WO2020017028A1 - 非破壊検査装置 - Google Patents
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- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1455—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 using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
Definitions
- the present invention relates to a nondestructive measuring device for measuring, calculating and displaying a relative change amount of a rise and fall amount and a temporal differential value of a change amount from a time when a substance to be measured is a non-destructive reference.
- One of the non-destructive means for measurement is a light measurement method such as spectroscopic analysis.
- One of the indications is a non-invasive blood glucose measurement technique. This is to identify the blood glucose level by the amount of change in physical properties such as light absorbance and polarization, depending on the concentration of the blood glucose level.
- a plurality of methods based on near-infrared spectroscopy as shown in FIG. 1 have been reported in the past. This method measures the mass (concentration) of a substance to be measured based on the intensity distribution of the spectral spectrum.
- this analysis method is generally applied under specific conditions, and when applied to a plurality of unspecified samples, there is a very difficult problem. That is, the components other than the substance to be measured differ from individual to individual. It is almost impossible to adapt and use the measurement widely due to physical variation and individual differences.
- the method based on the spectroscopic analysis is basically a method for measuring the absorbance of light, but the same can be said for other methods using polarized light. After all, if the problems in the case of measuring a substance which changes with time by light with time are determined and sorted out, it will result in the problems of reproducibility and measurement accuracy due to generation of a calibration curve, physical variation and the like. It is difficult to realize a destructible measurement device that measures the amount of a substance that changes with time by light with time.
- Patent No. 3692751 2003 Application of infrared spectroscopy to noninvasive blood component measurement, IEEJ Trans. EIS. Vol. 127, No. 5, 686-691 (2007). (Shinshu University)
- the problem to be solved is that, although it is understood that the measured value changes with time due to light, the mass (concentration) of the substance to be measured is measured because the accuracy of the calibration curve and the measurement accuracy are reduced due to physical variation.
- the mass (concentration) of the substance to be measured is measured because the accuracy of the calibration curve and the measurement accuracy are reduced due to physical variation.
- the present invention changes the way of thinking about the measurement of a substance by light, does not create a calibration curve, and measures and calculates the relative change and the temporal change of the substance to be measured from a certain time to a certain time.
- the main feature is a method of using the light emitting portion as an action point for applying pressure to a measurement site, and adjusting the optical axis for measurement in real time to perform measurement.
- the destructive measuring device of the present invention does not directly measure the amount (concentration) of the substance to be measured, it can perform destructive measurement using light with good reproducibility as an index instead of the mass (concentration) of the substance to be measured. become.
- non-invasive in measuring blood glucose levels using light.
- identification is based on light absorbance and diffusion degree.
- PD Photo Device
- the degree of diffusion is proportional to the blood glucose concentration, so a Photo Device (hereinafter referred to as PD) is used to measure the amount of light.
- the sensitivity is Differently, the size is equal to or larger than the light diameter of the light to be used (the size is determined from the range of the assumed diffusion degree).
- the amount of light detected by the PD is reduced by absorption by blood sugar, and at the same time, is diffused by tissue (diffuser) and blood sugar.
- the amount of light detected by the PD expands the absorbance by the degree of diffusion, and the amount measured by the PD increases the sensitivity of detecting a change in blood glucose level.
- the measured value obtained by superimposing the absorbance and the diffusivity is used as a basic detection amount.
- the absorbance is determined from the detected amount.
- the temperature of the measurement site is measured and corrected by the temperature value to obtain the final light absorption.
- Blood sugar is one of blood components, but there are a plurality of substances other than blood sugar that have light absorption properties near a wavelength called near infrared. If you eat a meal, your blood level will rise about 20 to 40 minutes after the meal for a certain period of time, usually as a response change of the human body, and about 2 hours after the meal due to the action of insulin etc., about the same as before the meal It is estimated that only blood glucose and water are the only components that change rapidly in the blood due to this eating action. The reason is that substances other than blood sugar level are components generated from each organ or components generated by reaction, and it is very slow compared to changes in blood sugar level before appearing as changes in blood components It is.
