject's skin 201.
  • the horizontal axis indicates the time elapsed after a meal.
  • the vertical axis on the left indicates the blood glucose level, and the vertical axis on the right indicates the phase.
  • the phase lead Rd2 increases in response to the rise in blood glucose level. Then, when the blood glucose level changes from rising to falling, the phase lead Rd2 changes from increasing to decreasing. In this way, the phase lead Rd2 changes in conjunction with the change in blood glucose level, using the fasting blood glucose level as the reference.
  • the blood glucose measuring device 1 calculates the phase lead amount Rd2 and calculates the measured blood glucose level based on the phase lead amount Rd2.
  • the oscillator circuit 11 oscillates an AC signal of a single frequency.
  • the frequency of the AC signal oscillated by the oscillator circuit 11 is selected from a range in which the dielectric constant of the skin changes depending on the blood glucose level, and the frequency changes significantly in response to this change in dielectric constant.
  • the oscillator circuit 11 oscillates an AC signal of a frequency selected from the range 310 in FIG. 1 .
  • the frequency of the AC signal oscillated by the oscillator circuit 11 may be selected from a range other than the range 310.
  • the AC signal transmission path connected to the oscillator circuit 11 is branched into two, one connected to the input terminal of the first signal line 121 and the other connected to the input terminal of the second signal line 122.
  • the output end of the first signal line 121 is connected to the phase detector 13.
  • the output end of the second signal line 122 is connected to the phase detector 13. Therefore, the AC signal that has passed through the first signal line 121 and the AC signal that has passed through the second signal line 122 are input to the phase detector 13.
  • the AC signal that passes through the first signal line 121 and is input to the phase detector 13 is referred to as the measurement signal.
  • the AC signal that passes through the second signal line 122 and is input to the phase detector 13 is referred to as the reference signal.
  • the AC signal oscillated by the oscillator circuit 11 is an example of a first signal.
  • the measurement signal is an example of a second signal.
  • the reference signal is an example of a third signal.
  • the phase detector 13 detects the phase difference Rx between the measurement signal and the reference signal, and inputs the detected value of the phase difference Rx to the calculation circuit 14.
  • the phase detector 13 may also be called a phase comparator.
  • phase difference Rx the phase difference that changes due to the effect of the subject's blood glucose level while suppressing phase changes due to the pressure received.
  • the arithmetic circuit 14 is a processor that executes predetermined arithmetic processing.
  • the arithmetic circuit 14 is, for example, a microcomputer unit equipped with a CPU (Central Processing Unit) and a memory that stores a program, and the CPU executes arithmetic processing based on the program.
  • the arithmetic circuit 14 may be configured as a hardware circuit such as an FPGA (Field-Programmable Gate Array) or an ASIC (Application Specific Integrated Circuit).
  • the calculation circuit 14 obtains the subject's blood glucose measurement value based on the phase difference Rx input from the phase detector 13.
  • the arithmetic circuit 14 outputs the blood glucose measurement value to the display device 15. Note that the method of outputting the blood glucose measurement value by the arithmetic circuit 14 is not limited to this. For example, if the blood glucose measurement device 1 is equipped with a printing device, a speaker, etc., the arithmetic circuit 14 may output the blood glucose measurement value to the printing device, a speaker, etc. If the blood glucose measurement device 1 is equipped with a memory, the arithmetic circuit 14 may output the blood glucose measurement value to the memory. If the blood glucose measurement device 1 is equipped with a communication device, the arithmetic circuit 14 may output the blood glucose measurement value to an external device via the communication device.
  • FIG. 16 is a flowchart showing an example of the operation of the blood glucose measuring device 1 of the first embodiment. The series of operations shown in this figure is performed in a state where the subject's skin is in contact with the first signal line 121 to measure the blood glucose level.
  • the phase detector 13 acquires the phase difference Rx between the measurement signal and the reference signal (S101).
  • the phase difference Rx is input to the calculation circuit 14.
  • the calculation circuit 14 obtains the phase lead Rd2 by subtracting the fasting phase difference Ri, which is the phase difference Rx between the sensor passing signal and the local signal when the subject is in a fasting state, from the phase difference Rx obtained in S101 (S102).
  • the fasting phase difference Ri is assumed to be measured in advance and stored in the arithmetic circuit 14 or in a memory accessible to the arithmetic circuit 14. For example, if the blood glucose measuring device 1 is implemented in a wearable device, the subject is asked to wear the blood glucose measuring device 1 all day, and the arithmetic circuit 14 stores the progress of the phase difference Rx during the period in which it is worn. The arithmetic circuit 14 then stores the minimum value of the phase difference Rx as the fasting phase difference Ri. Note that the method of acquiring the fasting phase difference Ri is not limited to this.
  • the fasting blood glucose value Bi which is the blood glucose level when the subject is in a fasting state, is measured in advance and stored in the arithmetic circuit 14 or in a memory accessible to the arithmetic circuit 14 in association with the fasting phase difference Ri.
  • the method of measuring the fasting blood glucose value Bi is not limited to a specific method.
  • the fasting blood glucose value Bi can be measured, for example, by drawing blood.
  • the calculation circuit 14 obtains the blood glucose fluctuation amount Bv from the fasting blood glucose level Bi based on the phase lead amount Rd2 (S103).
  • a calibration curve (referred to as the first calibration curve) showing the relationship between the phase lead amount Rd2 and the fluctuation amount Bv is obtained in advance by simulation or an experiment using one or more subjects.
  • the first calibration curve may be a function or may be information in a table format.
  • the first calibration curve is stored in advance in the arithmetic circuit 14 or in a memory accessible to the arithmetic circuit 14.
  • the arithmetic circuit 14 obtains the fluctuation amount Bv at the time of execution of S103 based on the phase lead amount Rd2 obtained by S102 and the first calibration curve.
  • the calculation circuit 14 adds the fluctuation amount Bv obtained in S103 to the fasting blood glucose level Bi to obtain the measured blood glucose level (S104). Then, the operation of the blood glucose level measuring device 1 ends.
  • the operation for obtaining a blood glucose measurement value shown in FIG. 16 is merely one example.
  • the operation for obtaining a blood glucose measurement value can be modified in various ways.
  • a calibration curve (referred to as the second calibration curve) showing the relationship between the phase difference Rx and the blood glucose level is obtained in advance by simulation or an experiment using one or more subjects, and is stored in advance in the arithmetic circuit 14 or in a memory accessible to the arithmetic circuit 14.
  • the arithmetic circuit 14 may then obtain a blood glucose level measurement value based on the phase difference Rx obtained in S101 and the second calibration curve.
  • the arithmetic circuit 14 may calculate the dielectric constant ⁇ x of the skin based on the phase difference Rx, and obtain a blood glucose measurement value based on the dielectric constant ⁇ x of the skin.
  • the arithmetic circuit 14 converts the phase difference Rx into the dielectric constant ⁇ x of the skin based on the following formula (4): a and b are coefficients obtained based on the relationship between the dielectric constant and the phase difference Rx, which is obtained in advance by, for example, pressing a sample with a known dielectric constant against the first signal line 121 to obtain the phase difference Rx.
  • the arithmetic circuit 14 obtains the blood glucose level measurement value based on the dielectric constant ⁇ x of the skin.
  • a calibration curve (referred to as a third calibration curve) showing the relationship between the dielectric constant ⁇ x of the skin and the blood glucose level is obtained in advance by simulation or an experiment using one or more subjects, and is stored in advance in the arithmetic circuit 14 or in a memory accessible to the arithmetic circuit 14.
  • the arithmetic circuit 14 obtains the blood glucose level measurement value based on the dielectric constant ⁇ x of the skin obtained by formula (4) and the third calibration curve.
  • the calculation circuit 14 calculates the measured blood glucose value based on the subject's fasting blood glucose value Bi as a reference because even if the blood glucose value is the same, the wavelength of the AC signal transmitted through the first signal line 121 may differ depending on the subject's race, sex, individual differences in body composition, etc.
  • the subject's fasting phase difference Ri and fasting blood glucose value Bi are obtained in advance, and the measured blood glucose value is calculated using these as references, so that accurate blood glucose measurement is possible even if the subject's race, sex, individual differences in body composition, etc. are different.
  • the operation described below is possible.
  • a glucose tolerance test is performed on the subject, and during the glucose tolerance test, a calibration curve (referred to as the fourth calibration curve) is created that shows the relationship between the phase difference Rx and the blood glucose level obtained by blood sampling or any other blood glucose measurement device.
  • the fourth calibration curve is stored in the arithmetic circuit 14 or in a memory accessible to the arithmetic circuit 14.
  • the arithmetic circuit 14 obtains the blood glucose level measurement value based on the phase difference Rx and the fourth calibration curve.
  • the fourth calibration curve created for each subject is used, so that accurate blood glucose measurement is possible even if the subject's race, sex, individual differences in body composition, etc. are different.
  • the arithmetic circuit 14 may calculate the dielectric constant ⁇ x of the skin based on the phase difference Rx, and obtain a measurement value of the blood glucose level based on the dielectric constant ⁇ x of the skin.
  • the blood glucose measuring device 1 includes a dielectric substrate 123, a ground conductor 124 provided on the substrate 123, a first signal line 121 provided on the substrate 123 against which a living body is pressed, a second signal line 122 provided on the substrate 123 so as to be spaced apart from the first signal line 121 and not come into contact with the living body when the living body is pressed against the first signal line 121, an oscillation circuit 11 that oscillates an AC signal, a phase detector 13 that detects a phase difference Rx between a measurement signal that is an AC signal that has passed through the first signal line 121 and a reference signal that is an AC signal that has passed through the second signal line 122, and a calculation circuit 14 that obtains a blood glucose measurement value based on the phase difference Rx.
  • the second signal line 122 has the same length and shape as the first signal line 121, and is provided on the substrate 123 in parallel to the first signal line 121.
  • the pressure-induced phase change of the AC signal flowing through the second signal line 122 can be made to approximate the pressure-induced phase change of the AC signal flowing through the first signal line 121.
  • the effect of pressure on the phase difference Rx can be suppressed, thereby improving the accuracy of the blood glucose measurement.
  • the first signal line 121 and the second signal line 122 have a straight line shape.
  • the first signal line 121 does not have to have a straight line shape.
  • the second signal line 122 has a shape other than a straight line, as long as the shape and length of the second signal line 122 are the same as those of the first signal line 121, the effect of pressure on the phase difference Rx can be suppressed.
  • the second signal line 122 may have a different length than the first signal line 121.
  • the second signal line 122 may have the same shape as the first signal line 121 and a different length than the first signal line 121, and the arithmetic circuit 14 may be configured to correct the phase change due to the difference in length between the first signal line 121 and the second signal line 122.
  • the substrate 123 has a surface 123a and a surface 123b that is the surface opposite to the surface 123a.
  • the first signal line 121 is provided on the surface 123a, and a ground conductor 124 having a flat plate shape is provided on the surface 123b.
  • the second signal line 122 is embedded in the substrate 123 at a distance of 2W or more from the surface 123a, does not overlap the first signal line 121 when projected in the Z direction, and is at a distance of 2W or more from the first signal line 121.
  • phase advance of the AC signal is synonymous with the wavelength of the AC signal being shortened.
