WO2025239063A1 - 血糖値測定装置及び血糖値測定方法 - Google Patents

血糖値測定装置及び血糖値測定方法

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WO2025239063A1
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blood glucose
similarity
light
glucose level
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知哉 中澤
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Hamamatsu Photonics KK
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    • 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 or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
    • G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
    • G01N21/35—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light
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    • G01N21/35—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light
    • G01N21/359—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light using near infrared light

Definitions

  • This disclosure relates to a blood glucose level measuring device and a blood glucose level measuring method.
  • a known technology for measuring blood glucose levels in a living organism is the device described in Patent Document 1.
  • the device described in Patent Document 1 calculates the temporal phase difference between an oxygenated hemoglobin waveform related to the oxygenated hemoglobin concentration in the living organism's blood and a deoxygenated hemoglobin waveform related to the deoxygenated hemoglobin concentration in the living organism's blood based on the detection results of light that has passed through the living organism, and calculates the living organism's blood glucose level based on this temporal phase difference.
  • the purpose of this disclosure is to provide a blood glucose level measuring device and blood glucose level measuring method that can accurately measure blood glucose levels in a living body.
  • the blood glucose level measuring device of the present disclosure is [1] "a blood glucose level measuring device for measuring the blood glucose level of a living organism, comprising: a light output unit that outputs light to the living organism; a light detection unit that detects the light output by the light output unit and transmitted through the living organism; a temporal phase difference calculation unit that calculates a temporal phase difference between an oxygenated hemoglobin waveform related to the oxygenated hemoglobin concentration of the blood of the living organism and a deoxygenated hemoglobin waveform related to the deoxygenated hemoglobin concentration of the blood of the living organism based on the detection result of the light detection unit; a blood glucose level calculation unit that calculates the blood glucose level of the living organism based on the temporal phase difference calculated by the temporal phase difference calculation unit; a similarity estimation unit that estimates the waveform similarity between the oxygenated hemoglobin waveform and the deoxygenated hemoglobin waveform; and a reliability estimation unit that estimates the reliability of the blood glucose level calculated by the blood glucose level calculation unit, wherein the
  • the blood glucose level calculation unit calculates the blood glucose level of the living body based on the temporal phase difference between an oxygenated hemoglobin waveform relating to the oxygenated hemoglobin concentration in the blood of the living body and a deoxygenated hemoglobin waveform relating to the deoxygenated hemoglobin concentration in the blood of the living body. This allows the blood glucose level of the living body to be measured appropriately. Furthermore, the similarity estimation unit estimates the waveform similarity between the oxygenated hemoglobin waveform and the deoxygenated hemoglobin waveform, and the reliability estimation unit estimates that the smaller the waveform similarity, the lower the reliability of the blood glucose level calculated by the blood glucose level calculation unit. This makes it possible to calculate a blood glucose level with estimated reliability. Therefore, this blood glucose measuring device allows the blood glucose level of the living body to be measured accurately.
  • the blood glucose measuring device of the present disclosure may be [2] "the blood glucose measuring device described in [1] above, wherein the similarity estimation unit estimates the waveform similarity based on an oxygenated hemoglobin normalized waveform obtained by dividing the oxygenated hemoglobin waveform by the peak value of the oxygenated hemoglobin waveform and a deoxygenated hemoglobin normalized waveform obtained by dividing the deoxygenated hemoglobin waveform by the peak value of the deoxygenated hemoglobin waveform.” This allows for accurate estimation of waveform similarity.
  • the blood glucose measuring device of the present disclosure may be [3] "the blood glucose measuring device described in [2] above, wherein the similarity estimation unit estimates that the waveform similarity is smaller as the standard deviation calculated based on the following formula (1) is larger.” This allows for accurate estimation of waveform similarity.
  • ⁇ is the standard deviation
  • n is the number of samples (an integer of 2 or more)
  • pk is the value of the normalized oxygenated hemoglobin waveform at the kth time
  • qk is the value of the normalized deoxygenated hemoglobin waveform at the kth time.
  • the blood glucose measuring device of the present disclosure may be [4] "the blood glucose measuring device described in [3] above, wherein the similarity estimation unit estimates that the waveform similarity is greater the closer the first relative quality index calculated based on the following formulas (2) and (3) is to 1." This allows for accurate estimation of waveform similarity.
  • R1 is the first relative quality index
  • ⁇ is the standard deviation
  • ⁇ t is the theoretical limit value of the standard deviation
  • ⁇ is the temporal phase difference
  • the blood glucose measuring device of the present disclosure may be [5] "the blood glucose measuring device described in [2] above, wherein the similarity estimation unit estimates that the waveform similarity is greater the closer the standard inner product calculated based on the following formula (4) is to 1.” This allows for accurate estimation of waveform similarity.
  • P is the standard inner product
  • n is the number of samples (an integer of 2 or more)
  • pk is the value of the normalized oxygenated hemoglobin waveform at the kth time
  • qk is the value of the normalized deoxygenated hemoglobin waveform at the kth time.
  • the blood glucose measuring device of the present disclosure may be [6] "the blood glucose measuring device described in [2] above, wherein the similarity estimator estimates that the waveform similarity decreases as the absolute mean error calculated based on the following formula (5) increases.” This allows for accurate estimation of waveform similarity.
  • M is the absolute mean error
  • n is the number of samples (an integer of 2 or more)
  • pk is the value of the normalized oxygenated hemoglobin waveform at the kth time
  • qk is the value of the normalized deoxygenated hemoglobin waveform at the kth time.
  • the blood glucose measuring device of the present disclosure may be [7] "The blood glucose measuring device described in [6] above, wherein the similarity estimation unit estimates that the waveform similarity is greater the closer the second relative quality index calculated based on the following equations (6) and (7) is to 1.” This allows for accurate estimation of waveform similarity.
  • R2 is the second relative quality index
  • M is the absolute mean error
  • Mt is the theoretical limit value of the absolute mean error
  • ⁇ is the temporal phase difference
  • the blood glucose measuring device of the present disclosure may be [8] "the blood glucose measuring device described in [2] above, wherein the similarity estimation unit estimates the waveform similarity based on the image recognition results of the oxygenated hemoglobin normalized waveform and the deoxygenated hemoglobin normalized waveform.” This allows for accurate estimation of waveform similarity.
  • the blood glucose measuring device of the present disclosure may be [9] "the blood glucose measuring device according to any one of [2] to [8] above, wherein the similarity estimator estimates the waveform similarity based on the region from the bottom point to the peak point of the oxygenated hemoglobin normalized waveform and the region from the bottom point to the peak point of the deoxygenated hemoglobin normalized waveform.” This allows for efficient estimation of waveform similarity.
  • the blood glucose measuring device of the present disclosure may be [10] "the blood glucose measuring device according to any one of [1] to [9] above, further comprising a notification unit that issues a remeasurement notification when the waveform similarity is smaller than a predetermined threshold.” This makes it possible to prompt the person measuring the blood glucose level to remeasure.
  • the blood glucose measuring device of the present disclosure may be [11] "the blood glucose measuring device according to any one of [1] to [10] above, wherein the light detecting unit detects first light having a first wavelength, second light having a second wavelength, and third light having a third wavelength as the light transmitted through the living body; the temporal phase difference calculating unit calculates the temporal phase difference based on the detection results of either the first light or the second light, and the third light, when the waveform similarity calculated based on the detection results of the first light and the second light is smaller than a predetermined threshold; and the third wavelength is greater than the first wavelength and less than the second wavelength.” This ensures both the accuracy of spectroscopic measurement and waveform similarity, allowing blood glucose levels to be measured with high accuracy.
  • the blood glucose measurement method of the present disclosure is [12] "a blood glucose measurement method for measuring the blood glucose level of a living organism, comprising: a temporal phase difference calculation step of calculating a temporal phase difference between an oxygenated hemoglobin waveform relating to the oxygenated hemoglobin concentration in the blood of the living organism and a deoxygenated hemoglobin waveform relating to the deoxygenated hemoglobin concentration in the blood of the living organism based on the detection result of light transmitted through the living organism; a blood glucose level calculation step of calculating the blood glucose level of the living organism based on the temporal phase difference calculated in the temporal phase difference calculation step; a similarity estimation step of estimating the waveform similarity between the oxygenated hemoglobin waveform and the deoxygenated hemoglobin waveform; and a reliability estimation step of estimating the reliability of the blood glucose level calculated in the blood glucose level calculation step, wherein in the reliability estimation step, it is estimated that the reliability is lower as the waveform similarity is lower.”
  • the blood glucose level measurement method described in [12] above makes it possible to accurately measure the blood glucose level of a living body, similar to the blood glucose level measurement device described above.
  • the blood glucose level measurement method of the present disclosure may be [13] "the blood glucose level measurement method described in [12] above, further comprising a light output step of outputting the light to the living body, and a light detection step of detecting the light output in the light output step and transmitted through the living body.” This makes it possible to accurately measure the blood glucose level of a living body, similar to the blood glucose level measurement device described above.
  • This disclosure provides a blood glucose level measuring device and a blood glucose level measuring method that can accurately measure blood glucose levels in a living body.
  • FIG. 1 is a conceptual diagram of a blood glucose level measuring device according to an embodiment.
  • 2 shows the detection results of the light detection unit shown in FIG. 1.
  • FIG. 2 is a block diagram showing a functional configuration of the ECU shown in FIG. 1 .
  • 3 shows an oxygenated hemoglobin waveform and a deoxygenated hemoglobin waveform calculated based on the detection results shown in FIG. 2 .
  • 5 is a schematic diagram of the oxygenated hemoglobin waveform and the deoxygenated hemoglobin waveform shown in FIG. 4.
  • FIG. 2 is a schematic diagram of a normalized waveform of oxygenated hemoglobin and a normalized waveform of deoxygenated hemoglobin.
  • FIG. 2 is a schematic diagram of a normalized waveform of oxygenated hemoglobin and a normalized waveform of deoxygenated hemoglobin.
  • FIG. 2 is a diagram showing the optical paths of measurement light of each wavelength.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating an example of a method for estimating the waveform similarity between an oxygenated hemoglobin waveform and a deoxygenated hemoglobin waveform.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating an example of a method for estimating the waveform similarity between an oxygenated hemoglobin waveform and a deoxygenated hemoglobin waveform.