- a factor in which the absorbance and the diffusivity change in a short time of about 2 hours can be almost identified as a blood glucose level. It is possible to separate blood by measuring the absorbance of a light source at a wavelength different from the absorption spectrum wavelength of blood glucose. In other words, it indicates that the change amount of the blood sugar level can be corrected based on the absorbance sensitivity characteristic due to the moisture and the difference in the blood sugar level absorbance. However, it is necessary that the two light sources be observed coaxially. Originally, a blood glucose level cannot be identified unless a calibration curve based on a large amount of data is created for identification of non-blood glucose.However, a calibration curve is not required for such a change in blood glucose level. become.
- the present apparatus is basically characterized in that the amount of increase or decrease in blood sugar level is measured. Further, when measuring the amount of increase or decrease in blood sugar level as in this measurement, errors due to individual variations such as skin pigments and skin conditions can be offset, so that measurement accuracy and reproducibility can be improved.
- FIG. 2 shows a general example of a temporal change of the blood sugar level.
- the measurement of a blood sugar level performed in a health check or the like is a so-called fasting blood sugar level. Even if the value is measured somewhat high, it is possible to overlook the severity.
- the response called “hidden diabetes” is also a rapid rise in blood glucose level after eating, and this time differential value can detect this symptom.
- the optical path length In the case of measurement using light, a change in the optical path length causes an error and a reduction in accuracy. Therefore, the optical path length must be constrained at a fixed position so as not to change, which is extremely inconvenient. Considering convenience, the method of measuring with reflected light is excellent, but if the part to which light is actually applied changes, the subcutaneous tissue at the measurement part may change, With a decrease in In addition, accuracy is also reduced by the light incident state, vibration, and the like. Therefore, as a structure of the measuring device, first, a structure for limiting a part to be measured is adopted. This is, for example, a structure of being sandwiched between ear tabs and fingers (FIG. 6). In this case, the measurement is performed at a substantially constant site. Also, the ear tabs and the area between the fingers may be less susceptible to the change in pigment. In addition, it is known that the absorbance changes when the temperature changes, and it can be expected that a portion that can be sandwiched does not involve a large temperature change
- the sandwiching structure allows the optical path length to be kept constant, and also allows a constant pressure to be applied to the measurement site, which can suppress changes in blood flow. Become. When measuring by light, the most influential thing is hemoglobin of blood, and a change in this decreases measurement accuracy. In particular, the change in blood flow is large, such as after a meal. Even if the part to be measured is limited to some extent, blood vessels are present in the subcutaneous tissue, and if blood vessels on the optical path are included, accuracy is expected to decrease. Therefore, using a Actuator (same structure as an optical pickup such as a CD or DVD, etc., not shown) to reduce the light beam, provide a mechanism to adjust the irradiation position at the site and to adjust the detection light to the maximum. .
- a Actuator similar structure as an optical pickup such as a CD or DVD, etc., not shown
- FIG. 3 is a diagram for explaining measurement by moving the Actuator.
- the blood glucose level is corrected by a light source that is arranged coaxially with the beam that measures the blood glucose level and has the same optical path and has a different wavelength, and at the same time, corrects the physical variation and correction. Physical variation is possible because it is considered to vary in the same way as variation in wavelength by measuring blood glucose levels.
- FIG. 4 shows an optical basic configuration.
- a near-infrared light source (a semiconductor laser diode is used in this configuration) uses a plurality of different wavelengths, and the plurality of light sources are emitted coaxially.
- a wavelength a light source exhibiting large absorption in Glucose, for example, a light source near 1500 nm (measurement light: 23a), a second wavelength light source (hereinafter, LD2) and a 1300 nm light source (reference light: 23b), a first wavelength light source (hereinafter, LD1) Use Laser light is desirable as the light source. The reason is that the emission wavelength range is very narrow and can be treated as a single wavelength.