  • the blood glucose measuring device 1a of the second embodiment observes the change in wavelength of the measurement signal as a change in frequency, and obtains a blood glucose measurement value based on the change in frequency.
  • the blood glucose measuring device 1a of the second embodiment will be described below. Note that the description of matters that are the same or similar to those of the first embodiment will be omitted or will be described briefly.
  • FIG. 17 is a schematic diagram showing an example of the configuration of a blood glucose measuring device 1a according to the second embodiment.
  • the blood glucose measuring device 1a includes an oscillator circuit 11a, a sensor 12, a mixer circuit 13a, an arithmetic circuit 14a, and a display device 15.
  • the oscillator circuit 11a oscillates an AC signal whose frequency changes over time, i.e., a chirp signal.
  • the frequency band of the chirp signal oscillated by the oscillator circuit 11a is selected from a range in which the dielectric constant of the skin can change depending on the blood sugar level.
  • the oscillator circuit 11a oscillates a chirp signal whose frequency changes in a frequency band selected from, for example, range 310 in FIG. 1. Note that the frequency band of the chirp signal oscillated by the oscillator circuit 11a may be selected from a range other than range 310.
  • the chirp signal transmission path connected to the oscillator circuit 11a is branched into two, one of which is connected to the input terminal of the first signal line 121, and the other of which is connected to the input terminal of the second signal line 122.
  • the output end of the first signal line 121 is connected to the mixer circuit 13a.
  • the output end of the second signal line 122 is connected to the mixer circuit 13a. Therefore, the chirp signal that has passed through the first signal line 121 and the chirp signal that has passed through the second signal line 122 are input to the mixer circuit 13a.
  • the chirp signal that passes through the first signal line 121 and is input to the phase detector 13 is referred to as the measurement signal.
  • the chirp signal that passes through the second signal line 122 and is input to the phase detector 13 is referred to as the reference signal.
  • the mixer circuit 13a generates a beat frequency signal that indicates the frequency difference between the measurement signal and the reference signal, and inputs it to the calculation circuit 14a.
  • the calculation circuit 14a obtains the blood glucose measurement value using a beat frequency signal instead of the phase difference Rx used by the calculation circuit 14 of the first embodiment. Like the calculation circuit 14 of the first embodiment, the calculation circuit 14a can output the obtained blood glucose measurement value in any manner.
  • the blood glucose measuring device 1a includes a mixer circuit 13a that outputs a beat frequency signal that indicates the frequency difference between the sensor passing signal and the local signal, and the arithmetic circuit 14a obtains the blood glucose measurement value based on the beat frequency signal.
  • the sensor 12 of the first and second embodiments can be modified in various ways. Instead of the sensor 12 of the first and second embodiments, a sensor 12-1 of a first modified example described below can be applied.
  • FIG. 18 is a cross-sectional view of the sensor 12-1 of the first modified example taken along the XZ plane.
  • Sensor 12-1 has a substrate 123-1.
  • a first signal line 121 is provided on an upper surface 123a-1 of substrate 123-1, and when measuring a blood glucose level, skin 201 is pressed against first signal line 121.
  • a solid ground conductor 124 is provided over the entire lower surface on the surface opposite to the upper surface, which is a lower surface 123b-1 in the figure.
  • the second signal line 122 is embedded in the substrate 123 at a position where it does not overlap with the first signal line 121 when projected in the Z direction.
  • the position where it does not overlap with the first signal line 121 when projected in the Z direction is a position separated from the first signal line 121 in the X direction. The details are the same as those in the positional relationship shown in FIG.
  • the first signal line 121 is a straight line extending in the Y direction
  • the second signal line 122 is a straight line extending in the Y direction with the same length as the first signal line 121, and is arranged parallel to the first signal line 121.
  • a second ground conductor 125 is provided on the surface 123a-1 so as to cover the area overlapping with the second signal line 122, i.e., the entire area, when projected in the Z direction.
  • the second ground conductor 125 is made of, for example, the same material as the ground conductor 124.
  • the second signal line 122 is configured as a strip line sandwiched between the ground conductor 124 and the second ground conductor 125.
  • a first signal line is provided in the center of one surface of the substrate, spanning from one side to the other side.
  • a second signal line is embedded in the substrate in a position that is parallel to the first signal line and does not overlap in a plan view.
  • Ground metal 124 is provided over the entire area of the other surface of the substrate.
  • a second ground metal is also provided solidly on one surface of the substrate, spanning from one side to the other side of the substrate so as to cover the second signal line. In the diagram, this second metal covers approximately 1/3 to 1/2 of the substrate.
  • Second ground conductor 125 prevents the electric field vector generated from second signal line 122 from penetrating skin 201.
  • the vertical distance between the second signal line 122 and the surface 123a-1 does not have to be equal to 2 W. Therefore, the thickness of the substrate 123-1 can be made thinner than that of the substrate 123.
  • Reference numeral 501-1 denotes a range in which the strength of the electric field generated from the first signal line 121 exceeds a predetermined level
  • reference numeral 502-1 denotes a range in which the strength of the electric field generated from the second signal line 122 exceeds a predetermined level.
  • (Second Modification) 19 is a cross-sectional view of a sensor 12-2 of a second modified example taken along the XZ plane.
  • the sensor 12-2 has a substrate 123-2.
  • a first signal line 121 is provided on one surface 123a-2 of the substrate 123-2, and the first signal line 121 is pressed against the skin 201 when measuring a blood glucose level.
  • the second signal line 122 is provided at a position that does not overlap the first signal line 121 when projected in the Z direction.
  • the position that does not overlap the first signal line 121 when projected in the Z direction is a position spaced apart from the first signal line 121 in the X direction.
  • the first signal line 121 is a straight line extending in the Y direction.
  • the second signal line 122 has the same length as the first signal line 121 and is straight in the Y direction, and is arranged parallel to the first signal line 121.
  • a ground conductor 124-2 is provided on substantially the entire surface of the surface 123b-2.
  • the second signal line 122 is provided in parallel to the first signal line 121 without overlapping therewith.
  • the solid Cu metal is patterned by photoetching, grooves are provided on both sides of the second signal line by removing the metal.
  • the second signal line 122 is sandwiched between both side walls of the groove of the ground conductor 124-2. In other words, when looking at the second signal line 122, the ground conductor 124-2 is provided on both sides of the signal line. Therefore, the second signal line 122 is configured as a coplanar line.
  • the substrate 123 can be realized as a single-layer substrate with conductors on both sides, rather than as a multi-layer substrate, so that the thickness of the substrate 123 can be made thin, which is advantageous in terms of cost.
  • Reference numeral 501-2 denotes a range in which the strength of the electric field generated from the first signal line 121 exceeds a predetermined level
  • reference numeral 502-2 denotes a range in which the strength of the electric field generated from the second signal line 122 exceeds a predetermined level.
  • there is ground metal on both sides of the second signal line and the magnetic field lines are absorbed by this metal, so that the electric field vector generated from the second signal line can be prevented from reaching the skin. Therefore, mutual interference between the first signal line 121 and the second signal line 122 is suppressed.
  • FIG. 20 is a cross-sectional view of a sensor 12-3 according to a third modified example taken along the XZ plane.
  • the sensor 12-3 has a substrate 123-3.
  • a first signal line 121 is provided on an upper surface 123a-3 of the substrate 123-3, and the skin 201 is pressed against the first signal line 121 when measuring a blood glucose level.
  • the second signal line 122 is provided at a position that does not overlap the first signal line 121 when projected in the Z direction.
  • the position that does not overlap the first signal line 121 when projected in the Z direction is a position spaced apart from the first signal line 121 in the X direction.
  • the first signal line 121 is a straight line extending in the Y direction.
  • the second signal line 122 has the same length as the first signal line 121 and is straight in the Y direction, and is arranged parallel to the first signal line 121.
  • the length and shape of the first signal line 121 and the second signal line 122 can be modified in the same manner as the components with the same names described in the first embodiment.
  • a flat-plate-shaped ground conductor 124-3 having a groove that exposes the substrate is provided on surface 123b-3.
  • the groove is provided in ground conductor 124-3 such that both side walls of the groove sandwich second signal line 122 with space 126-3 between them.
  • a second ground conductor 125-3 is provided in a region of the surface 123a-3 that overlaps with the second signal line 122 when projected in the Z direction.
  • the second ground conductor 125-3 is made of, for example, the same material as the ground conductor 124-3.
  • the second signal line 122 constitutes a grounded coplanar line.
  • the second ground conductor 125-3 prevents the electric field vector formed by the AC signal passing through the second signal line 122 from penetrating the skin 201. In other words, even if the distance between the second signal line 122 and the surface 123a-3 is less than 2 W, the blood glucose level of the subject receiving the AC signal passing through the second signal line 122 can be suppressed. Therefore, the thickness of the substrate 123-3 can be made thinner than that of the substrate 123.
  • 501-3 indicates the range where the strength of the electric field formed by the AC signal passing through the first signal line 121 exceeds a predetermined level
  • 502-3 indicates the range where the strength of the electric field formed by the AC signal passing through the second signal line 122 exceeds a predetermined level.
  • range 502-3 is prevented from penetrating into the skin 201.
  • range 501-3 and range 502-3 are spaced apart, which suppresses interaction between the AC signal passing through the first signal line 121 and the AC signal passing through the second signal line 122.
  • the senor is provided on the lower surface of the housing 2 .
  • a sensor 12-4 may be provided on the band 3b.
  • FIG. 21 is a diagram illustrating the blood glucose measuring device 1b including the band 3b.
  • the sensor 12-4 is provided on the lower surface of the housing 2, that is, on the contact surface on the band 3 side, rather than on the contact surface on the housing 2 side.
  • the first signal line 121 is provided on the surface of the band 3 so as to contact the subject's skin, so that the first signal line 121 is pressed against the subject's skin 201 when the subject wears the blood glucose measuring device 1b.
  • the second signal line 122 is embedded in the inner layer of the band 3 so that the second signal line 122 does not contact the subject's skin 201 when the subject wears the blood glucose measuring device 1b, more precisely so as to suppress the influence of the subject's blood glucose level on the AC signal passing through the second signal line 122.
  • the first signal line 121 and the second signal line 122 have a U-shape, but the shapes of the first signal line 121 and the second signal line 122 are not limited to this.
  • the sensor 12-4 can be modified in various ways, such as the first to third modified examples. Compared to when they are provided on the housing, the first and second signal lines are provided on the belt, so the length of these two signal lines can be increased, increasing the contact with the skin of the measurement subject, thereby improving the measurement accuracy (assuming that the belt and skin are in good contact).
  • the blood glucose level measuring devices 1, 1a, and 1b are configured as wristwatch-type wearable devices.
  • the manner of implementation of the blood glucose level measuring devices 1, 1a, and 1b is not limited to this.
  • the blood glucose level measuring devices 1, 1a, and 1b may be configured so that they are fixed to the skin 201 with tape or the like from above the housing 2.
  • the first signal line 121 is provided on the substrates 123, 123-1, 123-2, and 123-4 in a portion where the skin 201 is pressed. As long as the electric field vector formed by the AC signal passing through the first signal line 121 during blood glucose measurement penetrates the skin 201, the first signal line 121 does not necessarily have to be exposed.
  • all or part of the surfaces 123a, 123a-1, 123a-2, and 123a-3 on which the first signal line 121 is provided, including the first signal line 121, may be covered with a thin film of an insulating material.