  • FIG. 10 is a diagram showing thresholds for the waveform similarity between an oxygenated hemoglobin waveform and a deoxygenated hemoglobin waveform.
  • 10 is a diagram showing thresholds for the waveform similarity between an oxygenated hemoglobin waveform and a deoxygenated hemoglobin waveform.
  • 1 is a flowchart showing steps of a blood glucose level measurement method according to one embodiment.
  • 1 is a flowchart showing steps of a blood glucose level measurement method according to one embodiment.
  • 10A and 10B are diagrams illustrating a method for estimating the waveform similarity between an oxygenated hemoglobin waveform and a deoxygenated hemoglobin waveform according to a modified example.
  • FIG. 1 is a cross-sectional view of a blood glucose level measuring device and a living body according to this embodiment.
  • FIG. 1 is merely a conceptual diagram for explaining the function of the blood glucose level measuring device 1, and does not necessarily show an actual cross-section of the blood glucose level measuring device 1.
  • the blood glucose level measuring device 1 shown in FIG. 1 is, for example, a wearable device, a smartphone, or a pulse oximeter. Examples of wearable devices include smart watches and smart rings.
  • the blood glucose level measuring device 1 is a smart watch that has the function of measuring the blood glucose level of a living organism 6.
  • the living organism 6 has a superficial tissue 61 and an internal tissue 62 that is located deeper inside the living organism 6 than the superficial tissue 61.
  • the surface 61a of the superficial tissue 61 is the surface of the skin of the living organism 6.
  • the living organism 6 is, for example, a human body.
  • the blood glucose measuring device 1 measures the blood glucose level of a living organism 6.
  • the blood glucose measuring device 1 comprises a main body 2, an optical output unit 3, an optical detection unit 4, and an ECU (Electronic Control Unit) 5.
  • the main body 2 has a front face 2a and a back face 2b facing the opposite side to the front face 2a.
  • the front face 2a functions as a display screen that displays various information about the blood glucose measuring device 1.
  • the blood glucose measuring device 1 is attached to the living organism 6 so that the back face 2b comes into contact with the skin of the living organism 6.
  • the light output unit 3 is provided on the main body 2.
  • the light output surface of the light output unit 3 is exposed from the back surface 2b of the main body 2.
  • the light output unit 3 has a light source that outputs measurement light L to the living body 6.
  • the light source is, for example, a light-emitting diode (LED), laser diode (LD), or superluminescent diode (SLD).
  • the measurement light L is emitted from the back surface 2b.
  • the measurement light L emitted from the light output unit 3 propagates inside the living body 6, and then is emitted again from the living body 6.
  • the light output unit 3 is controlled by the ECU 5.
  • the wavelength range of the measurement light L is, for example, from the red wavelength region of visible light to the near-infrared region (670 nm to 2500 nm).
  • the light output unit 3 outputs measurement light L within the range from the red wavelength region of visible light to the near-infrared region.
  • the light output unit 3 outputs measurement light L having, for example, different wavelengths.
  • the light output unit 3 has multiple light sources. In this embodiment, the light output unit 3 has a first light source, a second light source, and a third light source.
  • the first light source outputs first measurement light L1 having a first wavelength (see Figure 8), the second light source outputs second measurement light L2 having a second wavelength (see Figure 8), and the third light source outputs third measurement light L3 having a third wavelength (see Figure 8).
  • the second wavelength of the second measurement light L2 is greater than the first wavelength of the first measurement light L1.
  • the third wavelength of the third measurement light L3 is greater than the first wavelength and less than the second wavelength.
  • the first wavelength is, for example, about 735 nm
  • the second wavelength is, for example, about 850 nm
  • the third wavelength is, for example, about 810 nm.
  • the light output unit 3 may have a single light source that outputs probe light (for example, white light) containing different wavelength components (the above-mentioned first wavelength, second wavelength, and third wavelength).
  • the light detection unit 4 is provided in the main body 2.
  • the light detection unit 4 is separated from the light output unit 3.
  • the light detection surface of the light detection unit 4 is exposed from the rear surface 2b of the main body 2.
  • the light detection unit 4 has a light detection element that detects the measurement light (transmitted light) L output from the light output unit 3 and transmitted through the living body 6.
  • the light detection element is, for example, a photodiode (PD).
  • the light detection unit 4 also has a preamplifier that amplifies the photocurrent output from the light detection element and an A/D conversion circuit that converts the signal amplified by the preamplifier into a digital signal.
  • the light detection unit 4 may also have a CCD image sensor or a CMOS image sensor.
  • the light detection unit 4 detects the first measurement light L1, second measurement light L2, and third measurement light L3 that have transmitted through the living body 6.
  • the light detection unit 4 transmits a signal related to the intensity of the measurement light L to the ECU 5.
  • the light detection unit 4 detects at least first data D1 and second data D2.
  • the first data D1 is, for example, the change over time in the intensity of the first measurement light (transmitted light) L1 that has passed through the living body 6 and entered the light detection unit 4
  • the second data D2 is, for example, the change over time in the intensity of the second measurement light (transmitted light) L2 that has passed through the living body 6 and entered the light detection unit 4.
  • Each of the first data D1 and the second data D2 fluctuates periodically over time. Note that the respective periods of the first data D1 and the second data D2 approximately match the cardiac cycle of the living body 6.
  • the ECU 5 is provided in the main body 2.
  • the ECU 5 is an electronic control unit having a CPU (Central Processing Unit) and a storage unit such as a ROM (Read Only Memory) or RAM (Random Access Memory).
  • a program stored in the storage unit is executed by the CPU.
  • the ECU 5 calculates the blood glucose level of the living body 6, the pulse rate of the living body 6, the oxygen saturation concentration of the living body 6, etc. based on the signal transmitted from the light detection unit 4 (the detection result of the light detection unit 4).
  • Figure 3 is a block diagram showing the functional configuration of the ECU 5. As shown in Figure 3, the ECU 5 includes a temporal phase difference calculation unit 51, a blood glucose level calculation unit 52, a similarity estimation unit 53, a reliability estimation unit 54, and an alarm unit 55.
  • the temporal phase difference calculation unit 51 calculates an oxygenated hemoglobin waveform P1 and a deoxygenated hemoglobin waveform P2 based on the detection results of the light detection unit 4.
  • the oxygenated hemoglobin waveform P1 is data related to the oxygenated hemoglobin ( O2Hb ) concentration in the blood of the living body 6
  • the deoxygenated hemoglobin waveform P2 is data related to the deoxygenated hemoglobin (HHb) concentration in the blood of the living body 6.
  • the temporal phase difference calculation unit 51 calculates the oxygenated hemoglobin waveform P1 and the deoxygenated hemoglobin waveform P2 by performing spectroscopic calculation processing based on, for example, the Modified Beer-Lambert (MBL) method on the first data D1 and the second data D2.
  • MBL Modified Beer-Lambert
  • the temporal phase difference calculation unit 51 calculates the temporal relative change in oxygenated hemoglobin ( ⁇ O2Hb) and the temporal relative change in deoxygenated hemoglobin ( ⁇ HHb) based on the difference between the intensity of the first data D1 at the first time and the intensity of the first data D1 at the second time (the temporal change in the intensity of the first data D1), the difference between the intensity of the second data D2 at the first time and the intensity of the second data D2 at the second time (the temporal change in the intensity of the second data D2 ), the respective absorption coefficients of oxygenated hemoglobin and deoxygenated hemoglobin for the first data D1, and the respective absorption coefficients of O2Hb and HHb for the second data D2.
  • the temporal phase difference calculation unit 51 continues to calculate ⁇ O2Hb and ⁇ HHb at predetermined time intervals (for example, approximately 16 milliseconds).
  • the change in ⁇ O 2 Hb over time is the oxygenated hemoglobin waveform P1 shown in Fig. 4, and the change in ⁇ HHb over time is the deoxygenated hemoglobin waveform P2 shown in Fig. 4.
  • the concentration index on the vertical axis in Fig. 4 is, for example, a volume concentration index (concentration ⁇ optical path length).
  • the temporal phase difference calculation unit 51 calculates the temporal phase difference (hereinafter simply referred to as "temporal phase difference") between the oxygenated hemoglobin waveform P1 and the deoxygenated hemoglobin waveform P2.
  • Figure 5 is a schematic diagram of the oxygenated hemoglobin waveform P1 and the deoxygenated hemoglobin waveform P2 shown in Figure 4.
  • the temporal phase difference calculation unit 51 calculates the time difference between the first characteristic point C1 of the oxygenated hemoglobin waveform P1 and the second characteristic point C2 of the deoxygenated hemoglobin waveform P2 as the temporal phase difference ⁇ .
  • the first characteristic point C1 is the bottom point of the oxygenated hemoglobin waveform P1
  • the second characteristic point C2 is the bottom point of the deoxygenated hemoglobin waveform P2.
  • the first characteristic point C1 may be, for example, a peak point or notch point of the oxygenated hemoglobin waveform P1
  • the second characteristic point C2 may be, for example, a peak point or notch point of the deoxygenated hemoglobin waveform P2.
  • the methods used to calculate the temporal phase difference ⁇ are those disclosed in, for example, Japanese Patent No. 6846152.
  • the blood glucose level calculation unit 52 calculates the blood glucose level of the living organism 6 based on the temporal phase difference ⁇ calculated by the temporal phase difference calculation unit 51.
  • the methods disclosed in Japanese Patent No. 6846152 for example, are used to calculate blood glucose levels.
  • FIGS 6 and 7 are schematic diagrams of an oxygenated hemoglobin normalized waveform and a deoxygenated hemoglobin normalized waveform, respectively.
  • the oxygenated hemoglobin normalized waveform P11 shown in Figures 6 and 7 is a waveform obtained by dividing the oxygenated hemoglobin waveform P1 by the peak value of the oxygenated hemoglobin waveform P1.
  • the peak value of the oxygenated hemoglobin normalized waveform P11 is 1.
  • the deoxygenated hemoglobin normalized waveform P21 shown in Figures 6 and 7 is a waveform obtained by dividing the deoxygenated hemoglobin waveform P2 by the peak value of the deoxygenated hemoglobin waveform P2.