- a light source having a light emission characteristic with a deviation of about 10 nm as a range considered as a single wavelength may be used.
- the reason for choosing a wavelength around 1300 nm is that, while showing high absorbance for moisture, Glucose is a light source with a wavelength that does not show large absorption, and combining that light source, from the change in the absorbance,
- the detection amount is corrected by the measurement light as the change amount of the water content and the physical change amount.
- This correction method may be a method of obtaining a difference or a method of obtaining a ratio.
- FIG. 4 shows a configuration in which transmitted light is used for a measurement site
- FIG. 5 shows a configuration for detecting diffuse reflection light. Both configurations are detected in a state where irradiated light passes through the inside of the measurement site.
- the light from the light sources (23a, 23b) is condensed to a small beam by the lenses (24a, 24b) to become collimation light (14).
- the reason for narrowing the beam to a small diameter is that it is possible to secure the brightness without using a light source with a large output, to reduce the power consumption and to suppress the cost. This is because it can be avoided when there is a blood vessel (13) .
- Beam becomes coaxial light by PBS (25a, 25b) etc.
- two light sources emit light at the same time.
- FIG. 6 shows the structure, and incorporates the structure of the optical structure shown in FIGS.
- the light from the light source (14) is guided by the mirror (29) in the housing (27).
- a configuration in which the light is guided to Actuator Lens by a fiber or the like is also possible (not shown).
- FIG. 6 shows the configuration of transmitted light, but the same mechanism is used for diffuse reflection, and the optical structure shown in FIG. 5 is incorporated.
- the converging objective lens (20b) arranged on the PD side in the structure using transmitted light becomes the measured object support component (26).
- FIG. 7 is a basic electric circuit block diagram. Although FIG. 7 shows a configuration using transmitted light, the same configuration is used in an electric circuit when diffuse reflection light is used.
- OSC1 (30a) (not shown) is a signal used for measurement, for example, a signal for AC-modulating the optical output at 1 Khz. The measured value is the amplitude at which the signal obtained by absorbing and diffusing the signal by the OSC1 (30a) by the measurement site is detected by the PD (17).
- OSC2 (30b) switches between light source 1 (23a) (hereinafter LD1) and light source 2 (23b) (hereinafter LD2). When LD1 emits light, LD2 stops, and when LD2 emits light, LD1 stops.
- the light emission is alternately switched by the light source changeover switch circuit (31) as described above.
- OSC2 (30b) when the output of OSC2 (30b) is H, LD1 emits light, and when it is L, LD2 emits light.
- LD1 is the reference light
- LD2 is the measurement light.
- the output of the PD (17) (shared with the reference light and the measurement light) is IV-converted (35) and amplified by the synchronous AMP (36).
- the light source drive circuits 1 and 2 (hereinafter LDD 1 and 2) (32a and 32b) have a high-frequency superimposing function (34) on the laser diode, and in order to avoid instability of laser emission due to reflected light, switch from single mode to multi
- the optical output is kept constant by an APC circuit (not shown) such as Front Monitor and Back Monitor Diode used in -Mode oscillation.
- a temperature sensor (34) is arranged to correct for changes due to temperature.
- the RMS circuit (37) outputs the effective value of the detected signal and inputs it to Servo @ AMP (38, 40).
- the LD1 Servo AMP (38) calculates and obtains the input amount of LDD1 (32a). If this output is large, it indicates that the amount of light attenuation in the DUT (21) is large. This is the reference value for LD2. This reference value means that the optical power necessary for basically measuring the object under measurement (21) is automatically obtained.
- the detected amount of LD1 as a reference of the LD2 measurement light is equivalent to correcting the physical displacement of the measured object (21) and the displacement of the water content. Since the physical displacement (systematic variation of the DUT (21)) is considered to have the same attenuation characteristics (does not affect the light absorption characteristics and diffusivity characteristics) for both LD1 and LD2, the amount detected by LD1 is physical. This reflects the amount of displacement and the amount of correction of the absorbance due to moisture that may vary with time.