  • the thin film may be made of, for example, solder resist, or may be made of insulating ceramic such as silicon oxide. This allows the first signal line 121 to be pressed against the living body via the thin film, making it possible to prevent damage or corrosion of the first signal line 121 caused by the subject touching the first signal line 121.
  • a measurement device that measures blood glucose level as biological information has been described.
  • Biological information other than blood glucose level may also be the measurement target.
  • the dielectric constant of the skin may be the biological information to be measured.
  • the measurement device of the embodiment may obtain the dielectric constant of the skin based on the phase difference or frequency difference between the measurement signal and the reference signal, and output the obtained dielectric constant of the skin.
  • the dielectric constant of the skin may also be affected by the amount of cancer cells. Therefore, the measurement device of the embodiment may be configured to use the amount of cancer cells as the biological information of the measurement target. The measurement device of the embodiment may obtain the amount of cancer cells based on the phase difference or frequency difference between the measurement signal and the reference signal, and output the obtained amount of cancer cells.
  • the measuring device comprises a dielectric substrate (e.g., substrates 123, 123-1, 123-2, 123-3), a first signal line (e.g., first signal line 121) provided on the substrate against which a living body is pressed, a second signal line (e.g., first signal line 121) provided on the substrate so as to be spaced apart from the first signal line and not come into contact with the living body when the living body is pressed against the first signal line, an oscillator circuit (e.g., oscillator circuits 11, 11a) that oscillates a first AC signal, and an arithmetic circuit (e.g., arithmetic circuit 14, 14a) that acquires biological information based on a comparison between a second signal (e.g., measurement signal), which is the first signal that has passed through the first signal line, and a third signal (e.g., reference signal), which is the first signal that has passed through the second signal line.
  • a second signal e.g., measurement signal
  • the measuring device described in the first embodiment, the second embodiment, and their modified examples can also be configured as a dielectric constant measuring device that measures the dielectric constant of the skin.
  • the measuring device and the dielectric constant measuring device can be configured as follows, for example.
  • the measuring device is a dielectric substrate; a ground conductor provided on the substrate; a first signal line that is provided on the substrate and spaced apart from the ground conductor and against which a living body is pressed; a second signal line provided on the substrate, the second signal line being spaced apart from the ground conductor and the first signal line and not coming into contact with the living body when the living body is pressed against the first signal line; an oscillation circuit that oscillates a first AC signal; an arithmetic circuit that acquires biological information based on a comparison between a second signal, which is the first signal that has passed through the first signal line, and a third signal, which is the first signal that has passed through the second signal line; Equipped with.
  • the first signal line is formed linearly when viewed in a plan view
  • the second signal line is formed linearly when viewed in a plan view and is provided on the substrate parallel to the first signal line.
  • the first signal line and the second signal line have the same width, thickness, or length.
  • the substrate has a first surface and a second surface opposite to the first surface, the first signal line is provided on the first surface, the ground conductor has a flat plate shape and is provided on the second surface, The second signal line is embedded in the substrate at a distance of at least twice the width of the first signal line from the first surface, so as not to overlap the first signal line when projected in the thickness direction of the substrate, and so as to be spaced from the first signal line at a distance of at least twice the width of the first signal line.
  • the substrate has a first surface and a second surface opposite to the first surface, the first signal line is provided on the first surface, the ground conductor has a flat plate shape and is provided on the second surface, the second signal line is embedded in the substrate at a position not overlapping with the first signal line when viewed in a thickness direction of the substrate; A second ground conductor is provided in a region on the first surface that overlaps with the second signal line in the projected view.
  • the substrate has a first surface and a second surface opposite to the first surface,
  • the first signal line is provided on the first surface,
  • the second signal line is provided at a position not overlapping with the first signal line on the second surface when viewed in a thickness direction of the substrate,
  • the ground conductor is provided on the second surface and has a plate shape having a groove exposing the substrate, and both side walls of the groove sandwich the second signal line with a space therebetween.