  • the peak value of the deoxygenated hemoglobin normalized waveform P21 is 1.
  • Figure 8 is a diagram showing the optical path of the measurement light output from the light output unit 3.
  • the first measurement light L1, second measurement light L2, and third measurement light L3 output from the light output unit 3 each travel different optical paths before entering the light detection unit 4.
  • the longer the wavelength of the measurement light the longer the optical path length within the living body 6 tends to be.
  • the second wavelength of the second measurement light L2 is longer than the first wavelength of the first measurement light L1
  • the optical path length of the second measurement light L2 is longer than the optical path length of the first measurement light L1.
  • the optical path length of the third measurement light L3 is longer than the optical path length of the first measurement light L1 and shorter than the optical path length of the second measurement light L2.
  • the tissue characteristics of the living body 6 include the type of tissue, the Young's modulus (elastic coefficient) of the tissue, or the tissue density.
  • the present inventors attempted to estimate the reliability of the blood glucose level by estimating the similarity between the tissue characteristics of the living body 6 in the optical paths of each measurement light based on the waveform similarity.
  • the similarity estimation unit 53 estimates the waveform similarity between the oxygenated hemoglobin waveform P1 and the deoxygenated hemoglobin waveform P2. As shown in FIG. 9, the similarity estimation unit 53 estimates the waveform similarity based on the oxygenated hemoglobin normalized waveform P11 and the deoxygenated hemoglobin normalized waveform P21. The similarity estimation unit 53 estimates that the waveform similarity decreases as the standard deviation calculated based on the following equation (8) increases. In other words, the similarity estimation unit 53 estimates that the waveform similarity decreases as the reciprocal of the standard deviation (quality index) decreases.
  • n number of samples (an integer of 2 or more)
  • p k the value of the oxygenated hemoglobin normalized waveform P11 at the kth time
  • q k the value of the deoxygenated hemoglobin normalized waveform P21 at the kth time;
  • the similarity estimation unit 53 estimates the waveform similarity based on at least a partial region of one cycle of the oxygenated hemoglobin normalized waveform P11 and at least a partial region of one cycle of the deoxygenated hemoglobin normalized waveform P21. In this embodiment, the similarity estimation unit 53 estimates the waveform similarity based on one cycle of the oxygenated hemoglobin normalized waveform P11 (e.g., the region between adjacent bottom points) and one cycle of the deoxygenated hemoglobin normalized waveform P21 (e.g., the region between adjacent bottom points).
  • the similarity estimation unit 53 estimates that the waveform similarity is greater as the reciprocal of the standard deviation ⁇ approaches the reciprocal of the theoretical limit value ⁇ t. In other words, the similarity estimation unit 53 estimates that the waveform similarity is greater as the first relative quality index calculated based on the following equations (9) and (10) approaches 1:
  • Figure 10 shows the correlation between the reciprocal of the standard deviation ⁇ and the temporal phase difference ⁇ .
  • Figure 10 shows a theoretical correlation T between the reciprocal of the theoretical limit value ⁇ t and the temporal phase difference ⁇ , as well as a plot of the reciprocal of the standard deviation ⁇ and the temporal phase difference ⁇ calculated based on the detection results of the light detection unit 4.
  • the similarity estimation unit 53 estimates that the closer the position of the plot is to the theoretical correlation T, the greater the waveform similarity.
  • the similarity estimation unit 53 estimates whether the waveform similarity is smaller than a predetermined threshold.
  • Figure 11 is a diagram showing the upper and lower thresholds of waveform similarity. As shown in Figure 11, the upper threshold Tu is a line offset from the theoretical correlation T in the positive direction (the direction in which both ⁇ and 1/ ⁇ increase), and the lower threshold Tl is a line offset from the theoretical correlation T in the negative direction (the direction in which both ⁇ and 1/ ⁇ decrease).
  • Figure 12 is a graph in which the vertical axis of Figure 11 is replaced with the first relative quality index R1. As shown in Figure 12, in this embodiment, the upper threshold Tu is 1.2 times the theoretical correlation T, and the lower threshold Tl is 0.8 times the theoretical correlation T.
  • the similarity estimation unit 53 estimates that the waveform similarity is equal to or greater than the above threshold. If the plot is located outside the sweet spot, the similarity estimation unit 53 estimates that the waveform similarity is smaller than the above threshold. Note that if the plot overlaps with the upper threshold Tu or the lower threshold Tl, the similarity estimation unit 53 estimates that the waveform similarity is equal to or greater than the above threshold.
  • the first relative quality index R1 may deviate from 1 (the position of the plot above may deviate from the theoretical correlation T).
  • the temporal phase difference ⁇ calculated by the temporal phase difference calculation unit 51 is larger than the actual temporal phase difference, the theoretical limit value ⁇ t calculated based on the above equation (10) will also tend to be larger, and as a result, the first relative quality index R1 calculated based on the above equation (9) will tend to be larger than 1.
  • the calculation accuracy of the temporal phase difference ⁇ is extremely important when estimating waveform similarity. If the calculation accuracy of the temporal phase difference ⁇ by the temporal phase difference calculation unit 51 is relatively low, the similarity estimation unit 53 estimates that the waveform similarity is also relatively low.
  • the reliability estimation unit 54 estimates the reliability of the blood glucose level calculated by the blood glucose level calculation unit 52.
  • the reliability estimation unit 54 estimates that the greater the waveform similarity between the oxygenated hemoglobin waveform P1 and the deoxygenated hemoglobin waveform P2 used to calculate the blood glucose level, the greater the reliability of the blood glucose level. If the waveform similarity is equal to or greater than the above threshold, the reliability estimation unit 54 estimates that the blood glucose level is highly reliable.
  • the reliability estimation unit 54 estimates that the smaller the waveform similarity between the oxygenated hemoglobin waveform P1 and the deoxygenated hemoglobin waveform P2 used to calculate the blood glucose level, the less reliable the blood glucose level. If the waveform similarity is smaller than the above threshold, the reliability estimation unit 54 estimates that the blood glucose level is low reliable.
  • the notification unit 55 displays the reliability estimated by the reliability estimation unit 54 together with the blood glucose level calculated by the blood glucose level calculation unit 52 on the display screen of the main unit 2. If the waveform similarity is smaller than the above threshold, the notification unit 55 executes a remeasurement notification.
  • the notification unit 55 sounds an alarm for remeasurement, for example, via a speaker provided in the main unit 2.
  • the notification unit 55 may also display a remeasurement icon on the display screen of the main unit 2, for example.
  • the person measuring the blood glucose level remeasures the blood glucose level, for example, after adjusting the position of the blood glucose measuring device 1.
  • the temporal phase difference calculation unit 51 prioritizes the accuracy of the spectroscopic calculation and first calculates the temporal phase difference ⁇ based on the detection results of the first measurement light L1 and the second measurement light L2.
  • the temporal phase difference calculation unit 51 calculates the temporal phase difference ⁇ based on the detection results of the first measurement light L1 and the third measurement light L3. If the waveform similarity calculated based on the detection results of the first measurement light L1 and the second measurement light L2 is smaller than the above threshold, the temporal phase difference calculation unit 51 may calculate the temporal phase difference ⁇ based on the detection results of the second measurement light L2 and the third measurement light L3.
  • step S1 measurement light L is output to the living body 6
  • step S2 the measurement light L output in step S1 and transmitted through the living body 6
  • step S3 the temporal phase difference ⁇ between the oxygenated hemoglobin waveform P1 and the deoxygenated hemoglobin waveform P2 is calculated based on the detection result of the measurement light L transmitted through the living body 6
  • step S3 corresponds to the temporal phase difference calculation step.
  • Step S4 corresponds to the blood glucose level calculation step.
  • step S5 corresponds to the similarity estimation step.
  • step S6 the reliability of the blood glucose level calculated in step S4 is estimated (step S6). In step S6, it is estimated that the smaller the waveform similarity, the lower the reliability of the blood glucose level. Step S6 corresponds to the reliability estimation step.
  • step S7 it is determined whether the waveform similarity estimated in step S5 is equal to or greater than the threshold. If it is determined in step S7 that the waveform similarity is equal to or greater than the threshold (step S7: YES), the blood glucose level calculated in step S4 is notified (step S8). In step S8, the blood glucose level and the reliability of that blood glucose level are notified. If it is determined in step S7 that the waveform similarity is less than the threshold (step S7: NO), a notification to remeasure is issued (step S9).
  • the blood glucose level calculation unit 52 calculates the blood glucose level of the living organism 6 based on the temporal phase difference ⁇ between the oxygenated hemoglobin waveform P1 relating to the oxygenated hemoglobin concentration in the blood of the living organism 6 and the deoxygenated hemoglobin waveform P2 relating to the deoxygenated hemoglobin concentration in the blood of the living organism 6. This allows the blood glucose level of the living organism 6 to be measured appropriately. Furthermore, the similarity estimation unit 53 estimates the waveform similarity between the oxygenated hemoglobin waveform P1 and the deoxygenated hemoglobin waveform P2, and the reliability estimation unit 54 estimates that the smaller the waveform similarity, the lower the reliability of the blood glucose level calculated by the blood glucose level calculation unit 52. This makes it possible to calculate a blood glucose level with estimated reliability. Therefore, the blood glucose level measuring device 1 allows the blood glucose level of the living organism 6 to be measured accurately.
  • the similarity estimation unit 53 estimates waveform similarity based on a normalized oxygenated hemoglobin waveform P11 obtained by dividing the oxygenated hemoglobin waveform P1 by the peak value of the oxygenated hemoglobin waveform P1, and a normalized deoxygenated hemoglobin waveform P21 obtained by dividing the deoxygenated hemoglobin waveform P2 by the peak value of the deoxygenated hemoglobin waveform P2. This allows for accurate estimation of waveform similarity.
  • the similarity estimation unit 53 estimates that the waveform similarity decreases as the standard deviation ⁇ calculated based on the above formula (8) increases. This allows for accurate estimation of waveform similarity.
  • the similarity estimation unit 53 estimates that the closer the first relative quality index R1 calculated based on the above equations (9) and (10) is to 1, the greater the waveform similarity. This allows for accurate estimation of waveform similarity.