- the difference between the output of the circuit (41c) that holds the output of the RMS circuit (37) when the LD2 emits light and the output value of the circuit (41a) that holds the control amount of the LD1 is calculated, and the control of the LD2 is performed.
- the output of LD2 can be kept constant.
- the output of the measurement value correction circuit (42) that calculates the difference between the two is finally a measurement value obtained by correcting the physical displacement and the water displacement from the LD2 detection amount.
- the measurement is performed three times with a time lag. A method of obtaining a final result by these three measurements will be described later.
- Actuator @ Lens (22) adjusts according to the light emission period (49) of LD1.
- the difference between the outputs (17s, 17b) of the Side SUB-PDs of the Main @ PD (17) is calculated (43), and it is possible to detect which side the Beam center is on. Accordingly, the center of the intensity of light detected by the PD becomes the center of the PD.
- the light intensity distribution detection circuit produces an output on the (+) side from the reference voltage, and the Shift Drive circuit (44b) is driven in a direction in which this output becomes smaller.
- the control output of the reference light by the LD1 is measured a plurality of times using the LD1 emission period (49) before starting the measurement, and the Tilt Drive reference voltage generation circuit (46) is used each time.
- the Tilt Drive reference voltage generation circuit (46) is used each time.
- the new Tilt-Drive mechanism (48) and Shift-Drive mechanism (47) provide real-time adjustments to eliminate the influence of the tissue structure of the measurement site and to correct for deviations due to vibration and the like.
- the configuration of an analog Servo-Loop is shown as an electric circuit, but it is naturally possible to realize the digital circuit by using an MPU (52) or the like.
- the light emission of LD1 and LD2 is considered to emit light with a waveform (30c) from the oscillator as shown in FIG. 9, but this light emission is considered to be a short pulse light emission (30d), for example, 10 ns or less.
- This can be realized by performing pulse emission of about 30 ns, and this pulse emission also makes it possible to avoid a rise in the temperature of the measurement site due to light energy. By suppressing the temperature rise, improvement in measurement accuracy can be expected.
- the safety zone for the human body with respect to the light intensity is determined based on internationally standardized safety standards.
- the synchronous AMP (36) is also realized by digital signal processing.
- the control amount of LD1 and LD2 of Servo Loop itself becomes a detection amount corresponding to the absorbance and the diffusion degree as a result.
- FIG. 9 shows a configuration diagram in that case.
- the value (36a) at the time of light emission of LD1 (light emission control amount is a predetermined amount) is input to AD several times, and the drive amount of the Tilt drive circuit (45b) is changed so that the detection amount of LD1 is minimized.
- the signal (35s, 35b) from the Sub-PD is AD-input to the MPU (52) for adjustment by the Shift-Drive mechanism (47) with the optimal drive amount detected and determined as the optimal state of Tilt.
- calculation operation corresponding to the light intensity distribution detection circuit (43) is performed in the MPU (52) so as to be at the center of Beam, and the Shift ⁇ ⁇ Drive circuit (44b) is driven.
- This series of Tilt control and Shift control are performed before the measurement by LD1 and LD2.
- LD1PUON / OFF signal (32d) and LD2ON / OFF signal (32e) drive LD1 and LD2 from MPU (52), but correspond to modulation by OSC1 (30a).
- the output from the MPU is adjusted by a certain amount in the LD1 emission control amount (32c), and the value input from the AD (36a) becomes a predetermined value (corresponding to the LD1 reference voltage generation circuit (39)).
- the detection amount is determined so as to be the detection value of LD1.
- the LD2 emission control amount (32f) is adjusted so that the value input (36a) to the MPU by the AD becomes a constant amount based on the amount detected by the LD1.
- the LD2 emission control amount (32f) is a detection amount by LD2.
- the detection amount of LD1 is subtracted from the detection amount of LD2 by the MPU (52), and corrected by the signal (33a) from the temperature correction sensor (33).