  • the substrate has a first surface and a second surface opposite to the first surface, the first signal line is provided on the first surface; the second signal line is provided at a position not overlapping with the first signal line on the second surface when viewed in a thickness direction of the substrate, the ground conductor is provided on the second surface and has a plate shape having a groove exposing the substrate, and both side walls of the groove sandwich the second signal line with a space therebetween; A second ground conductor is provided in a region of the first surface that overlaps with the second signal line in the projected view.
  • a phase detector for detecting a phase difference between the second signal and the third signal;
  • the arithmetic circuit acquires the biological information based on the phase difference.
  • the first signal is a chirp signal; a mixer circuit that receives the second signal and the third signal and outputs a signal having a frequency difference between the second signal and the third signal, The arithmetic circuit acquires the biological information based on the frequency difference signal.
  • the biological information is the dielectric constant of the living body, the blood sugar level of the living body, or the amount of cancer cells in the living body.
  • the skin dielectric constant measuring device is A rectangular printed circuit board; a strip (a line for a skin dielectric constant sensor) made of a conductive thin film provided from a first side of the surface of the printed circuit board to a second side opposite to the first side; a solid film made of the conductive thin film provided on the back surface of the printed circuit board, covering the strip and extending to four side edges of the printed circuit board; a strain sensor extending apart from the strip in a plan view and embedded in the printed circuit board; has.
  • the strip comprises a conductive pattern extending to two opposing sides, and the solid film is made of the same material as the conductive pattern.
  • the strain sensor is made of the same material as the strip and consists of a conductive pattern extending to two opposite sides.

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Abstract

測定装置は、誘電体の基板と、前記基板に設けられるグランド導体と、前記基板に前記グランド導体と離間して設けられ、生体が押し当てられる第１信号線と、前記グランド導体及び前記第１信号線から離間し、かつ前記第１信号線に前記生体が押し当てられたときに前記生体に接触しないよう、前記基板に設けられる第２信号線と、交流の第１信号を発振する発振回路と、前記第１信号線を通過した前記第１信号である第２信号と、前記第２信号線を通過した前記第１信号である第３信号と、の比較に基づいて生体情報を取得する演算回路と、を備える。

Description

測定装置および誘電率測定装置
　本実施形態は、測定装置および誘電率測定装置に関する。
　血糖値などの生体情報には、採血など身体への侵襲を伴う手段を用いて測定されるものがある。しかしながら、近年は、被験者の肉体的負担の軽減や感染症への感染のリスクを低減すべく、生体情報を非侵襲な方法でできるだけ精度よく測定できる技術が求められている。
特表２０２１－５０２８８０号公報
　本発明は、非侵襲かつ高精度に生体情報を測定できる測定装置および誘電率測定装置を提供することを目的とする。
　本発明によれば、測定装置は、誘電体の基板と、前記基板に設けられるグランド導体と、前記基板に前記グランド導体と離間して設けられ、生体が押し当てられる第１信号線と、前記グランド導体及び前記第１信号線から離間し、かつ前記第１信号線に前記生体が押し当てられたときに前記生体に接触しないよう、前記基板に設けられる第２信号線と、交流の第１信号を発振する発振回路と、前記第１信号線を通過した前記第１信号である第２信号と、前記第２信号線を通過した前記第１信号である第３信号と、の比較に基づいて生体情報を取得する演算回路と、を備える。
　本発明によれば、非侵襲かつ高精度に生体情報を測定できる測定装置および誘電率測定装置を提供することができる、という効果を奏する。
図１は、グルコース濃度が異なる複数の水溶液の複素誘電率を示す図である。 図２は、被験者が第１の実施形態の血糖値測定装置を装着したときの図である。 図３は、図２に示した第１の実施形態の血糖値測定装置を切断線ＩＩＩ－ＩＩＩで切断した断面図である。 図４は、第１の実施形態の血糖値測定装置を下面から見た外観図である。 図５は、第１の実施形態の血糖値測定装置の構成を示す模式的な図である。 図６は、第１の実施形態のセンサを＋Ｚ方向から見た図である。 図７は、第１の実施形態のセンサを－Ｚ方向から見た図である。 図８は、図６に示した第１の実施形態のセンサを切断線ＶＩＩＩ－ＶＩＩＩで切断した断面の図である。 図９は、図６に示した第１の実施形態のセンサを切断線ＩＸ－ＩＸで切断した断面の図である。 図１０は、第１の実施形態の第１信号線に被験者の皮膚が押し当てられたときの電磁界分布を示す模式的な図である。 図１１は、空腹時と食事後とにおいて第１の実施形態のセンサの第１信号線に被験者の皮膚が押し当てられた場合に第１信号線を通過する交流信号の位相の変化を説明する模式的な図である。 図１２は、被験者がバンドを締めたときの第１の実施形態のセンサへの圧力のかかり方を説明する図である。 図１３は、第１信号線の出力端における交流信号の位相が圧力に応じて変化することを示す図である。 図１４は、第１の実施形態のセンサにおける第１信号線および第２信号線の位置関係を示す図である。 図１５は、第１の実施形態のセンサにおける第１信号線に被験者の皮膚が押し当てられた場合の位相進み量Ｒｄ２の時間的推移を説明する図である。 図１６は、第１の実施形態の血糖値測定装置の動作の一例を示すフローチャートである。 図１７は、第２の実施形態の血糖値測定装置の構成の一例を示す模式的な図である。 図１８は、第１の変形例のセンサをＸＺ平面で切断した断面図である。 図１９は、第２の変形例のセンサをＸＺ平面で切断した断面図である。 図２０は、第３の変形例のセンサをＸＺ平面で切断した断面図である。 図２１は、第４の変形例の血糖値測定装置をバンドを含めて描画した図である。
　真皮層の間質液に含まれるグルコースの濃度は、血液中のグルコースの濃度、つまり血糖値と相関があることが知られている。
　さらに、液体の誘電率は、液体に含まれるグルコースの濃度に依存して変動する。
　図１は、グルコース濃度が異なる複数の水溶液の複素誘電率を示す図である。図１において、縦軸は複素誘電率の虚部、横軸は周波数を示す。
　図１に示されるように、複素誘電率の虚部（以下、複素誘電率の虚部をたんに虚部と呼ぶ）は、グルコース濃度に応じて異なる周波数特性を有する。尚、このグラフ右側に示す矢印の様に下方に向かうほどグルコース濃度は高く、上に向かうほどグルコース濃度は低くなる。
　図に示す様に１０ＧＨｚ付近に存在する変曲点３００よりも高い周波数では、この虚部は、水溶液中のグルコース濃度が高くなるほど小さくなる。そして、周波数の範囲３１０においては、３本のカーブの間隔が広いことから、虚部は、グルコースの濃度変化に対して大きく変化する。
　なお、複素誘電率の実部（以下、複素誘電率の実部をたんに実部と呼ぶ）は、虚部とは逆の傾向で変化する。つまり、変曲点３００よりも高い周波数では、実部は、水溶液中のグルコース濃度が高くなるほど大きくなる。前述した周波数の範囲３１０において実部がグルコース濃度への依存性が大きくなることは、虚部と同様である。
　以降、誘電率は、複素誘電率の実部をいうこととする。
　人体の皮膚、具体的には真皮層、の誘電率は、真皮層の間質液中のグルコース濃度に対し、図１に示されたグルコース濃度依存性と同様の依存性を有する。そして、前述するように、真皮層の間質液中のグルコース濃度と血糖値との間には相関がある。よって、皮膚の誘電率の値を得ることができれば、血糖値を推定することができる。実施形態の測定装置は、皮膚の誘電率の値に基づいて血糖値を推定する。
　実施形態では、基板上に信号線が設けられた伝送線路の構造を有するセンサが、皮膚の誘電率の値を取得するセンサとして用いられる。信号線には交流信号が流れ、被験者が当該信号線に触れると、信号線を流れる交流信号の波長が、この信号線に触れた皮膚の誘電率に応じて変化する。この波長の変化は、皮膚の誘電率に関連する。実施形態の測定装置は、信号線を流れる交流信号の波長の変化を測定することで、血糖値を判断および取得できる。
　結局は、被験者が信号線に触れるだけで血糖値の測定が可能であるので、非侵襲な血糖値測定を実現できる。尚、ここで、非侵襲とは、生体を傷つけない様な意味である。つまり接触だけで測定が可能と言う意味である。
　なお、実施形態の測定装置は、任意の装置や電子機器に実装され得る。測定装置は、一例として、スマートウォッチなどのようなウェアラブル装置に実装される。なお、実施形態の測定装置は、据え置き型の測定装置として構成されてもよい。
　また、実施形態の測定装置で得られる生体情報は、血糖値に限定されない。測定対象のバリエーションについては後述される。
　以下に図面を参照して、血糖値測定装置について説明する。なお、これから述べる実施形態により本発明が限定されるものではない。
（第１の実施形態）
　図２は、被験者が血糖値測定装置を装着したとき図である。
　この血糖値測定装置１は、扁平な形状の筐体２と、この筐体２の表面に取り付けられた表示装置１５と、筐体の側面に取り付けられたバンド３と、を備える。市販の腕時計、スマートウォッチと同じ構造である。
　筐体２は、上面、下面、前記上面の周囲と前記下面の周囲をつなぐ側面とから成る。
　筐体２の一方の側面と、もう一方の側面にバンド３が取りつけられている。バンド３を被験者の腕２００に巻きつけることで、筐体２の下面が腕２００に接触および固定される。血糖値測定装置１は、表示装置１５に種々の画像情報を出力する。被験者は、表示装置１５に出力された種々の画像または表示情報を視覚的に確認することができ、ここでは血糖値の測定結果を確認できる。
　図３は、図２の切断線ＩＩＩ－ＩＩＩで切断した断面図である。図４は、血糖値測定装置１を下面から見た外観図である。
　図３および図４に示すように、筐体２の下面には、センサ１２が設けられている。
　このセンサ１２は、基板１２３と、基板１２３の一方の面にベタで設けられるグランド導体１２４と、他方の面に設けられる第１信号線１２１と、を有する。図１０を参照。