  • the notification unit 55 issues a remeasurement notification. This can prompt the person measuring the blood glucose level to measure again.
  • the temporal phase difference calculation unit 51 calculates the temporal phase difference ⁇ based on the detection results of either the first measurement light L1 or the second measurement light L2 and the third measurement light L3.
  • the third wavelength of the third measurement light L3 is longer than the first wavelength of the first measurement light L1 and shorter than the second wavelength of the second measurement light L2. This ensures both the accuracy of the spectroscopic measurement and the waveform similarity, allowing blood glucose levels to be measured accurately.
  • the blood glucose level measurement method of this embodiment makes it possible to accurately measure the blood glucose level of a living body 6, just like the blood glucose level measurement device 1.
  • the similarity estimation unit 53 may estimate the waveform similarity using a method similar to that of the embodiment, based on the region from bottom point B1 to peak point S1 of the oxygenated hemoglobin normalized waveform P11 and the region from bottom point B2 to peak point S2 of the deoxygenated hemoglobin normalized waveform P21. This allows the waveform similarity to be estimated efficiently.
  • the similarity estimation unit 53 may estimate the waveform similarity based on at least a portion of the region of the oxygenated hemoglobin normalized waveform P11 and at least a portion of the region of the deoxygenated hemoglobin normalized waveform P21.
  • the similarity estimation unit 53 may estimate that the closer the standard inner product calculated based on the following formula (11) is to 1, the greater the waveform similarity. This allows for accurate estimation of waveform similarity.
  • n number of samples (an integer of 2 or more)
  • pk the value of the oxygenated hemoglobin normalized waveform P11 at the kth time
  • qk the value of the deoxygenated hemoglobin normalized waveform P21 at the kth time
  • the similarity estimation unit 53 may estimate that the waveform similarity is smaller the larger the absolute mean error calculated based on the following formula (12). This allows the waveform similarity to be estimated with high accuracy.
  • n Number of samples (an integer of 2 or more)
  • pk the value of the oxygenated hemoglobin normalized waveform P11 at the kth time
  • qk the value of the deoxygenated hemoglobin normalized waveform P21 at the kth time
  • the theoretical limit value Mt of the absolute mean error M is the absolute value of ⁇ divided by ⁇ /2.
  • the similarity estimation unit 53 may estimate that the waveform similarity is greater the closer the reciprocal of the absolute mean error M is to the reciprocal of the theoretical limit value Mt. In other words, the similarity estimation unit 53 may estimate that the waveform similarity is greater the closer the second relative quality index calculated based on the following equations (13) and (14) is to 1. This allows the waveform similarity to be estimated with high accuracy.
  • the similarity estimation unit 53 may estimate the waveform similarity based on the image recognition results of the oxygenated hemoglobin normalized waveform P11 and the deoxygenated hemoglobin normalized waveform P21. This allows for accurate estimation of the waveform similarity. Specifically, the similarity estimation unit 53 performs a resizing process on each of the images of the oxygenated hemoglobin normalized waveform P11 and the deoxygenated hemoglobin normalized waveform P21, and then performs a binarization process on them. The similarity estimation unit 53 superimposes the binarized oxygenated hemoglobin normalized waveform P11 and the binarized deoxygenated hemoglobin normalized waveform P21 in the same coordinate system.
  • the similarity estimation unit 53 calculates the sum (total number of non-overlapping pixels) of the number of pixels of the oxygenated hemoglobin normalized waveform P11 that do not overlap with pixels of the deoxygenated hemoglobin normalized waveform P21 and the number of pixels of the deoxygenated hemoglobin normalized waveform P21 that do not overlap with pixels of the oxygenated hemoglobin normalized waveform P11.
  • the similarity estimation unit 53 calculates a value (non-overlapping pixel ratio) by dividing the total number of non-overlapping pixels by the total number of pixels in the coordinate system.
  • the similarity estimation unit 53 calculates a value by subtracting the non-overlapping pixel ratio from 1 as a quality index.
  • the similarity estimation unit 53 estimates that the waveform similarity is greater as the quality index approaches 1.
  • the similarity estimation unit 53 may set the temporal phase difference ⁇ to zero when superimposing the oxygenated hemoglobin normalized waveform P11 and the deoxygenated hemoglobin normalized waveform P21 in the coordinate system.
  • the ECU 5 is provided in the main body 2, but the ECU 5 does not have to be provided in the main body 2.
  • the ECU 5 may be provided, for example, in a server that can communicate with the main body 2.
  • the main body 2, the light output unit 3, the light detection unit 4, and the ECU 5 each constitute a part of the blood glucose measurement system.
  • the blood glucose level calculation unit 52 may calculate changes in blood glucose levels over time. If there is a low-reliable blood glucose level among the blood glucose levels at multiple times, the blood glucose level calculation unit 52 may discard the low-reliable blood glucose level. In this case, the blood glucose level calculation unit 52 may use blood glucose levels before and after the low-reliable blood glucose level to complement the blood glucose level at the time corresponding to the low-reliable blood glucose level. The blood glucose level calculation unit 52 may, for example, calculate the average of the blood glucose levels before and after the low-reliable blood glucose level as the blood glucose level at the time corresponding to the low-reliable blood glucose level.