- the correction amount is based on the value obtained from the absorbance characteristics with temperature.
- (Determined experimentally) is the final measured value. With this configuration, it is assumed that the measured blood sugar level is in the range of 50 mg / dl to 200 mg / dl.
- SMBG actually used for the treatment of diabetes requires a range of about 0 mg / dl to 900 mg / dl. If this Range is assumed, a considerably large Laser output may be required, but by reducing the Range, low power consumption and Cost Down can be realized.
- the pre-meal operation switch (54a) is operated to measure the pre-meal value.
- the measured value at this time is (t1, S1).
- the post-meal operation switch (54b) is operated to perform measurement.
- the measured value at this time is (t2, S2).
- the after-meal operation switch is operated to perform measurement.
- the measured value at this time is (t3, S3).
- This increased blood sugar level is called a blood sugar spike, and the fact that the value of this spike is large is also called so-called hidden diabetes. If the current time derivative is large, it is estimated that there is a large blood glucose spike.
- the measurement is equivalent to the measurement of the blood glucose spike even if the measurement is not performed continuously. Also.
- the difference between the measured values and the rate of change are completed and calculated within a short period of time, so that the deviation from the accuracy is canceled out, and the measurement accuracy and reproducibility are improved.
- Graph in FIG. 10 is a graph for obtaining a final judgment value.
- the horizontal axis represents the value of ds (56), and the vertical axis represents the final measurement result dds (57).
- a plurality of curves in this space correspond to dts (58).
- the ds, dts, and dds characteristics indicate that dds (57) increases when the dts (57) value is high even when the ds (56) value is low.
- Which dts (58) curve is selected is selected, for example, by a value obtained by normalizing the dts value to about 20. (How to draw this dts curve is determined as a product specification based on medical test standards for actual blood glucose levels.)
- the measured value may be abnormal or may be an abnormal measurement result.
- the dds (57) value is displayed on the display (53) and flashes at the same time, indicating that the measured value result needs attention.
- glucose metabolism is abnormal (severe)
- the ds value may be small.
- the dts value can be small. This state corresponds to a case where the blood sugar level is extremely high before the meal and the blood sugar level does not rise further by the meal.
- the setting of the area shown in (59) assumes breakfast, lunch, and dinner, and prepares three types of graphs, and selects which graph is selected depending on the time zone of the measurement. For example, if the clock (55) is in the morning, it is possible that a considerable amount of time has passed since the previous day's meal, and in this case, the blood sugar level may have dropped accordingly.
- Use the Graph that works from time to time.
- this measurement device does not display a numerical value.
- Use Color Gradation instead. For example, “blue” is set based on the case where the dds value is 0, and the numerical value vs. Color is mapped (60) so that the maximum value is set to “red”, for example.
- It can be used as an index for the purpose of new health management instead of blood sugar level, and can be applied as a diagnostic device for early detection of so-called hidden diabetes, which has not been able to measure and detect fasting blood sugar level until now.
- a method of measuring the state of change for example, by measuring a change in sugars generated by photosynthesis of a plant, the method can be applied to an agricultural control device.