　なお、この例では、第１信号線１２１は、装着時の腕が延びる方向と同じ方向に直線の形状（ストリップライン）で設けられている。第１信号線１２１は、装着者の皮膚に接触するように設けられている。
　なお、第１信号線１２１は、薄い絶縁性被膜で覆われても良い。
　図５は、血糖値測定装置１の構成を示す模式図である。本図に示されるように、血糖値測定装置１は、少なくとも発振回路１１、センサ１２、位相検出器１３、演算回路１４、および表示装置１５を備える。
　第１の実施形態では、センサ１２は、伝送線路の一種であるマイクロストリップラインの構造を備える。
　以下に図６～図９を参照して、センサ１２について説明する。
　図６～図９および以降の図において、被験者の皮膚に接触する向きを＋Ｚ方向、＋Ｚ方向に直交し第１信号線１２１が延びる方向を＋Ｙ方向、＋Ｚ方向と＋Ｙ方向に直交する方向を＋Ｘ方向として、センサ１２を説明する。
　図６は、センサ１２を＋Ｚ方向（皮膚との当接面側）から見た図である。図７は、第１の実施形態のセンサ１２を－Ｚ方向（筐体との取り付け面側）から見た図である。図８は、図６の切断線ＶＩＩＩ－ＶＩＩＩで切断した断面の図である。図９は、図６の切断線ＩＸ－ＩＸで切断した断面の図である。
　センサ１２は、誘電体によって構成された基板１２３を備える。基板１２３を構成する材料は、例えば、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）またはポリイミドなどの一般的な基板材料によって構成され得る。なお、基板１２３は、矩形の平板の形状である。
　図６では、基板１２３の皮膚に当接される面１２３ａ上には、導体でなる第１信号線１２１が設けられる。この第１信号線１２１は、平面視で見たときに、ほぼ中心部を通って、Ｙ方向（左右）に延びている。
　プリント基板に実装するため、メッキ処理や箔の貼り合わせ技術を用い、フォトエッチング処理でパターニングされる。よって第１信号線１２１の幅と厚みは一定である。
　この第１信号線１２１の形成面と反対の面１２３ｂには、グランド導体１２４が全面に亘って形成されている。この信号線１２１，１２４は、例えば、銅または金などの電気伝導度が高い材料で構成される。
　なお、基板１２３の面１２３ａは、第１面と呼び、面１２３ｂは、第１面の逆側の面としての第２面と呼んだ。
　第１信号線１２１は、交流の電気信号が流された状態で、図１０の如く、装着者の皮膚２０１に押し当てられる。
　ここで図１０は、電磁界分布を示す模式的な図である。矢印Ｅは電界ベクトルを示し、点線Ｈは磁界分布を示す。
　第１信号線１２１に交流信号が流れている場合、第１信号線１２１の周囲に電界ベクトルＥが形成される。大半の電界ベクトルＥ１は第１信号線１２１とグランド導体１２４との間に集中するが、一部は、面１２３ａから基板１２３の外部に出る電界ベクトルＥ２が存在する。第１信号線１２１に皮膚２０１が接触していると、電界ベクトルＥ２が皮膚２０１を通過することにより、第１信号線１２１を流れる交流信号の波長が変化する。
　以下に、第１信号線１２１を流れる交流信号の波長の変化について説明する。
　下記の式（１）は、電圧に関する一般的な伝送線路方程式である。
　Ａ，Ｂは定数であり、ｘは伝送線路上の位置である。αは初期位相である。βは位相定数であり、単位長さ当たりの位相進み量を表す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　式（１）の右辺の第１項は進行波を表し、第２項は反射波を表す。実施形態では、第１信号線１２１と、第１信号線に電気的に接続される位相検出器のインピーダンスを一致させた状態にあることとする。この伝送線路では、第１信号線１２１と位相検出器の接続点で不要波が発生しないため、第２項はゼロとなる。よって、実施形態の第１信号線１２１の場合の伝送線路方程式は、下記の式（２）で表せる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　位相定数βは、下記の式（３）のように変形できる。Ｌは伝送線路に等価な回路モデルのインダクタ、Ｃは伝送線路に等価な回路モデルのキャパシタンス、εγ＿ｅｆｆは実効比誘電率、ε０は真空の誘電率、μ０は真空の透磁率、ｃは光速である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　式（３）から、実効比誘電率εγ＿ｅｆｆが大きいほど位相定数βが大きくなることが読み取れる。つまり、実効比誘電率εγ＿ｅｆｆが大きいほど単位長さあたりの位相進み量が大きくなる。
　前述したように、第１信号線１２１に皮膚２０１が押し当てられたとき、電界ベクトルＥ２は皮膚２０１を通過する。よって、第１信号線１２１を通過する交流信号の位相の進み量は、皮膚２０１の誘電率に応じて変化する。
　被験者が食事を行うと、血糖値が上昇し、真皮層の間質液におけるグルコース濃度が上昇する。そして、特定の周波数範囲（例えば図１の変曲点３００よりも高い周波数側の範囲）においては、グルコース濃度が高くなるほど誘電率が高くなる。よって、被験者の血糖値が上昇すると、第１信号線１２１を通過する交流信号の位相が進む。
　図１１は、（Ａ）が空腹時、（Ｂ）が食事後で、その位相変化を説明するものである。センサ１２の第１信号線１２１に被験者の皮膚２０１が押し当てられた場合、第１信号線１２１を通過する交流信号の位相の変化を説明している。
　ここでは、理解を容易にするために、被験者が空腹である時、この空腹時の皮膚２０１の誘電率における交流信号の波長は、第１信号線１２１の入力端（左端）から出力端（右端）までの長さ（ここではＹ方向の長さ）、と等しいとする。
　つまり、被験者が空腹時に第１信号線１２１を触ると、図１１（Ａ）に示されるように、第１信号線１２１の長さと等しい波長で交流信号が伝送される。よって、第１信号線１２１の入力端での交流信号の位相が０ラジアンであるとき、第１信号線１２１の出力端での交流信号の位相は０ラジアンとなる。
　被験者が食事を行い、血糖値が上昇した状態で第１信号線１２１を触ると、図１１（Ｂ）に示されるように、波長が短くなる。第１信号線１２１の一端に入力される交流信号の位相が０ラジアンであるとき、第１信号線１２１の他端から出力される交流信号の位相は、図１１（Ａ）に示された位相に比べ、波長が短くなった量に応じ、位相が進む。第１信号線１２１を通過する交流信号における、空腹時を基準とした位相進み量を、位相進み量Ｒｄ１と表記する。
　血糖値の測定の際には、面１２３ａに被験者の皮膚２０１が押し当てられるので、センサ１２（基板）は、圧力を受ける。例えばセンサ１２が図２～図４で示したスマートウォッチ１に実装されている場合、被験者はバンド３を締めたとき、第１信号線１２１に被験者の皮膚２０１が押し当てられるとともに、センサ１２に圧力がかかる。
　図１２は、被験者がバンド３を締めたとき、センサ１２への圧力のかかり方を説明する図である。
　図１２に示すように、バンド３が締められたとき、強い圧力４００が、センサ１２の中央あたり、つまり第１信号線１２１の中央を下に凸にし、第１信号線１２１は反る。
　この圧力４００は、基板１２３および第１信号線１２１を含むセンサ１２の各構成要素に影響を与える。この圧力４００によって、基板１２３または第１信号線１２１の形状や内部応力が変化するなどして、センサ１２の電磁界分布の通過特性が変化する。その結果、第１信号線１２１を通過する交流信号の位相が変わるため、血糖値測定の精度を低下させる。
　例えば、第１信号線１２１は、圧力４００によってＹ方向の長さが若干長くなるように変形する。第１信号線１２１が長くなることによって、第１信号線１２１の出力端における交流信号の位相が進む。
　図１３は、第１信号線１２１の出力端における交流信号の位相が、圧力４００に応じて変化することを示す図である。
　発明者は、実施例のセンサ１２を用いて実測して検証した結果、図１３で示すとおり、圧力の変化に対し、位相差が線形的に変化する傾向があることを見出した。本図において、縦軸は、空腹時に交流信号を第１信号線１２１に流した場合、第１信号線１２１の通過した交流信号の位相進みの、位相が進む前からの変化量（位相差）を示す。横軸は圧力４００の大きさを示す。圧力４００は、Ｙ方向でのセンサ１２の中央において、－Ｚ方向に与えたものである。圧力は、市販の圧力センサを基板上に設けて測定した。図１３に示す例では、圧力４００が大きいほど交流信号の位相が進むことが読み取れる。空腹時は、血糖値の変化がないとみなせるため、圧力の変化の影響のみによって、位相差が変化したものと言える。
　第１信号線１２１を通過する交流信号の位相は、圧力４００による、第１信号線１２１の変形だけでなく、基板１２３の変形によっても変化すると考えられる。
　また、圧力４００による、第１信号線１２１の内部応力の変化、および基板１２３の内部応力の変化によって位相が変化すると考えられる。
　この様に、複合的要因によって、交流信号の位相の変化が説明できる。以降、圧力４００による、信号線を通過する交流信号の位相の変化を、「圧力による位相変化」と表記する。
　図１３を用いて説明したように、第１信号線１２１から取得される位相進み量Ｒｄ１は、被験者の血糖値の変化だけでなく、測定時の「圧力による位相変化」も反映している。よって、位相進み量Ｒｄ１のみに基づいて血糖値の測定値を求めようとした場合、その測定値は、精度の低下をきたす。
　第１の実施形態では、血糖値の測定精度を高める構成として、基板１２３に第２信号線１２２が設けられている。そして、第１信号線１２１と第２信号線１２２との両方に交流信号が入力される。
　図５および図８に示すように、第２信号線１２２は、第１信号線１２１と同じ直線の形状を有し、かつ第１信号線１２１に対して平行になるようにセンサ１２に設けられている。よって、センサ１２が圧力４００を受けたとき、第２信号線１２２は、図１２に示すように、第１信号線１２１と同じように変形し、第１信号線１２１と同じような応力分布を持つと考えられる。その結果、第２信号線１２２を流れる交流信号の圧力による位相変化は、第１信号線１２１を流れる交流信号の圧力による位相変化と近しい値となると考えられる。
　さらに、第２信号線１２２は、第１信号線１２１と、幅、厚さ、または長さのいずれかが同じであってよい。こうすれば、センサ１２が圧力４００を受けたとき、第２信号線１２２と第１信号線の変形量、または応力分布をより近しくできる。後述するように、第２信号線１２２と第１信号線１２１の特性インピーダンスが一致できれば、第２信号線１２２と第１信号線１２１とで幅、厚さ、または長さのそれぞれは同じでなくてよい。第２信号線１２２と第１信号線１２１とで幅、厚さ、または長さのいずれかを同じとしない場合は、位相進み量が変わる可能性がある。その場合は、その変化分を記憶しておき、測定時に演算回路で補償することができる。
　更に、第１信号線１２１と第２信号線１２２の配置によっては、お互いに電磁波の相互干渉（クロストーク）を発生する。そのため、図１４に示す様に、この相互干渉を抑制するために、第２信号線１２２は、第１信号線１２１と基板１２３の厚み方向に離間させている。そのため、第２信号線１２２は第１信号線１２１の右斜め下に埋め込まれている。これは、平面視で、第１信号線１２１と重畳せずに左右に離間し、しかも基板表面から下方に離間させるためである。
　図１４は、センサ１２に設けられた第１信号線１２１および第２信号線１２２の位置関係を示す図である。なお、本図は、皮膚２０１に押し当てられたセンサ１２をＸＺ平面で切断した断面を表す。
　一般に、３Ｗルールが知られている。３Ｗルールは、二つの信号線のセンターからセンターまでの離間距離を、信号線の幅の３倍以上のピッチで信号線群を配置することで、信号線間で信号の相互干渉を抑制できるというものである。
　３Ｗルールに基づけば、図１４に示す様に、第１信号線１２１の幅をＷと表記した場合、第１信号線１２１と第２信号線１２２との間に２Ｗ以上のスペースを設ければ、配線のセンターからの距離を足しこんで、３Ｗ以上のピッチとなる。
　第２信号線１２２上面と基板１２３の面１２３ａとの間に２Ｗ以上のスペースを設ければ、縦方向もこの３Ｗルールが成り立つ。よって第１信号線１２１と第２信号線１２２の相互干渉は、ある程度抑制される。
　図１４で示す通り、範囲５０１は、第１信号線１２１から発生する電界の強度が、所定レベルを超える範囲を示しており、範囲５０２は、第２信号線１２２から発生する電界の強度が所定レベルを超える範囲を示している。
　ここで述べた所定レベルとは、お互いの相互干渉が抑制できる電界レベルである。上記述べた３Ｗルールに従って配置すれば、電界の強度が所定レベルを超えず、お互いの相互干渉が抑制できる。
　また、範囲５０２を面１２３ａから下方に遠ざけるため、例えば、面１２３ａからの距離が２Ｗとなるように、第２信号線１２２を設けるとよい。その結果、第２信号線１２２がグランド導体に近づくため、電界による影響を抑制することができる。
　なお、信号線の特性インピーダンスは、信号線がグランド導体から近いほど低くなる傾向があり、信号線の幅が狭いほど高くなる傾向がある。更には、信号線の厚みが薄いほど高くなる傾向がある。