  • the blood glucose level calculation unit 52 may calculate the blood glucose level multiple times and calculate the average of the multiple blood glucose levels. If the reliability of each blood glucose level is relatively low, the blood glucose level calculation unit 52 may increase the number of times it calculates the blood glucose level. This ensures the accuracy of blood glucose level measurement even if there is a blood glucose level with a relatively low reliability among the multiple blood glucose levels.

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Abstract

血糖値測定装置は、光を出力する光出力部と、光出力部で出力されて生体を透過した光を検出する光検出部と、光検出部の検出結果に基づいて生体の血液の酸素化ヘモグロビン濃度に関する酸素化ヘモグロビン波形と生体の血液の脱酸素化ヘモグロビン濃度に関する脱酸素化ヘモグロビン波形との時間的位相差を算出する時間的位相差算出部と、算出された時間的位相差に基づいて生体の血糖値を算出する血糖値算出部と、酸素化ヘモグロビン波形と脱酸素化ヘモグロビン波形との波形類似度を推定する類似度推定部と、算出された血糖値の信頼度を推定する信頼度推定部と、を備える。信頼度推定部は、波形類似度が小さいほど信頼度が小さいと推定する。

Description

血糖値測定装置及び血糖値測定方法
　本開示は、血糖値測定装置及び血糖値測定方法に関する。
　生体の血糖値を測定する技術として、例えば特許文献１に記載された装置が知られている。特許文献１に記載の装置は、生体を透過した光の検出結果に基づいて生体の血液の酸素化ヘモグロビン濃度に関する酸素化ヘモグロビン波形と生体の血液の脱酸素化ヘモグロビン濃度に関する脱酸素化ヘモグロビン波形との時間的位相差を算出し、当該時間的位相差に基づいて生体の血糖値を算出している。
特開２０１８－５７５１１号公報
　上述したような技術によれば、生体の血糖値を非侵襲的に且つ精度よく測定することができる。しかし、このような技術では、血糖値の測定精度の更なる向上が求められる場合がある。
　本開示は、生体の血糖値を精度よく測定することが可能な血糖値測定装置及び血糖値測定方法の提供を目的とする。
　本開示の血糖値測定装置は、［１］「生体の血糖値を測定する血糖値測定装置であって、前記生体に対して光を出力する光出力部と、前記光出力部で出力されて前記生体を透過した前記光を検出する光検出部と、前記光検出部の検出結果に基づいて前記生体の血液の酸素化ヘモグロビン濃度に関する酸素化ヘモグロビン波形と前記生体の血液の脱酸素化ヘモグロビン濃度に関する脱酸素化ヘモグロビン波形との時間的位相差を算出する時間的位相差算出部と、前記時間的位相差算出部によって算出された前記時間的位相差に基づいて前記生体の前記血糖値を算出する血糖値算出部と、前記酸素化ヘモグロビン波形と前記脱酸素化ヘモグロビン波形との波形類似度を推定する類似度推定部と、前記血糖値算出部によって算出された前記血糖値の信頼度を推定する信頼度推定部と、を備え、前記信頼度推定部は、前記波形類似度が小さいほど前記信頼度が小さいと推定する、血糖値測定装置。」である。
　上記［１］に記載された血糖値測定装置では、血糖値算出部は、生体の血液の酸素化ヘモグロビン濃度に関する酸素化ヘモグロビン波形と生体の血液の脱酸素化ヘモグロビン濃度に関する脱酸素化ヘモグロビン波形との時間的位相差に基づいて、生体の血糖値を算出する。これにより、生体の血糖値を好適に測定することができる。しかも、類似度推定部は、酸素化ヘモグロビン波形と脱酸素化ヘモグロビン波形との波形類似度を推定し、信頼度推定部は、当該波形類似度が小さいほど、血糖値算出部によって算出された血糖値の信頼度が小さいと推定する。これにより、信頼度が推定された血糖値を算出することが可能となる。よって、この血糖値測定装置によれば、生体の血糖値を精度よく測定することが可能となる。
　本開示の血糖値測定装置は、［２］「前記類似度推定部は、前記酸素化ヘモグロビン波形を前記酸素化ヘモグロビン波形のピーク値で除算した酸素化ヘモグロビン規格化波形及び前記脱酸素化ヘモグロビン波形を前記脱酸素化ヘモグロビン波形のピーク値で除算した脱酸素化ヘモグロビン規格化波形に基づいて、前記波形類似度を推定する、上記［１］に記載の血糖値測定装置。」であってもよい。これにより、波形類似度を精度よく推定することができる。
　本開示の血糖値測定装置は、［３］「前記類似度推定部は、下式（１）に基づいて算出された標準偏差が大きいほど、前記波形類似度が小さいと推定する、上記［２］に記載の血糖値測定装置。」であってもよい。これにより、波形類似度を精度よく推定することができる。
但し、σ：前記標準偏差、ｎ：サンプル数（２以上の整数）、ｐｋ：第ｋ時刻における前記酸素化ヘモグロビン規格化波形の値、ｑｋ：第ｋ時刻における前記脱酸素化ヘモグロビン規格化波形の値。
　本開示の血糖値測定装置は、［４］「前記類似度推定部は、下式（２）及び（３）に基づいて算出された第１相対品質指標が１に近いほど、前記波形類似度が大きいと推定する、上記［３］に記載の血糖値測定装置。」であってもよい。これにより、波形類似度を精度よく推定することができる。
但し、Ｒ１：前記第１相対品質指標、σ：前記標準偏差、σｔ：前記標準偏差の理論限界値、Δθ：前記時間的位相差。
　本開示の血糖値測定装置は、［５］「前記類似度推定部は、下式（４）に基づいて算出された標準内積が１に近いほど、前記波形類似度が大きいと推定する、上記［２］に記載の血糖値測定装置。」であってもよい。これにより、波形類似度を精度よく推定することができる。
但し、Ｐ：前記標準内積、ｎ：サンプル数（２以上の整数）、ｐｋ：第ｋ時刻における前記酸素化ヘモグロビン規格化波形の値、ｑｋ：第ｋ時刻における前記脱酸素化ヘモグロビン規格化波形の値。
　本開示の血糖値測定装置は、［６］「前記類似度推定部は、下式（５）に基づいて算出された絶対平均誤差が大きいほど、前記波形類似度が小さいと推定する、上記［２］に記載の血糖値測定装置。」であってもよい。これにより、波形類似度を精度よく推定することができる。
但し、Ｍ：前記絶対平均誤差、ｎ：サンプル数（２以上の整数）、ｐｋ：第ｋ時刻における前記酸素化ヘモグロビン規格化波形の値、ｑｋ：第ｋ時刻における前記脱酸素化ヘモグロビン規格化波形の値。
　本開示の血糖値測定装置は、［７］「前記類似度推定部は、下式（６）及び（７）に基づいて算出された第２相対品質指標が１に近いほど、前記波形類似度が大きいと推定する、上記［６］に記載の血糖値測定装置。」であってもよい。これにより、波形類似度を精度よく推定することができる。
但し、Ｒ２：前記第２相対品質指標、Ｍ：前記絶対平均誤差、Ｍｔ：前記絶対平均誤差の理論限界値、Δθ：前記時間的位相差。
　本開示の血糖値測定装置は、［８］「前記類似度推定部は、前記酸素化ヘモグロビン規格化波形及び前記脱酸素化ヘモグロビン規格化波形の画像認識結果に基づいて、前記波形類似度を推定する、上記［２］に記載の血糖値測定装置。」であってもよい。これにより、波形類似度を精度よく推定することができる。
　本開示の血糖値測定装置は、［９］「前記類似度推定部は、前記酸素化ヘモグロビン規格化波形のうちのボトム点からピーク点までの領域及び前記脱酸素化ヘモグロビン規格化波形のうちのボトム点からピーク点までの領域に基づいて、前記波形類似度を推定する、上記［２］～［８］のいずれか一つに記載の血糖値測定装置。」であってもよい。これにより、波形類似度を効率よく推定することができる。
　本開示の血糖値測定装置は、［１０］「前記波形類似度が所定の閾値よりも小さい場合、再測定報知を実行する報知部を更に備える、上記［１］～［９］のいずれか一つに記載の血糖値測定装置。」であってもよい。これにより、血糖値の測定者に対して再測定を促すことができる。
　本開示の血糖値測定装置は、［１１］「前記光検出部は、前記生体を透過した前記光として、第１波長を有する第１光、第２波長を有する第２光及び第３波長を有する第３光を検出し、前記時間的位相差算出部は、前記第１光及び前記第２光の検出結果に基づいて算出された前記波形類似度が所定の閾値よりも小さい場合、前記第１光又は前記第２光のいずれか一方、及び前記第３光の検出結果に基づいて、前記時間的位相差を算出し、前記第３波長は、前記第１波長よりも大きく且つ前記第２波長よりも小さい、上記［１］～［１０］のいずれか一つに記載の血糖値測定装置。」であってもよい。これにより、分光計測の精度及び波形類似度の両方を確保することができ、血糖値を精度よく測定することができる。
　本開示の血糖値測定方法は、［１２］「生体の血糖値を測定するための血糖値測定方法であって、前記生体を透過した光の検出結果に基づいて前記生体の血液の酸素化ヘモグロビン濃度に関する酸素化ヘモグロビン波形と前記生体の血液の脱酸素化ヘモグロビン濃度に関する脱酸素化ヘモグロビン波形との時間的位相差を算出する時間的位相差算出ステップと、前記時間的位相差算出ステップで算出された前記時間的位相差に基づいて前記生体の前記血糖値を算出する血糖値算出ステップと、前記酸素化ヘモグロビン波形と前記脱酸素化ヘモグロビン波形との波形類似度を推定する類似度推定ステップと、前記血糖値算出ステップで算出された前記血糖値の信頼度を推定する信頼度推定ステップと、を備え、前記信頼度推定ステップでは、前記波形類似度が小さいほど前記信頼度が小さいと推定する、血糖値測定方法。」である。
　上記［１２］に記載された血糖値測定方法によれば、上述した血糖値測定装置と同様に、生体の血糖値を精度よく測定することが可能となる。
　本開示の血糖値測定方法は、［１３］「前記生体に対して前記光を出力する光出力ステップと、前記光出力ステップで出力されて前記生体を透過した前記光を検出する光検出ステップと、を更に備える、上記［１２］に記載の血糖値測定方法。」であってもよい。これにより、上述した血糖値測定装置と同様に、生体の血糖値を精度よく測定することが可能となる。
　本開示によれば、生体の血糖値を精度よく測定することが可能な血糖値測定装置及び血糖値測定方法を提供することができる。
一実施形態に係る血糖値測定装置の概念図である。 図１に示される光検出部の検出結果である。 図１に示されるＥＣＵの機能的構成を示すブロック図である。 図２に示される検出結果に基づいて算出された酸素化ヘモグロビン波形及び脱酸素化ヘモグロビン波形である。 図４に示される酸素化ヘモグロビン波形及び脱酸素化ヘモグロビン波形の模式図である。 酸素化ヘモグロビン規格化波形及び脱酸素化ヘモグロビン規格化波形の模式図である。 酸素化ヘモグロビン規格化波形及び脱酸素化ヘモグロビン規格化波形の模式図である。 各波長の測定光の光路を示す図である。 酸素化ヘモグロビン波形と脱酸素化ヘモグロビン波形との波形類似度の推定手法の一例を示す図である。 酸素化ヘモグロビン波形と脱酸素化ヘモグロビン波形との波形類似度の推定手法の一例を示す図である。 酸素化ヘモグロビン波形と脱酸素化ヘモグロビン波形との波形類似度の閾値を示す図である。 酸素化ヘモグロビン波形と脱酸素化ヘモグロビン波形との波形類似度の閾値を示す図である。 一実施形態に係る血糖値測定方法の各ステップを示すフローチャートである。 一実施形態に係る血糖値測定方法の各ステップを示すフローチャートである。 変形例に係る酸素化ヘモグロビン波形と脱酸素化ヘモグロビン波形との波形類似度の推定手法を示す図である。
　以下、実施形態について、図面を参照して詳細に説明する。なお、各図において同一又は相当部分には同一符号を付し、重複する説明を省略する。
　図１は、本実施形態の血糖値測定装置及び生体の断面図である。図１は、あくまで血糖値測定装置１の機能を説明するための概念図であり、血糖値測定装置１の実際の断面を示すものとは限らない。
　図１に示される血糖値測定装置１は、例えばウェアラブルデバイス、スマートフォン又はパルスオキシメータ等である。ウェアラブルデバイスとしては、例えば、スマートウォッチ及びスマートリング等が挙げられる。本実施形態では、血糖値測定装置１は、生体６の血糖値を測定する機能を有するスマートウォッチである。生体６は、表層組織６１と、表層組織６１よりも生体６の内部に位置する内部組織６２と、を有している。表層組織６１の表面６１ａは、生体６の皮膚の表面である。生体６は、例えば人体である。
　血糖値測定装置１は、生体６の血糖値を測定する。血糖値測定装置１は、本体部２と、光出力部３と、光検出部４と、ＥＣＵ［Electronic Control Unit］５と、を備えている。本体部２は、正面２ａと、正面２ａとは反対側を向いている背面２ｂと、を有している。正面２ａは、血糖値測定装置１の各種情報を表示する表示画面（ディスプレイ）として機能する。血糖値測定装置１は、背面２ｂが生体６の皮膚に接触するように生体６に装着される。
　光出力部３は、本体部２に設けられている。光出力部３の光出力面は、本体部２の背面２ｂから露出している。光出力部３は、生体６に対して測定光Ｌを出力する光源を有している。光源は、例えば発光ダイオード（ＬＥＤ）、レーザダイオード（ＬＤ）又はスーパールミネッセントダイオード（ＳＬＤ）等である。測定光Ｌは、背面２ｂから出射される。光出力部３から出射された測定光Ｌは、生体６の内部を伝播した後、再び生体６から出射される。光出力部３は、ＥＣＵ５によって制御される。
　測定光Ｌの波長範囲は、例えば可視光の赤波長域から近赤外領域（６７０ｎｍ～２５００ｎｍ）である。つまり、光出力部３は、可視光の赤波長域から近赤外領域の範囲に含まれる測定光Ｌを出力する。光出力部３は、例えば波長が互いに異なる測定光Ｌを出力する。光出力部３は、複数の光源を有している。本実施形態では、光出力部３は、第１光源、第２光源及び第３光源を有している。第１光源は第１波長を有する第１測定光Ｌ１（図８参照）を出力し、第２光源は第２波長を有する第２測定光Ｌ２（図８参照）を出力し、第３光源は第３波長を有する第３測定光Ｌ３（図８参照）を出力する。
　第２測定光Ｌ２の第２波長は、第１測定光Ｌ１の第１波長よりも大きい。第３測定光Ｌ３の第３波長は、第１波長よりも大きく且つ第２波長よりも小さい。本実施形態では、第１波長は例えば７３５ｎｍ程度であり、第２波長は例えば８５０ｎｍ程度であり、第３波長は例えば８１０ｎｍ程度である。なお、光出力部３は、互いに異なる波長成分（上記の第１波長、第２波長及び第３波長）を含んだプローブ光（例えば白色光）を出力する単一の光源を有していてもよい。
　光検出部４は、本体部２に設けられている。光検出部４は、光出力部３から離れている。光検出部４の光検出面は、本体部２の背面２ｂから露出している。光検出部４は、光出力部３で出力されて生体６を透過した測定光（透過光）Ｌを検出する光検出素子を有している。光検出素子は、例えばフォトダイオード（ＰＤ）等である。なお、光検出部４は、光検出素子から出力される光電流を増幅するプリアンプ、及びプリアンプによって増幅された信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換回路等を有している。光検出部４は、ＣＣＤイメージセンサ又はＣＭＯＳイメージセンサ等を有していてもよい。光検出部４は、生体６を透過した第１測定光Ｌ１、第２測定光Ｌ２及び第３測定光Ｌ３を検出する。光検出部４は、測定光Ｌの強度に関する信号をＥＣＵ５へ送信する。
　図２に示されるように、光検出部４は、少なくとも第１データＤ１及び第２データＤ２を検出する。第１データＤ１は、例えば生体６を透過して光検出部４に入射した第１測定光（透過光）Ｌ１の強度の経時変化であり、第２データＤ２は、例えば生体６を透過して光検出部４に入射した第２測定光（透過光）Ｌ２の強度の経時変化である。第１データＤ１及び第２データＤ２のそれぞれは、時間の経過と共に周期的に変動する。なお、第１データＤ１及び第２データＤ２のそれぞれの周期は、生体６の心拍周期と略一致している。
　ＥＣＵ５は、本体部２に設けられている。ＥＣＵ５は、ＣＰＵ［Central Processing Unit]と、ＲＯＭ[Read Only Memory]又はＲＡＭ[Random Access Memory]等の記憶部と、を有する電子制御ユニットである。ＥＣＵ５では、例えば、記憶部に記憶されたプログラムがＣＰＵで実行される。ＥＣＵ５は、光検出部４から送信された信号（光検出部４の検出結果）に基づいて、生体６の血糖値、生体６の脈拍及び生体６の酸素飽和濃度等を算出する。図３は、ＥＣＵ５の機能的構成を示すブロック図である。図３に示されるように、ＥＣＵ５は、時間的位相差算出部５１と、血糖値算出部５２と、類似度推定部５３と、信頼度推定部５４と、報知部５５と、を備えている。
　時間的位相差算出部５１は、図４に示されるように、光検出部４の検出結果に基づいて、酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１及び脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２を算出する。酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１は、生体６の血液の酸素化ヘモグロビン（Ｏ２Ｈｂ）濃度に関するデータであり、脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２は、生体６の血液の脱酸素化ヘモグロビン（ＨＨｂ）濃度に関するデータである。時間的位相差算出部５１は、第１データＤ１及び第２データＤ２に対して、例えばModified Beer-Lambert(MBL)法に基づく分光的計算処理等を施すことで、酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１及び脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２を算出する。
　具体的には、時間的位相差算出部５１は、第１時刻における第１データＤ１の強度と第２時刻における第１データＤ１の強度との差分（第１データＤ１の強度の時間的変化量）、第１時刻における第２データＤ２の強度と第２時刻における第２データＤ２の強度との差分（第２データＤ２の強度の時間的変化量）、第１データＤ１に対する酸素化ヘモグロビン及び脱酸素化ヘモグロビンのそれぞれの吸光係数、及び、第２データＤ２に対するＯ２Ｈｂ及びＨＨｂのそれぞれの吸光係数に基づいて、酸素化ヘモグロビンの時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）及び脱酸素化ヘモグロビンの時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）を算出する。時間的位相差算出部５１は、ΔＯ２Ｈｂ及びΔＨＨｂのそれぞれを、所定の時間間隔（例えば１６ミリ秒程度）で算出し続ける。ΔＯ２Ｈｂの経時的変化が図４に示される酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１であり、ΔＨＨｂの経時的変化が図４に示される脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２である。なお、図４の縦軸の濃度指標は、例えば体積濃度指標（濃度×光路長）である。
　時間的位相差算出部５１は、酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１と脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２との時間的位相差（以下、単に「時間的位相差」という）を算出する。図５は、図４に示される酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１及び脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２のそれぞれの模式図である。時間的位相差算出部５１は、酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１の第１特徴点Ｃ１及び脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２の第２特徴点Ｃ２との時間差を時間的位相差Δθとして算出する。本実施形態では、第１特徴点Ｃ１は酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１のボトム点であり、第２特徴点Ｃ２は脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２のボトム点である。第１特徴点Ｃ１は例えば酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１のピーク点又はノッチ点等であってもよく、第２特徴点Ｃ２は例えば脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２のピーク点又はノッチ点等であってもよい。本実施形態では、時間的位相差Δθの算出方法として、例えば特許第６８４６１５２号公報に示される各方法が援用される。
　血糖値算出部５２は、時間的位相差算出部５１によって算出された時間的位相差Δθに基づいて生体６の血糖値を算出する。血糖値算出部５２は、式Ｇ＝α×Δθ－βを用いて生体６の血糖値を算出する。ただし、Ｇは生体６の血糖値であり、Δθは時間的位相差であり、α及びβのそれぞれは生体６の糖代謝能力及び測定部位に応じて定められる係数である。本実施形態では、血糖値の算出方法として、例えば特許第６８４６１５２号公報に示される各方法が援用される。
　ところで、酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１と脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２との波形類似度（以下、単に「波形類似度」という）が血糖値の測定精度に影響を与える場合がある。図６及び図７のそれぞれは、酸素化ヘモグロビン規格化波形及び脱酸素化ヘモグロビン規格化波形の模式図である。図６及び図７に示される酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１は、酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１を酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１のピーク値で除算した波形である。酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１のピーク値は、１である。図６及び図７に示される脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１は、脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２を脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２のピーク値で除算した波形である。脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１のピーク値は、１である。
　図６に示されるように、酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１と脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１との一致度が大きいほど、波形類似度が大きい傾向にある。図７に示されるように、酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１と脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１との一致度が小さいほど、波形類似度が小さい傾向にある。なお、図６及び図７のそれぞれには、酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１及び脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１のそれぞれの一周期分のみが示されている。
　本願開示者らは、波形類似度が大きいほど血糖値の測定精度が大きい傾向にあり、波形類似度が小さいほど血糖値の測定精度が小さい傾向にあることを見出した。その理由は次のとおりである。図８は、光出力部３から出力された測定光の光路を示す図である。図８に示されるように、光出力部３から出力される第１測定光Ｌ１、第２測定光Ｌ２及び第３測定光Ｌ３のそれぞれは、互いに異なる光路を辿った後、光検出部４に入射する。測定光の波長が大きいほど生体６内における光路長が大きい傾向にある。第２測定光Ｌ２の第２波長が第１測定光Ｌ１の第１波長よりも大きいため、第２測定光Ｌ２の光路長は第１測定光Ｌ１の光路長よりも大きい。第３測定光Ｌ３の第３波長が第１測定光Ｌ１の第１波長よりも大きく且つ第２測定光Ｌ２の第２波長よりも小さいため、第３測定光Ｌ３の光路長は第１測定光Ｌ１の光路長よりも大きく且つ第２測定光Ｌ２の光路長よりも小さい。