　そして、この例では、第２信号線１２２は、第１信号線１２１よりもグランド導体１２４に近い位置に配置される。よって、設計者は、第１信号線１２１の特性インピーダンスと第２信号線１２２の特性インピーダンスとを等しくするために、第２信号線１２２の幅を第１信号線１２１の幅よりも狭くしたり、第２信号線１２２の厚みを第１信号線１２１の厚みよりも薄くしたりしてもよい。
　第２信号線１２２の入力端には、第１信号線１２１の入力端に入力される交流信号と同じ交流信号が入力される。血糖値測定装置１は、第２信号線１２２を通過した交流信号と第１信号線１２１を通過した交流信号との位相差に基づいて血糖値を演算する。
　第２信号線１２２を通過した交流信号に対する第１信号線１２１を通過した交流信号の位相差をＲｘと表記する。空腹時における位相差Ｒｘを空腹時位相差Ｒｉと表記し、空腹時位相差Ｒｉからの位相差Ｒｘの進み量をＲｄ２と表記する。
　第１信号線１２１および第２信号線１２２が上記したように配置されているため、位相差Ｒｘが受ける圧力による位相変化は抑制される。よって、位相進み量Ｒｄ２は、位相進み量Ｒｄ１と異なり、受ける圧力の影響が抑制された状態で被験者の血糖値に応じて変化する。
　図１５は、第１信号線１２１を被験者の皮膚２０１に押し当てた場合、位相進み量Ｒｄ２の時間的推移を説明する図である。本図において、横軸は食事後の経過時間を示す。左側の縦軸は、血糖値を示し、右側の縦軸は、位相を示す。
　図１５に示すように、被験者が食事を摂ると、被験者の血糖値が、空腹時よりも上昇し始める。すると、血糖値の上昇に応じて位相進み量Ｒｄ２が増大する。そして、血糖値が上昇から下降に転じると、位相進み量Ｒｄ２が増大から縮小に転じる。このように、位相進み量Ｒｄ２は、空腹時の血糖値を基準として、血糖値の変化に連動して変化する。
　血糖値測定装置１は、位相進み量Ｒｄ２を計算して、位相進み量Ｒｄ２に基づいて血糖値の測定値を計算する。
　図５に説明を戻す。
　発振回路１１は、単一周波数の交流信号を発振する。発振回路１１が発振する交流信号の周波数は、血糖値に応じて皮膚の誘電率が変わり、この誘電率の変化に応じて大きく変化する範囲から選択された周波数である。発振回路１１は、例えば、図１の範囲３１０から選択された周波数の交流信号を発振する。なお、発振回路１１が発振する交流信号の周波数は、範囲３１０以外の範囲から選択されてもよい。
　発振回路１１に接続された交流信号の伝送路は、２つに分岐されて、ひとつは第１信号線１２１の入力端に接続され、他方は第２信号線１２２の入力端に接続される。
　第１信号線１２１の出力端は、位相検出器１３に接続される。また、第２信号線１２２の出力端は、位相検出器１３に接続される。よって、位相検出器１３には、第１信号線１２１を通過した交流信号と、第２信号線１２２を通過した交流信号とが入力される。第１信号線１２１を通過して位相検出器１３に入力される交流信号を、測定信号と表記する。第２信号線１２２を通過して位相検出器１３に入力される交流信号を、リファレンス信号と表記する。
　なお、発振回路１１が発振した交流信号は、第１信号の一例である。測定信号は、第２信号の一例である。リファレンス信号は、第３信号の一例である。
　位相検出器１３は、測定信号とリファレンス信号との位相差Ｒｘを検出し、位相差Ｒｘの検出値を演算回路１４に入力する。位相検出器１３は、位相比較器とも称され得る。
　測定信号は、被験者の血糖値と圧力との影響に応じて位相が変化し、リファレンス信号は、受ける被験者の血糖値変化による位相変化が抑制されつつ圧力による位相変化に応じて位相が変化する。よって、位相検出器１３では、受ける圧力による位相変化を抑制しつつ被験者の血糖値の影響を受けて変化した位相差が位相差Ｒｘとして検出される。
　演算回路１４は、予め決められた演算処理を実行するプロセッサである。演算回路１４は、例えば、ＣＰＵ（Central　Processing　Unit）とプログラムを記憶するメモリと、を備えたマイクロコンピュータユニットであり、ＣＰＵは当該プログラムに基づいて演算処理を実行する。なお、演算回路１４は、ＦＰＧＡ（Field-Programmable　Gate　Array）またはＡＳＩＣ（Application　Specific　Integrated　Circuit）などのハードウェア回路によって構成されてもよい。
　演算回路１４は、位相検出器１３から入力された位相差Ｒｘに基づいて被験者の血糖値の測定値を取得する。
　演算回路１４は、血糖値の測定値を表示装置１５に出力する。なお、演算回路１４による血糖値の測定値の出力方法はこれに限定されない。例えば、血糖値測定装置１が印刷装置やスピーカなどを備える場合には、演算回路１４は、印刷装置やスピーカなどに血糖値の測定値を出力してもよい。血糖値測定装置１がメモリを備える場合には、当該メモリに血糖値の測定値を出力してもよい。血糖値測定装置１が通信装置を備える場合には、演算回路１４は、当該通信装置を介して外部の装置に血糖値の測定値を出力してもよい。
　図１６は、第１の実施形態の血糖値測定装置１の動作の一例を示すフローチャートである。本図に示される一連の動作は、血糖値を測定するために被験者の皮膚が第１信号線１２１に触れている状態で実行される。
　位相検出器１３は、測定信号とリファレンス信号との位相差Ｒｘを取得する（Ｓ１０１）。位相差Ｒｘは、演算回路１４に入力される。
　演算回路１４は、被験者が空腹状態のときのセンサ通過信号とローカル信号との位相差Ｒｘである空腹時位相差ＲｉをＳ１０１において得られた位相差Ｒｘから減算することによって、位相進み量Ｒｄ２を取得する（Ｓ１０２）。
　空腹時位相差Ｒｉは、予め測定されて演算回路１４または演算回路１４がアクセス可能なメモリに記憶されていることとする。例えば、血糖値測定装置１がウェアラブル装置に実装されている場合、被験者に血糖値測定装置１を一日中装着してもらい、演算回路１４は、装着された期間中の位相差Ｒｘの推移を記憶する。そして、演算回路１４は、位相差Ｒｘの最低値を空腹時位相差Ｒｉとして記憶する。なお、空腹時位相差Ｒｉの取得方法はこれに限定されない。
　また、空腹時位相差Ｒｉと同様、被験者が空腹状態のときの血糖値である空腹時血糖値Ｂｉが予め測定されて、演算回路１４または演算回路１４がアクセス可能なメモリに空腹時位相差Ｒｉと対応付けて記憶されていることとする。空腹時血糖値Ｂｉの測定方法は特定の方法に限定されない。空腹時血糖値Ｂｉは、例えば採血によって測定され得る。
　Ｓ１０２に続いて、演算回路１４は、位相進み量Ｒｄ２に基づき、空腹時血糖値Ｂｉからの血糖値の変動量Ｂｖを取得する（Ｓ１０３）。
　例えば、シミュレーションまたは１以上の被験者を用いた実験などによって、位相進み量Ｒｄ２と変動量Ｂｖとの関係を表す検量線（第１検量線と表記する）が予め取得される。第１検量線は、関数であってもよいし、テーブル形式の情報であってもよい。第１検量線は、演算回路１４または演算回路１４がアクセス可能なメモリに予め記憶される。Ｓ１０３では、演算回路１４は、Ｓ１０２によって取得された位相進み量Ｒｄ２と、第１検量線と、に基づいて、Ｓ１０３の実行時点での変動量Ｂｖを取得する。
　Ｓ１０３に続いて、演算回路１４は、空腹時血糖値ＢｉにＳ１０３によって取得された変動量Ｂｖを加算することによって、血糖値の測定値を取得する（Ｓ１０４）。そして、血糖値測定装置１の動作が終了する。
　なお、図１６に示す血糖値の測定値を取得するための動作はあくまでも一例である。血糖値の測定値を取得するための動作は種々に変形され得る。
　例えば、位相差Ｒｘと血糖値との関係を表す検量線（第２検量線と表記する）が、シミュレーションまたは１以上の被験者を用いた実験などによって予め取得されて演算回路１４または演算回路１４がアクセス可能なメモリに予め記憶される。そして、演算回路１４は、Ｓ１０１によって取得された位相差Ｒｘと、第２検量線と、に基づいて血糖値の測定値を取得してもよい。
　または、演算回路１４は、位相差Ｒｘに基づいて皮膚の誘電率εｘを計算し、皮膚の誘電率εｘに基づいて血糖値の測定値を取得してもよい。例えば、演算回路１４は、位相差Ｒｘを例えば下記の式（４）に基づいて皮膚の誘電率εｘに変換する。ａおよびｂは、誘電率が既知の試料を第１信号線１２１に押し当てて位相差Ｒｘを取得するなどによって予め取得された誘電率と位相差Ｒｘとの関係に基づいて得られた係数である。
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　そして、演算回路１４は、皮膚の誘電率εｘに基づいて血糖値の測定値を取得する。例えば、皮膚の誘電率εｘと血糖値との関係を表す検量線（第３検量線と表記する）が、シミュレーションまたは１以上の被験者を用いた実験などによって予め取得されて、演算回路１４または演算回路１４がアクセス可能なメモリに予め記憶される。演算回路１４は、式（４）によって取得された皮膚の誘電率εｘと、第３検量線と、に基づいて血糖値の測定値を取得する。
　なお、図１６に示した動作において、演算回路１４が被験者の空腹時血糖値Ｂｉを基準として血糖値の測定値を計算したのは、血糖値が同じであっても被験者の人種、性別、体組成の個体差、などによって第１信号線１２１を伝送される交流信号の波長が異なり得るためである。被験者の空腹時位相差Ｒｉおよび空腹時血糖値Ｂｉが予め取得されて、これら基準として血糖値の測定値を計算しているため、被験者の人種、性別、体組成の個体差、などが異なっても精度のよい血糖値測定が可能である。
　被験者の人種、性別、体組成の個体差などを考慮した動作の別の例として、次に説明する動作が可能である。例えば、被験者に対してグルコース負荷試験が実施され、グルコース負荷試験中に、位相差Ｒｘと、採血または他の任意の血糖値測定装置によって得られた血糖値と、の関係を示す検量線（第４検量線と表記する）が作成される。第４検量線は、演算回路１４または演算回路１４がアクセス可能なメモリに記憶される。演算回路１４は、Ｓ１０１によって得られた位相差Ｒｘが入力されると、当該位相差Ｒｘと、第４検量線と、によって血糖値の測定値を取得する。この動作の例によると、被験者毎に作成された第４検量線が使用されるため、被験者の人種、性別、体組成の個体差、などが異なっても精度のよい血糖値測定が可能である。
　被験者の人種、性別、体組成の個体差などを考慮する場合においても、演算回路１４は、位相差Ｒｘに基づいて皮膚の誘電率εｘを計算し、皮膚の誘電率εｘに基づいて血糖値の測定値を取得してもよい。
　このように、第１の実施形態によれば、血糖値測定装置１は、誘電体の基板１２３と、基板１２３に設けられるグランド導体１２４と、基板１２３に設けられ生体が押し当てられる第１信号線１２１と、第１信号線１２１から離間し、かつ第１信号線１２１に生体が押し当てられたときに生体に接触しないよう、基板１２３に設けられる第２信号線１２２と、交流信号を発振する発振回路１１と、第１信号線１２１を通過した交流信号である測定信号と、第２信号線１２２を通過した交流信号であるリファレンス信号との位相差Ｒｘを検出する位相検出器１３と、位相差Ｒｘに基づいて血糖値の測定値を取得する演算回路１４と、を備える。
　また、第１の実施形態によれば、第２信号線１２２は、第１信号線１２１と同じ長さおよび形状を有し、第１信号線１２１に対して平行に基板１２３に設けられる。
　よって、センサ１２が圧力４００を受けたとき、第２信号線１２２を流れる交流信号の圧力による位相変化は、第１信号線１２１を流れる交流信号の圧力による位相変化を近づけることができる。その結果、位相差Ｒｘが受ける圧力の影響を抑制でき、これによって血糖値の測定値の精度が向上する。
　なお、以上の説明においては、第１信号線１２１および第２信号線１２２は直線の形状を有するとした。第１信号線１２１の形状は直線でなくてもよい。また、たとえ第２信号線１２２が直線以外の形状を有していても、第２信号線１２２の形状および長さが第１信号線１２１と同じであれば、位相差Ｒｘが受ける圧力の影響を抑制できる。
　さらに、第２信号線１２２は第１信号線１２１とは異なる長さを有していてもよい。例えば、第２信号線１２２が第１信号線１２１と同じ形状を有し、第１信号線１２１と異なる長さを有し、演算回路１４は第１信号線１２１と第２信号線１２２との長さの違いによる位相変化を補正するように構成されてもよい。
　また、第１の実施形態によれば、基板１２３は、面１２３ａと、面１２３ａの逆側の面である面１２３ｂと、を有する。第１信号線１２１は、面１２３ａに設けられ、平板の形状を有するグランド導体１２４が面１２３ｂに設けられる。第２信号線１２２は、面１２３ａから２Ｗ以上の距離を空けて、かつＺ方向の投影視において第１信号線１２１に重ならず、かつ第１信号線１２１から２Ｗ以上の距離を空けて、基板１２３内に埋め込まれている。
　よって、第１信号線１２１を通過する交流信号と第２信号線１２２を通過する交流信号の相互作用を抑制できるとともに、第２信号線１２２を通過する交流信号が受ける被験者の血糖値の影響を抑制できる。
（第２の実施形態）