　例えば、第１測定光Ｌ１における生体６の組織の特性と第２測定光Ｌ２の光路における生体６の組織の特性との類似度が大きいほど、第１測定光Ｌ１及び第２測定光Ｌ２の検出結果に基づいて算出された血糖値の信頼度が大きい傾向にある。例えば、第１測定光Ｌ１における生体６の組織の特性と第２測定光Ｌ２の光路における生体６の組織の特性との類似度が大きいほど、酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１と脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２との波形類似度が大きい傾向にある。生体６の組織の特性は、例えば、組織の種類、組織のヤング率（弾性係数）又は組織の密度等である。本願開示者らは、波形類似度に基づいて各測定光の光路における生体６の組織の特性の類似度を推定することで、血糖値の信頼度の推定を試みた。
　類似度推定部５３は、酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１と脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２との波形類似度を推定する。類似度推定部５３は、図９に示されるように、酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１及び脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１に基づいて、波形類似度を推定する。類似度推定部５３は、下式（８）に基づいて算出された標準偏差が大きいほど、波形類似度が小さいと推定する。換言すると、類似度推定部５３は、標準偏差の逆数（品質指標）が小さいほど、波形類似度が小さいと推定する。
σ：標準偏差
ｎ：サンプル数（２以上の整数）
ｐｋ：第ｋ時刻における酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１の値
ｑｋ：第ｋ時刻における脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１の値
　類似度推定部５３は、酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１の一周期分のうちの少なくとも一部の領域、及び脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１の一周期分のうちの少なくとも一部の領域に基づいて、波形類似度を推定する。本実施形態では、類似度推定部５３は、酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１の一周期分（例えば互いに隣接するボトム点の間の領域）及び脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１の一周期分（例えば互いに隣接するボトム点の間の領域）に基づいて、波形類似度を推定する。
　酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１及び脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１のそれぞれが正弦波であると仮定した場合、標準偏差σの理論限界値σｔは（１－ｃｏｓΔθ）１／２である。類似度推定部５３は、標準偏差σの逆数が理論限界値σｔの逆数に近いほど、波形類似度が大きいと推定する。すなわち、類似度推定部５３は、下式（９）及び（１０）に基づいて算出された第１相対品質指標が１に近いほど、波形類似度が大きいと推定する。
Ｒ１：第１相対品質指標
σ：標準偏差
σｔ：標準偏差の理論限界値
Δθ：時間的位相差
　図１０は、標準偏差σの逆数と時間的位相差Δθとの相関を示す図である。図１０には、理論限界値σｔの逆数と時間的位相差Δθとの理論相関Ｔ、及び光検出部４の検出結果に基づいて算出された標準偏差σの逆数と時間的位相差Δθとのプロットが示されている。類似度推定部５３は、上記プロットの位置が理論相関Ｔに近いほど、波形類似度が大きいと推定する。
　類似度推定部５３は、波形類似度が所定の閾値よりも小さいか否かを推定する。図１１は、波形類似度の上限閾値及び下限閾値を示す図である。図１１に示されるように、上限閾値Ｔｕは、理論相関Ｔからプラス方向（Δθ及び１／σの両方が増加する方向）に向かってオフセットしたラインであり、下限閾値Ｔｌは、理論相関Ｔからマイナス方向（Δθ及び１／σの両方が減少する方向）に向かってオフセットしたラインである。図１２は、図１１の縦軸を第１相対品質指標Ｒ１に置き換えたグラフである。図１２に示されるように、本実施形態では、上限閾値Ｔｕは理論相関Ｔの１．２倍であり、下限閾値Ｔｌは理論相関Ｔの０．８倍である。
　類似度推定部５３は、光検出部４の検出結果に基づいて算出された標準偏差σの逆数と時間的位相差Δθとのプロットが、上限閾値Ｔｕ及び下限閾値Ｔｌによって画定された領域（スイートスポット）の内側に位置している場合、波形類似度が上記の閾値以上であると推定する。類似度推定部５３は、上記のプロットがスイートスポットの外側に位置している場合、波形類似度が上記の閾値よりも小さいと推定する。なお、類似度推定部５３は、上記のプロットが上限閾値Ｔｕ又は下限閾値Ｔｌと重なっている場合、波形類似度が上記の閾値以上であると推定する。
　時間的位相差算出部５１による時間的位相差Δθの算出結果に誤差がある場合、理論限界値σｔの算出結果にも誤差が生じる結果、第１相対品質指標Ｒ１が１から離れる（上記プロットの位置が理論相関Ｔから離れる）場合がある。例えば、時間的位相差算出部５１によって算出された時間的位相差Δθが実際の時間的位相差よりも大きかった場合、上式（１０）に基づいて算出された理論限界値σｔも大きくなる傾向にあり、その結果、上式（９）に基づいて算出された第１相対品質指標Ｒ１が１よりも大きくなる傾向にある。このように、波形類似度の推定にあたっては、時間的位相差Δθの算出精度が極めて重要である。類似度推定部５３は、時間的位相差算出部５１による時間的位相差Δθの算出精度が比較的小さい場合、波形類似度も比較的小さいと推定する。
　信頼度推定部５４は、血糖値算出部５２によって算出された血糖値の信頼度を推定する。信頼度推定部５４は、血糖値の算出に用いられた酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１と脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２との波形類似度が大きいほど、当該血糖値の信頼度が大きいと推定する。信頼度推定部５４は、波形類似度が上記の閾値以上である場合、当該血糖値が高信頼であると推定する。信頼度推定部５４は、血糖値の算出に用いられた酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１と脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２との波形類似度が小さいほど、当該血糖値の信頼度が小さいと推定する。信頼度推定部５４は、波形類似度が上記の閾値よりも小さい場合、当該血糖値が低信頼であると推定する。
　報知部５５は、本体部２の表示画面において、信頼度推定部５４によって推定された信頼度を血糖値算出部５２によって算出された血糖値と共に表示する。報知部５５は、波形類似度が上記の閾値よりも小さい場合、再測定報知を実行する。報知部５５は、例えば、本体部２に設けられたスピーカを介して再測定のアラームを鳴らす。報知部５５は、例えば、本体部２の表示画面に再測定のアイコンを表示してもよい。再測定報知が実行された場合、血糖値の測定者は、例えば血糖値測定装置１の装着位置を調整した後、血糖値を再測定する。
　時間的位相差Δθの算出に用いられる２つの測定光の波長差が大きいほど、上述した分光的計算の精度が向上する。しかし、測定光の波長差が大きいほど、上述したように測定光の光路長の差が大きい傾向にあるため、２つの測定光の光路のそれぞれにおける生体６の組織の特性が異なる確率が高い傾向にある。時間的位相差算出部５１は、分光的計算の精度を優先して、まずは第１測定光Ｌ１及び第２測定光Ｌ２の検出結果に基づいて、時間的位相差Δθを算出する。時間的位相差算出部５１は、第１測定光Ｌ１及び第２測定光Ｌ２の検出結果に基づいて算出された波形類似度が上記の閾値よりも小さい場合、第１測定光Ｌ１及び第３測定光Ｌ３の検出結果に基づいて、時間的位相差Δθを算出する。時間的位相差算出部５１は、第１測定光Ｌ１及び第２測定光Ｌ２の検出結果に基づいて算出された波形類似度が上記の閾値よりも小さい場合、第２測定光Ｌ２及び第３測定光Ｌ３の検出結果に基づいて、時間的位相差Δθを算出してもよい。
　次に、本実施形態の血糖値測定方法について説明する。図１３に示されるように、本実施形態の血糖値測定方法では、まず、生体６に対して測定光Ｌが出力される（ステップＳ１）。ステップＳ１が光出力ステップに相当する。続いて、ステップＳ１で出力された生体６を透過した測定光Ｌが検出される（ステップＳ２）。ステップＳ２が光検出ステップに相当する。続いて、生体６を透過した測定光Ｌの検出結果に基づいて酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１と脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２との時間的位相差Δθが算出される（ステップＳ３）。ステップＳ３が時間的位相差算出ステップに相当する。
　続いて、ステップＳ３で算出された時間的位相差Δθに基づいて生体６の血糖値が算出される（ステップＳ４）。ステップＳ４が血糖値算出ステップに相当する。続いて、酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１と脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２との波形類似度が推定される（ステップＳ）。ステップＳ５が類似度推定ステップに相当する。続いて、ステップＳ４で算出された血糖値の信頼度が推定される（ステップＳ６）。ステップＳ６では、波形類似度が小さいほど血糖値の信頼度が小さいと推定される。ステップＳ６が信頼度推定ステップに相当する。
　続いて、図１４に示されるように、ステップＳ５で推定された波形類似度が上記の閾値以上である否かが判定される（ステップＳ７）。ステップＳ７で波形類似度が上記の閾値以上であると判定された場合（ステップＳ７：ＹＥＳ）、ステップＳ４で算出された血糖値が報知される（ステップＳ８）。ステップＳ８では、血糖値共に当該血糖値の信頼度も報知される。ステップＳ７で波形類似度が上記の閾値よりも小さいと判定された場合（ステップＳ７：ＮＯ）、再測定が報知される（ステップＳ９）。
　以上説明したように、血糖値測定装置１では、血糖値算出部５２が、生体６の血液の酸素化ヘモグロビン濃度に関する酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１と生体６の血液の脱酸素化ヘモグロビン濃度に関する脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２との時間的位相差Δθに基づいて、生体６の血糖値を算出する。これにより、生体６の血糖値を好適に測定することができる。しかも、類似度推定部５３は、酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１と脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２との波形類似度を推定し、信頼度推定部５４は、当該波形類似度が小さいほど、血糖値算出部５２によって算出された血糖値の信頼度が小さいと推定する。これにより、信頼度が推定された血糖値を算出することが可能となる。よって、血糖値測定装置１によれば、生体６の血糖値を精度よく測定することが可能となる。
　類似度推定部５３は、酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１を酸素化ヘモグロビン波形Ｐ１のピーク値で除算した酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１及び脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２を脱酸素化ヘモグロビン波形Ｐ２のピーク値で除算した脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１に基づいて、波形類似度を推定する。これにより、波形類似度を精度よく推定することができる。
　類似度推定部５３は、上式（８）に基づいて算出された標準偏差σが大きいほど、波形類似度が小さいと推定する。これにより、波形類似度を精度よく推定することができる。
　類似度推定部５３は、上式（９）及び（１０）に基づいて算出された第１相対品質指標Ｒ１が１に近いほど、波形類似度が大きいと推定する。これにより、波形類似度を精度よく推定することができる。
　報知部５５は、波形類似度が上記の閾値よりも小さい場合、再測定報知を実行する。これにより、血糖値の測定者に対して再測定を促すことができる。
　時間的位相差算出部５１は、第１測定光Ｌ１及び第２測定光Ｌ２の検出結果に基づいて算出された波形類似度が上記の閾値よりも小さい場合、第１測定光Ｌ１又は第２測定光Ｌ２のいずれか一方、及び第３測定光Ｌ３の検出結果に基づいて、時間的位相差Δθを算出する。第３測定光Ｌ３の第３波長は、第１測定光Ｌ１の第１波長よりも大きく且つ第２測定光Ｌ２の第２波長よりも小さい。これにより、分光計測の精度及び波形類似度の両方を確保することができ、血糖値を精度よく測定することができる。