　前述したように、血糖値が大きいほど信号線を通過する交流信号の位相が進む。交流信号の位相が進むことは、交流信号の波長が短縮されることと同義である。
　第２の実施形態の血糖値測定装置１ａは、測定信号の波長の変化を周波数の変化として観測し、周波数の変化に基づいて血糖値の測定値を取得する。以下に、第２の実施形態の血糖値測定装置１ａについて説明する。なお、第１の実施形態と同様または類似した事項については、説明を省略するか、または簡略的に説明する。
　図１７は、第２の実施形態の血糖値測定装置１ａの構成の一例を示す模式的な図である。本図に示されるように、血糖値測定装置１ａは、発振回路１１ａ、センサ１２、ミキサ回路１３ａ、演算回路１４ａ、および表示装置１５を備える。
　発振回路１１ａは、周波数が時間的に変化する交流信号、即ちチャープ信号を発振する。発振回路１１ａが発振するチャープ信号の周波数帯は、血糖値に応じて皮膚の誘電率が変わり得る範囲から選択される。発振回路１１ａは、例えば、図１の範囲３１０から選択された周波数帯で周波数が変化するチャープ信号を発振する。なお、発振回路１１ａが発振するチャープ信号の周波数帯は、範囲３１０以外の範囲から選択されてもよい。
　発振回路１１ａに接続されたチャープ信号の伝送路は、２つに分岐されて、２つに分岐された伝送路のうちのひとつは第１信号線１２１の入力端に接続され、２つに分岐された伝送路のうちの他は第２信号線１２２の入力端に接続される。
　第１信号線１２１の出力端は、ミキサ回路１３ａに接続される。また、第２信号線１２２の出力端は、ミキサ回路１３ａに接続される。よって、ミキサ回路１３ａには、第１信号線１２１を通過したチャープ信号と、第２信号線１２２を通過したチャープ信号とが入力される。第２の実施形態においても、第１信号線１２１を通過して位相検出器１３に入力されるチャープ信号を、測定信号と表記する。第２信号線１２２を通過して位相検出器１３に入力されるチャープ信号を、リファレンス信号と表記する。
　ミキサ回路１３ａは、測定信号とリファレンス信号との周波数差を示すビート周波数信号を生成して演算回路１４ａに入力する。
　演算回路１４ａは、第１の実施形態の演算回路１４が使用した位相差Ｒｘに替えてビート周波数信号を使用して血糖値の測定値を取得する。演算回路１４ａは、第１の実施形態の演算回路１４と同様、取得した血糖値の測定値を、任意の方法で出力することができる。
　このように、第２の実施形態によれば、血糖値測定装置１ａは、センサ通過信号とローカル信号との周波数差を示すビート周波数信号を出力するミキサ回路１３ａを備え、演算回路１４ａは、ビート周波数信号に基づいて血糖値の測定値を取得する。
　よって、第１の実施形態と同様に、非侵襲かつ高精度に血糖値を測定することが可能となる。
（第１の変形例）
　第１の実施形態および第２の実施形態のセンサ１２は種々に変形可能である。第１の実施形態および第２の実施形態のセンサ１２に替えて、次に説明する第１の変形例のセンサ１２－１が適用可能である。
　図１８は、第１の変形例のセンサ１２－１をＸＺ平面で切断した断面図である。
　センサ１２－１は、基板１２３－１を有する。基板１２３－１の上面１２３ａ－１には第１信号線１２１が設けられ、血糖値測定の際には第１信号線１２１に皮膚２０１が押し当てられる。この上面と逆側の面、図では下の面１２３ｂ－１には、下面全域にベタのグランド導体１２４が設けられる。
　第２信号線１２２は、Ｚ方向の投影視において第１信号線１２１に重ならない位置において、基板１２３内に埋め込まれている。この例では、Ｚ方向の投影視において第１信号線１２１に重ならない位置は、第１信号線１２１からＸ方向に離間した位置である。
　詳細は図１４の位置関係と同じである。
　なお、第１信号線１２１は、Ｙ方向に延びる直線の形状の信号線であり、第２信号線１２２は、第１信号線１２１と同じ長さのＹ方向に延びる直線の形状を有し、第１信号線１２１に対して平行に設けられている。
　Ｚ方向の投影視において面１２３ａ－１には、第２信号線１２２に重なる領域、つまり全域を覆う様に第２のグランド導体１２５が設けられる。第２のグランド導体１２５は、例えばグランド導体１２４と同様の材料によって構成される。
　このように、第２信号線１２２は、グランド導体１２４と第２のグランド導体１２５とに挟まれたストリップ線路として構成される。
　再度、説明すれば、基板の一方の表面には、一側辺から他側辺に渡り、基板の中央に第１の信号線が設けられている。一方、第２信号線は、第１信号線と平行で、平面視で重ならない位置に、基板内に埋め込まれる。そして基板の他方の面の全域には、グランドメタル１２４が設けられている。また基板の一方の面には、第２信号線を覆う様に基板の一側辺から他側辺に渡り、第２のグランドメタルがベタで設けられている。図では、この第２のメタルは、基板の１／３～１／２程度を覆っている。
　血糖値測定の際には、面１２３ａ－１に設けられた第１信号線１２１に皮膚２０１が押し当てられる。このとき、皮膚２０１は、面１２３ａ－１に設けられた第２のグランド導体１２５にも接触し得る。第２のグランド導体１２５は、第２信号線１２２から発生する電界ベクトルが皮膚２０１に侵入することを防止する。
　つまり、たとえ第２信号線１２２と面１２３ａ－１との間の縦方向の距離が２Ｗに満たなくても良い。よって、基板１２３－１の厚みを基板１２３よりも薄くすることができる。
　５０１－１は、第１信号線１２１から発生する電界の強度が所定レベルを超える範囲を示しており、５０２－１は、第２信号線１２２から発生する電界の強度が所定レベルを超える範囲を示している。
　図１８に示すように、基板１２３－１の厚みが基板１２３に比べて薄く形成されていても、範囲５０２－１は、第２のグランド導体１２５に吸収され皮膚２０１に到達しない。また、範第１信号線１２１と第２信号線１２２の相互干渉も、二つのグランドメタルの存在で抑制される。
（第２の変形例）
　図１９は、第２の変形例のセンサ１２－２をＸＺ平面で切断した断面図である。センサ１２－２は、基板１２３－２を有する。基板１２３－２の一方の面１２３ａ－２には第１信号線１２１が設けられ、血糖値測定の際には第１信号線１２１が皮膚２０１に押し当てられる。
　一方の面とは逆側の面１２３ｂ－２には、Ｚ方向の投影視において、第１信号線１２１に重ならない位置に第２信号線１２２が設けられている。この例では、Ｚ方向の投影視において第１信号線１２１に重ならない位置は、第１信号線１２１からＸ方向に離間した位置である。
　なお、第１信号線１２１は、Ｙ方向に延びる直線の形状の信号線である。第２信号線１２２は、第１信号線１２１と同じ長さのＹ方向に延びる直線の形状を有し、第１信号線１２１に対して平行に設けられている。
　面１２３ｂ－２には、実質全面ベタでグランド導体１２４－２が設けられている。そして第２信号線１２２は、第１信号線１２１と重畳せず平行に設けられている。
　ここでは、ベタメタルのＣｕをフォトエッチングでパターニングして形成されるので、第２信号線の両側には、メタルを取り除いて形成される溝が設けられる。
　第２信号線１２２は、グランド導体１２４－２の溝の両側壁に挟み込まれている。つまり、第２信号線１２２を見ると、信号線の両側には、グランド導体１２４－２が設けられる。よって、第２信号線１２２はコプレーナ線路として構成されている。
　第２信号線１２２がコプレーナ線路として構成された場合、第２信号線１２２を埋め込む必要がない。よって、基板１２３を多層基板としないで、両面導体の１層基板で実現できるため、基板１２３の厚みは薄くでき、コスト的に有利である。
　５０１－２は、第１信号線１２１から生じる電界の強度が所定レベルを超える範囲を示しており、５０２－２は、第２信号線１２２から発生する電界の強度が所定レベルを超える範囲を示している。
　図１９に示すように、第２信号線の両側にグランドメタルがあって、このメタルに磁力線が吸収されるため、第２信号線から発生する電界ベクトルは、皮膚への到達を抑制できる。
　よって第１信号線１２１と第２信号線１２２による相互干渉が抑制される。
（第３の変形例）
　図２０は、第３の変形例のセンサ１２－３をＸＺ平面で切断した断面図である。
　センサ１２－３は、基板１２３－３を有する。基板１２３－３の上面１２３ａ－３には第１信号線１２１が設けられ、血糖値測定の際には第１信号線１２１に皮膚２０１が押し当てられる。
　基板１２３－３の上面１２３ａ－３とは逆側の面１２３ｂ－３には、Ｚ方向の投影視において、第１信号線１２１に重ならない位置に第２信号線１２２が設けられている。この例では、Ｚ方向の投影視において第１信号線１２１に重ならない位置は、第１信号線１２１からＸ方向に離間した位置である。
　なお、第１信号線１２１は、Ｙ方向に延びる直線の形状の信号線である。第２信号線１２２は、第１信号線１２１と同じ長さのＹ方向に延びる直線の形状を有し、第１信号線１２１に対して平行に設けられている。
　なお、第１信号線１２１および第２信号線１２２の長さおよび形状は、第１の実施形態で述べた同名の構成要素と同様に変形可能である。
　面１２３ｂ－３には、さらに、基板を露出する溝を有する平板の形状のグランド導体１２４－３が設けられる。当該溝は、当該溝の両側壁がスペース１２６－３を空けて第２信号線１２２を挟み込むようにグランド導体１２４－３に設けられている。
　また、Ｚ方向の投影視において面１２３ａ－３における第２信号線１２２に重なる領域に第２のグランド導体１２５－３が設けられる。第２のグランド導体１２５－３は、例えばグランド導体１２４－３と同様の材料によって構成される。
　つまり、第２信号線１２２は、グランデッドコプレーナ線路を構成する。
　第２のグランド導体１２５－３は、第２信号線１２２を通過する交流信号が形成する電界ベクトルが皮膚２０１に侵入することを防止する。つまり、たとえ第２信号線１２２と面１２３ａ－３との間の距離が２Ｗに満たなくても、第２信号線１２２を通過する交流信号が受ける被験者の血糖値を抑制することができる。よって、基板１２３－３の厚みを基板１２３よりも薄くすることができる。
　５０１－３は、第１信号線１２１を通過する交流信号が形成する電界の強度が所定レベルを超える範囲を示しており、５０２－３は、第２信号線１２２を通過する交流信号が形成する電界の強度が所定レベルを超える範囲を示している。図２０に示すように、範囲５０２－３が皮膚２０１に侵入することが防止されている。また、範囲５０１－３と範囲５０２－３とが離間しており、これによって、第１信号線１２１を通過する交流信号と第２信号線１２２を通過する交流信号との相互作用が抑制される。
（第４の変形例）
　今までの実施形態では、センサは筐体２の下面に設けられた。
　ここでは、図２１に示すように、センサ１２－４がバンド３ｂに設けられてもよい。
　図２１は、バンド３ｂも含めて血糖値測定装置１ｂを描画した図である。
　図のように、センサ１２－４は、筐体２の下面、つまり筐体２側の当接面ではなく、バンド３側の当接面に設けられている。
　被験者が血糖値測定装置１ｂを装着したときに第１信号線１２１が被験者の皮膚２０１に押し当てられるように、バンド３の表面に被験者の皮膚に接触するように第１信号線１２１が設けられている。被験者が血糖値測定装置１ｂを装着したときに第２信号線１２２が被験者の皮膚２０１に接触しないように、より正確には第２信号線１２２を通過する交流信号が受ける被験者の血糖値の影響を抑制するように、第２信号線１２２がバンド３の内層に埋め込まれている。なお、この例では、第１信号線１２１および第２信号線１２２がＵ字の形状を有することとしているが、第１信号線１２１および第２信号線１２２の形状はこれに限定されない。また、センサ１２－４は、第１～第３の変形例のように、種々に変形され得る。
　筐体に設ける場合と比べて、ベルトに第１信号線、第２信号線が設けられため、この二つの信号線の長さを長くできるため、測定対象の皮膚との接触が増えるため、測定精度が高められる。尚、ベルトと皮膚がキチンと接触した場合である。
（第５の変形例）
　以上述べた例では、血糖値測定装置１，１ａ，１ｂは腕時計型のウェアラブル装置として構成された。血糖値測定装置１，１ａ，１ｂの実装の態様はこれに限定されない。例えば、血糖値測定装置１，１ａ，１ｂは、筐体２の上からテープなどで皮膚２０１に固定されるように、構成されてもよい。
　また、以上述べた例では、基板１２３，１２３－１，１２３－２，１２３－４上において、第１信号線１２１は、皮膚２０１が押し当てられる部分に設けられている。血糖値測定の際に第１信号線１２１を通過する交流信号が形成する電界ベクトルが皮膚２０１に侵入する限り、第１信号線１２１は必ずしも露出していなくてもよい。
　例えば、第１信号線１２１が設けられた面１２３ａ，１２３ａ－１，１２３ａ－２，１２３ａ－３のうちの第１信号線１２１を含む一部または全部が、絶縁性を有する材料の薄膜によって被覆されてもよい。薄膜は、例えばソルダーレジストによって構成されてもよいし、酸化ケイ素などの絶縁性のセラミックによって構成されてもよい。これによって、第１信号線１２１は、薄膜を介して生体が押し当てられることになり、被験者が第１信号線１２１に触れることによる第１信号線１２１の破損や腐食を防ぐことが可能となる。
　第１の実施形態、第２の実施形態、およびそれらの変形例では、生体情報として血糖値を測定する測定装置について説明された。血糖値以外の生体情報が測定対象とされてもよい。
　例えば、皮膚の誘電率が測定対象の生体情報とされてもよい。実施形態の測定装置は、測定信号とリファレンス信号との位相差または周波数差に基づいて皮膚の誘電率を取得し、取得された皮膚の誘電率を出力してもよい。
　また、皮膚の誘電率は、がん細胞の量によっても影響され得る。よって、がん細胞の量を測定対象の生体情報として実施形態の測定装置が構成されてもよい。実施形態の測定装置は、測定信号とリファレンス信号との位相差または周波数差に基づいてがん細胞の量を取得し、取得されたがん細胞の量を出力してもよい。
　第１の実施形態、第２の実施形態、およびそれらの変形例で説明されたように、測定装置は、誘電体の基板（例えば基板１２３，１２３－１，１２３－２，１２３－３）と、基板に設けられ生体が押し当てられる第１信号線（例えば第１信号線１２１）と、第１信号線から離間し、かつ第１信号線に生体が押し当てられた時に生体に接触しないよう、基板に設けられる第２信号線（例えば第１信号線１２１）と、交流の第１信号を発振する発振回路（例えば発振回路１１，１１ａ）と、第１信号線を通過した第１信号である第２信号（例えば測定信号）と、第２信号線を通過した第１信号である第３信号（例えばリファレンス信号）と、の比較に基づいて生体情報を取得する演算回路（例えば演算回路１４，１４ａ）と、を備える。第１信号線を通過した交流信号と、第１信号線を通過しない交流信号と、の比較は、第１の実施形態では位相差Ｒｘを検出することであり、第２の実施形態では周波数差を検出することである。
　よって、非侵襲かつ高精度に生体情報を測定することが可能になる。
　また、第１の実施形態、第２の実施形態、およびそれらの変形例で述べた測定装置は、皮膚の誘電率を測定する誘電率測定装置として構成することも可能である。測定装置および誘電率測定装置の態様は、例えば以下に述べる通りである。
（付記１）
　測定装置は、
　誘電体の基板と、
　前記基板に設けられるグランド導体と、
　前記基板に前記グランド導体と離間して設けられ、生体が押し当てられる第１信号線と、
　前記グランド導体及び前記第１信号線から離間し、かつ前記第１信号線に前記生体が押し当てられたときに前記生体に接触しないよう、前記基板に設けられる第２信号線と、
　交流の第１信号を発振する発振回路と、
　前記第１信号線を通過した前記第１信号である第２信号と、前記第２信号線を通過した前記第１信号である第３信号と、の比較に基づいて生体情報を取得する演算回路と、
　を備える。
（付記２）
　付記１に記載の測定装置において、
　前記第１信号線は、平面視で見たときに、直線状に形成され、前記第２信号線は、平面視で見たときに、直線状に形成され、かつ前記第１信号線に対して平行に前記基板に設けられる。
（付記３）
　付記１または付記２に記載の測定装置において、
　前記第１信号線と前記第２信号線は、幅、厚さ、または長さのいずれかが同じである。
（付記４）
　付記１または付記２に記載の測定装置において、
　前記基板は、第１面と、前記第１面の逆側の第２面と、を有し、
　前記第１信号線は前記第１面に設けられ、
　前記グランド導体は平板の形状を有し、前記第２面に設けられ、
　前記第２信号線は、前記第１面から前記第１信号線の幅の２倍以上の距離を空けて、かつ前記基板の厚み方向の投影視において前記第１信号線に重ならず、かつ前記第１信号線から前記第１信号線の幅の２倍以上の距離を空けて前記基板内に埋め込まれている。
（付記５）
　付記１または付記２に記載の測定装置において、
　前記基板は、第１面と、前記第１面の逆側の第２面と、を有し、
　前記第１信号線は前記第１面に設けられ、
　前記グランド導体は平板の形状を有し、前記第２面に設けられ、
　前記第２信号線は、前前記基板の厚み方向の投影視において前記第１信号線に重ならない位置に前記基板内に埋め込まれ、
　前記投影視において前記第１面における前記第２信号線に重なる領域に第２のグランド導体が設けられる。
（付記６）
　付記１または付記２に記載の測定装置において、
　前記基板は、第１面と、前記第１面の逆側の第２面と、を有し、
　前記第１面に前記第１信号線が設けられ、
　前記第２信号線は、前記基板の厚み方向の投影視において前記第２面における前記第１信号線に重ならない位置に設けられ、
　前記グランド導体は前記第２面に設けられ、かつ前記基板を露出する溝を有する平板の形状を有し、前記溝の両側壁がスペースを空けて前記第２信号線を挟み込む。
（付記７）
　付記１または付記２に記載の測定装置において、
　前記基板は、第１面と、前記第１面の逆側の第２面と、を有し、
　前記第１面に前記第１信号線が設けられ、
　前記第２信号線は、前記基板の厚み方向の投影視において前記第２面における前記第１信号線に重ならない位置に設けられ、
　前記グランド導体は前記第２面に設けられ、かつ前記基板を露出する溝を有する平板の形状を有し、前記溝の両側壁がスペースを空けて前記第２信号線を挟み込み、
　前記投影視において前記第１面における前記第２信号線に重なる領域に第２のグランド導体が設けられる。
（付記８）
　付記１または付記２に記載の測定装置において、
　前記第２信号と前記第３信号との位相差を検出する位相検出器をさらに備え、
　前記演算回路は、前記位相差に基づいて前記生体情報を取得する。
（付記９）
　付記１または付記２に記載の測定装置において、
　前記第１信号はチャープ信号であり、
　前記第２信号と前記第３信号とが入力されて、前記第２信号と前記第３信号の周波数差分の信号を出力するミキサ回路をさらに備え、
　前記演算回路は前記周波数差分の信号に基づいて前記生体情報を取得する。
（付記１０）
　付記１または付記２に記載の測定装置において、
　前記生体情報は、生体の誘電率、生体の血糖値、または生体のがん細胞の量である。
（付記１１）
　皮膚の誘電率測定装置は、
　矩形のプリント基板と、
　前記プリント基板の表面の第１側辺側から、前記第１側辺と対向する第２側辺側に渡り設けられた導電薄膜からなるストリップ（皮膚誘電率センサ用線路）と、
　前記プリント基板の裏面に、前記ストリップを覆い、前記プリント基板の４つの側辺側まで設けられた前記導電薄膜からなるベタ膜と、
　平面視で前記ストリップと離間して延在し、前記プリント基板に埋め込まれたひずみセンサと、
　を有する。
（付記１２）
　付記１１に記載の皮膚の誘電率測定装置において、前記ストリップは、対向する２側辺にまで延在された導電性パターンから成り、前記ベタ膜は、前記導電性パターンと同一の材料から成る。
（付記１３）
　付記１１に記載の皮膚の誘電率測定装置において、
　前記ひずみセンサは、前記ストリップと同一材料でなり、対向する２側辺にまで延在された導電性パターンから成る。
　本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。
　１，１ａ，１ｂ　血糖値測定装置、２　筐体、３　バンド、１１，１１ａ　発振回路、１２，１２－１，１２－２，１２－３，１２－４　センサ、１３　位相検出器、１３ａ　ミキサ回路、１４，１４ａ　演算回路、１５　表示装置、１２１　第１信号線、１２２　第２信号線、１２３，１２３－１，１２３－２，１２３－４　基板、１２３ａ，１２３ａ－１，１２３ａ－２，１２３ａ－３　面、１２３ｂ，１２３ｂ－１，１２３ｂ－２，１２３ｂ－３　面、１２４，１２４－２，１２４－３　グランド導体、１２５，１２５－３　第２のグランド導体、１２６，１２６－３　スペース、２００　腕、２０１　皮膚、３００　変曲点、３１０　範囲、４００　圧力、５０１，５０１－１，５０１－２，５０１－３，５０２，５０２－１，５０２－２，５０２－３　範囲。

Claims (13)

  1. 　誘電体の基板と、
    　前記基板に設けられるグランド導体と、
    　前記基板に前記グランド導体と離間して設けられ、生体が押し当てられる第１信号線と、
    　前記グランド導体及び前記第１信号線から離間し、かつ前記第１信号線に前記生体が押し当てられたときに前記生体に接触しないよう、前記基板に設けられる第２信号線と、
    　交流の第１信号を発振する発振回路と、
    　前記第１信号線を通過した前記第１信号である第２信号と、前記第２信号線を通過した前記第１信号である第３信号と、の比較に基づいて生体情報を取得する演算回路と、
    　を備える測定装置。
  2. 　前記第１信号線は、平面視で見たときに、直線状に形成され、前記第２信号線は、平面視で見たときに、直線状に形成され、かつ前記第１信号線に対して平行に前記基板に設けられる、
    　請求項１に記載の測定装置。
  3. 　前記第１信号線と前記第２信号線は、幅、厚さ、または長さのいずれかが同じである請求項１または請求項２に記載の測定装置。
  4. 　前記基板は、第１面と、前記第１面の逆側の第２面と、を有し、
    　前記第１信号線は前記第１面に設けられ、
    　前記グランド導体は平板の形状を有し、前記第２面に設けられ、
    　前記第２信号線は、前記第１面から前記第１信号線の幅の２倍以上の距離を空けて、かつ前記基板の厚み方向の投影視において前記第１信号線に重ならず、かつ前記第１信号線から前記第１信号線の幅の２倍以上の距離を空けて前記基板内に埋め込まれている、
    　請求項１または請求項２に記載の測定装置。
  5. 　前記基板は、第１面と、前記第１面の逆側の第２面と、を有し、
    　前記第１信号線は前記第１面に設けられ、
    　前記グランド導体は平板の形状を有し、前記第２面に設けられ、
    　前記第２信号線は、前前記基板の厚み方向の投影視において前記第１信号線に重ならない位置に前記基板内に埋め込まれ、
    　前記投影視において前記第１面における前記第２信号線に重なる領域に第２のグランド導体が設けられる、
    　請求項１または請求項２に記載の測定装置。
  6. 　前記基板は、第１面と、前記第１面の逆側の第２面と、を有し、
    　前記第１面に前記第１信号線が設けられ、
    　前記第２信号線は、前記基板の厚み方向の投影視において前記第２面における前記第１信号線に重ならない位置に設けられ、
    　前記グランド導体は前記第２面に設けられ、かつ前記基板を露出する溝を有する平板の形状を有し、前記溝の両側壁がスペースを空けて前記第２信号線を挟み込む、
    　請求項１または請求項２に記載の測定装置。
  7. 　前記基板は、第１面と、前記第１面の逆側の第２面と、を有し、
    　前記第１面に前記第１信号線が設けられ、
    　前記第２信号線は、前記基板の厚み方向の投影視において前記第２面における前記第１信号線に重ならない位置に設けられ、
    　前記グランド導体は前記第２面に設けられ、かつ前記基板を露出する溝を有する平板の形状を有し、前記溝の両側壁がスペースを空けて前記第２信号線を挟み込み、
    　前記投影視において前記第１面における前記第２信号線に重なる領域に第２のグランド導体が設けられる、
    　請求項１または請求項２に記載の測定装置。
  8. 　前記第２信号と前記第３信号との位相差を検出する位相検出器をさらに備え、
    　前記演算回路は、前記位相差に基づいて前記生体情報を取得する、
    　請求項１または請求項２に記載の測定装置。
  9. 　前記第１信号はチャープ信号であり、
    　前記第２信号と前記第３信号とが入力されて、前記第２信号と前記第３信号の周波数差分の信号を出力するミキサ回路をさらに備え、
    　前記演算回路は前記周波数差分の信号に基づいて前記生体情報を取得する、
    　請求項１または請求項２に記載の測定装置。
  10. 　前記生体情報は、生体の誘電率、生体の血糖値、または生体のがん細胞の量である、
    　請求項１または請求項２に記載の測定装置。
  11. 　矩形のプリント基板と、
    　前記プリント基板の表面の第１側辺側から、前記第１側辺と対向する第２側辺側に渡り設けられた導電薄膜からなるストリップ（皮膚誘電率センサ用線路）と、
    　前記プリント基板の裏面に、前記ストリップを覆い、前記プリント基板の４つの側辺側まで設けられた前記導電薄膜からなるベタ膜と、
    　平面視で前記ストリップと離間して延在し、前記プリント基板に埋め込まれたひずみセンサと、
    　を有する皮膚の誘電率測定装置。
  12. 　前記ストリップは、対向する２側辺にまで延在された導電性パターンから成り、前記ベタ膜は、前記導電性パターンと同一の材料から成る請求項１１に記載の皮膚の誘電率測定装置。
  13. 　前記ひずみセンサは、前記ストリップと同一材料でなり、対向する２側辺にまで延在された導電性パターンから成る請求項１１に記載の皮膚の誘電率測定装置。
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