　本実施形態の血糖値測定方法によれば、血糖値測定装置１と同様に、生体６の血糖値を精度よく測定することが可能となる。
　以上、本開示の一実施形態について説明したが、本開示は、上述した実施形態に限定されるものではない。
　類似度推定部５３は、図１５に示されるように、酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１のボトム点Ｂ１からピーク点Ｓ１までの領域及び脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１のうちのボトム点Ｂ２からピーク点Ｓ２までの領域に基づいて、実施形態と同様な手法によって波形類似度を推定してもよい。これにより、波形類似度を効率よく推定することができる。類似度推定部５３は、酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１のうちの少なくとも一部の領域、及び脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１のうちの少なくとも一部の領域に基づいて、波形類似度を推定すればよい。
　類似度推定部５３は、下式（１１）に基づいて算出された標準内積が１に近いほど、波形類似度が大きいと推定してもよい。これにより、波形類似度を精度よく推定することができる。
Ｐ：標準内積
ｎ：サンプル数（２以上の整数）
ｐｋ：第ｋ時刻における酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１の値
ｑｋ：第ｋ時刻における前記脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１の値
　類似度推定部５３は、下式（１２）に基づいて算出された絶対平均誤差が大きいほど、波形類似度が小さいと推定してもよい。これにより、波形類似度を精度よく推定することができる。
Ｍ：絶対平均誤差
ｎ：サンプル数（２以上の整数）
ｐｋ：第ｋ時刻における酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１の値
ｑｋ：第ｋ時刻における脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１の値
　酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１及び脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１のそれぞれが正弦波であると仮定した場合、絶対平均誤差Ｍの理論限界値ＭｔはΔθの絶対値をπ／２で除算した値である。類似度推定部５３は、絶対平均誤差Ｍの逆数が理論限界値Ｍｔの逆数に近いほど、波形類似度が大きいと推定してもよい。すなわち、類似度推定部５３は、下式（１３）及び（１４）に基づいて算出された第２相対品質指標が１に近いほど、波形類似度が大きいと推定してもよい。これにより、波形類似度を精度よく推定することができる。
Ｒ２：第２相対品質指標
Ｍ：絶対平均誤差
Ｍｔ：絶対平均誤差の理論限界値
Δθ：時間的位相差
　類似度推定部５３は、酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１及び脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１の画像認識結果に基づいて、波形類似度を推定してもよい。これにより、波形類似度を精度よく推定することができる。具体的には、類似度推定部５３は、酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１の画像及び脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１の画像のそれぞれに対してリサイズ化処理を施した後、二値化処理を施す。類似度推定部５３は、二値化処理が施された酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１と二値化処理が施された脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１とを同一の座標系において重ね合わせる。類似度推定部５３は、酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１の複数のピクセルのうち脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１のピクセルと重ならないピクセルの数と脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１の複数のピクセルのうち酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１のピクセルと重ならないピクセルの数との和（非重畳ピクセル総数）を算出する。類似度推定部５３は、非重畳ピクセル総数を上記座標系のピクセル総数で除算した値（非重畳ピクセル割合）を算出する。類似度推定部５３は、１から非重畳ピクセル割合を減算した値を品質指標として算出する。類似度推定部５３は、当該品質指標が１に近いほど波形類似度が大きいと推定する。なお、類似度推定部５３は、上記の座標系において酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ１１と脱酸素化ヘモグロビン規格化波形Ｐ２１とを重ね合わせるに際して、時間的位相差Δθを零にしてもよい。類似度推定部５３は、式ｑ＝１／ｅｘｐ（ｋｐ）を用いて、品質指標を算出してもよい。ただし、ｑは品質指標であり、ｐは非重畳ピクセル割合であり、ｋは正の係数（任意の正数）である。非重畳ピクセル割合ｐが零に近いほど品質指標ｑの増加率が大きくなる。この場合においても、類似度推定部５３は、品質指標ｑが１に近いほど波形類似度が大きいと推定する。
　実施形態では、ＥＣＵ５が本体部２に設けられていたが、ＥＣＵ５は、本体部２に設けられていなくてもよい。ＥＣＵ５は、例えば本体部２と通信可能なサーバ等に設けられていてもよい。この場合、本体部２、光出力部３、光検出部４及びＥＣＵ５のそれぞれは、血糖値測定システムの各構成である。
　血糖値算出部５２は、血糖値の経時変化を算出してもよい。血糖値算出部５２は、複数の時刻における血糖値に低信頼の血糖値が存在する場合、当該低信頼の血糖値を破棄してもよい。この場合、血糖値算出部５２は、当該低信頼の血糖値の前後の血糖値を用いて、当該低信頼の血糖値に対応する時刻における血糖値を補完してもよい。血糖値算出部５２は、例えば、当該低信頼の血糖値の前後の血糖値の平均値を当該低信頼の血糖値に対応する時刻における血糖値として算出してもよい。
　血糖値算出部５２は、血糖値を複数回算出し、複数の血糖値の平均値を算出してもよい。血糖値算出部５２は、各血糖値の信頼度が比較的小さい場合、血糖値の算出回数を増やしてもよい。これにより、複数の血糖値に信頼度が比較的小さい血糖値が存在したとしても、血糖値の測定精度を確保することができる。
　１…血糖値測定装置、３…光出力部、４…光検出部、６…生体、５１…時間的位相差算出部、５２…血糖値算出部、５３…類似度推定部、５４…信頼度推定部、５５…報知部、Ｌ…測定光、Ｌ１…第１測定光、Ｌ２…第２測定光、Ｌ３…第３測定光、Ｐ１…酸素化ヘモグロビン波形、Ｐ２…脱酸素化ヘモグロビン波形、Ｐ１１…酸素化ヘモグロビン規格化波形、Ｐ２１…脱酸素化ヘモグロビン規格化波形、Δθ…時間的位相差。

Claims (13)

  1. 　生体の血糖値を測定する血糖値測定装置であって、
    　前記生体に対して光を出力する光出力部と、
    　前記光出力部で出力されて前記生体を透過した前記光を検出する光検出部と、
    　前記光検出部の検出結果に基づいて前記生体の血液の酸素化ヘモグロビン濃度に関する酸素化ヘモグロビン波形と前記生体の血液の脱酸素化ヘモグロビン濃度に関する脱酸素化ヘモグロビン波形との時間的位相差を算出する時間的位相差算出部と、
    　前記時間的位相差算出部によって算出された前記時間的位相差に基づいて前記生体の前記血糖値を算出する血糖値算出部と、
    　前記酸素化ヘモグロビン波形と前記脱酸素化ヘモグロビン波形との波形類似度を推定する類似度推定部と、
    　前記血糖値算出部によって算出された前記血糖値の信頼度を推定する信頼度推定部と、を備え、
    　前記信頼度推定部は、前記波形類似度が小さいほど前記信頼度が小さいと推定する、血糖値測定装置。
  2. 　前記類似度推定部は、前記酸素化ヘモグロビン波形を前記酸素化ヘモグロビン波形のピーク値で除算した酸素化ヘモグロビン規格化波形及び前記脱酸素化ヘモグロビン波形を前記脱酸素化ヘモグロビン波形のピーク値で除算した脱酸素化ヘモグロビン規格化波形に基づいて、前記波形類似度を推定する、請求項１に記載の血糖値測定装置。
  3. 　前記類似度推定部は、下式（１）に基づいて算出された標準偏差が大きいほど、前記波形類似度が小さいと推定する、請求項２に記載の血糖値測定装置。
    但し、σ：前記標準偏差、ｎ：サンプル数（２以上の整数）、ｐｋ：第ｋ時刻における前記酸素化ヘモグロビン規格化波形の値、ｑｋ：第ｋ時刻における前記脱酸素化ヘモグロビン規格化波形の値。
  4. 　前記類似度推定部は、下式（２）及び（３）に基づいて算出された第１相対品質指標が１に近いほど、前記波形類似度が大きいと推定する、請求項３に記載の血糖値測定装置。
    但し、Ｒ１：前記第１相対品質指標、σ：前記標準偏差、σｔ：前記標準偏差の理論限界値、Δθ：前記時間的位相差。
  5. 　前記類似度推定部は、下式（４）に基づいて算出された標準内積が１に近いほど、前記波形類似度が大きいと推定する、請求項２に記載の血糖値測定装置。
    但し、Ｐ：前記標準内積、ｎ：サンプル数（２以上の整数）、ｐｋ：第ｋ時刻における前記酸素化ヘモグロビン規格化波形の値、ｑｋ：第ｋ時刻における前記脱酸素化ヘモグロビン規格化波形の値。
  6. 　前記類似度推定部は、下式（５）に基づいて算出された絶対平均誤差が大きいほど、前記波形類似度が小さいと推定する、請求項２に記載の血糖値測定装置。
    但し、Ｍ：前記絶対平均誤差、ｎ：サンプル数（２以上の整数）、ｐｋ：第ｋ時刻における前記酸素化ヘモグロビン規格化波形の値、ｑｋ：第ｋ時刻における前記脱酸素化ヘモグロビン規格化波形の値。
  7. 　前記類似度推定部は、下式（６）及び（７）に基づいて算出された第２相対品質指標が１に近いほど、前記波形類似度が大きいと推定する、請求項６に記載の血糖値測定装置。
    但し、Ｒ２：前記第２相対品質指標、Ｍ：前記絶対平均誤差、Ｍｔ：前記絶対平均誤差の理論限界値、Δθ：前記時間的位相差。
  8. 　前記類似度推定部は、前記酸素化ヘモグロビン規格化波形及び前記脱酸素化ヘモグロビン規格化波形の画像認識結果に基づいて、前記波形類似度を推定する、請求項２に記載の血糖値測定装置。
  9. 　前記類似度推定部は、前記酸素化ヘモグロビン規格化波形のうちのボトム点からピーク点までの領域及び前記脱酸素化ヘモグロビン規格化波形のうちのボトム点からピーク点までの領域に基づいて、前記波形類似度を推定する、請求項２に記載の血糖値測定装置。
  10. 　前記波形類似度が所定の閾値よりも小さい場合、再測定報知を実行する報知部を更に備える、請求項１に記載の血糖値測定装置。
  11. 　前記光検出部は、前記生体を透過した前記光として、第１波長を有する第１光、第２波長を有する第２光及び第３波長を有する第３光を検出し、
    　前記時間的位相差算出部は、前記第１光及び前記第２光の検出結果に基づいて算出された前記波形類似度が所定の閾値よりも小さい場合、前記第１光又は前記第２光のいずれか一方、及び前記第３光の検出結果に基づいて、前記時間的位相差を算出し、
    　前記第３波長は、前記第１波長よりも大きく且つ前記第２波長よりも小さい、請求項１に記載の血糖値測定装置。
  12. 　生体の血糖値を測定するための血糖値測定方法であって、
    　前記生体を透過した光の検出結果に基づいて前記生体の血液の酸素化ヘモグロビン濃度に関する酸素化ヘモグロビン波形と前記生体の血液の脱酸素化ヘモグロビン濃度に関する脱酸素化ヘモグロビン波形との時間的位相差を算出する時間的位相差算出ステップと、
    　前記時間的位相差算出ステップで算出された前記時間的位相差に基づいて前記生体の前記血糖値を算出する血糖値算出ステップと、
    　前記酸素化ヘモグロビン波形と前記脱酸素化ヘモグロビン波形との波形類似度を推定する類似度推定ステップと、
    　前記血糖値算出ステップで算出された前記血糖値の信頼度を推定する信頼度推定ステップと、を備え、
    　前記信頼度推定ステップでは、前記波形類似度が小さいほど前記信頼度が小さいと推定する、血糖値測定方法。
  13. 　前記生体に対して前記光を出力する光出力ステップと、
    　前記光出力ステップで出力されて前記生体を透過した前記光を検出する光検出ステップと、を更に備える、請求項１２に記載の血糖値測定方法。
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