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Abstract
【課題】光を使用して、時間的に変化する物質の時間的上昇、下降量と時間に対する変化量を精度よく測定し、その結果を表示する装置を開発する。 【解決手段】少なくとも2つの光源の光を被測定物質を含む試料に照射し、すくなくとも1つの光源の光では、被測定物質以外の成分に対しての変動を測定し非測定物質を測定するための光で被測定物質の変動を測定する。非測定物質の変化量を精度よく測定するため、非測定物質以外の変動量を補正値とする。また、測定は一定時間をおいて3回行い、1回目の測定値と3回目の測定値の差分を計算し、1回目と2回目の測定値の差分の時間的な微分値を演算し、1回目と3回目の測定値の差分値と、1回目と2回目の測定値の時間的微分値を使って最終的な結果とする。
Description
本発明は、非破壊で被測定物質が基準とした時点からの上昇、下降量の相対変化量と変化量の時間的微分値を測定、計算し表示する非破壊測定装置に関するものである。
試料に含まれる時間的変化を伴う物質量を時間と共に測定する場合で特に時間的な変化が重要な場合では非破壊で測定する事が望まし。その非破壊で測定する手段の一つとして、分光分析など、光による測定方法がある。この適応の一つとして非侵襲な血糖値測定技術がある。これは、血糖値の濃度によって、光の吸光度、偏光などの物理的特性の変化量によって、血糖値を同定するものである。その代表的な手法として、図1に示すような近赤外分光分析を基本とする方法が過去において複数報告されている。この手法は分光Spectrumの強度分布によって、被測定物質の質量(濃度)を測定する方法であるが、そのSpectrum強度分布から被測定物質を同定するために、基本的な分光Spectrum強度分布を示す検量線と言われるものを必要とし、その検量線の作成のために、Simulation技術などを活用して効率的に作成する手法なども提案されているが大量の測定Dataの分析を必要とする。
さらに、この分析方法は特定の条件の元で適応される事が殆どであり、これを不特定の複数の試料に適応した場合、非常に困難な問題がある。それは被測定物質以外の成分が個々によって異なる事。物理的な変異、個体差などが原因で広く測定を適応して使用する事はほぼ無理とできる。この分光分析による方法は基本的に光の吸光度を測定する手法であるが、偏光を使用する他の方法であっても同様な事がいえる。結局、光によって時間的変化を伴う物質を時間と共に測定する場合における問題を突き詰め整理すると、検量線の生成及び物理的な変異などによる再現性、測定精度の問題に帰着する。光によって時間的変化を伴う物質量を時間と共に測定する被破壊測定装置の実現が困難である。
解決しようとする問題点は、光により測定値は時間と共に変化する事は解かるものの、検量線の作成精度と物理的変異により測定精度が低下する事で被測定物質の質量(濃度)の測定が困難であるため光による被破壊測定装置の実現ができない点である。
本発明は、光による物質の測定に対する考え方を変え、検量線を作成せず、ある時点からある時点までの被測定物質の相対的な変化量と時間的変化量の測定、演算を行う。また、光出射部を測定部位に圧力をかける作用点として使用し、測定するための光軸を実時間で調整して測定する方法が主要な特徴とする。
本発明の被破壊測定装置は直接被測定物質量(濃度)を測定しているわけではないが、被測定物質の質量(濃度)に代わる指標として再現性の良い光による被破壊な測定が可能になる。
今まで離散的な測定では発見出来なかった急激に被測定物質質量(濃度)が上昇する状態を被破壊で検出する事が可能になる。
次に図を使用しながら本発明の実施の形態の一つとして血糖値の測定に適応した場合について説明する。勿論、血糖値と限らず時間的に被測定物質が時間的に変化する事を測定する事が重要な例えば植物の光合成の変化を測定する事も可能である。
光によって、非破壊(以下、血糖値の測定にあたっては非侵襲という)で血糖値を測定する場合、各種方法が提案されているが、ここでは光の吸光度と、拡散度によって同定する事にしている。拡散度は、血糖値の濃度に比例する事が知られているため、光の量を測定するためにPhoto Device(以下PD)を使用するが、PDの大きさ(面積)によって、その感度は異り、その大きさは使用する光の光径と同じか、それよりも大きい(大きさは想定される拡散度の範囲から決定)ものにする。この場合、PDにて検出される光量は、血糖により吸収によって小さくなると同時に組織(拡散体)と血糖により拡散される。そのため、PDにて検出される光量は、拡散度によって吸光度を拡張する事になりPDで測定される量は血糖値の変化の検出感度を増感する事になる。この吸光と拡散度を重畳した測定値を基本的な検出量とする。この検出量から吸光率が求められる。また、吸光は温度によって変化する事がしられているため、測定部位の温度を測定し、温度の値によって補正し、最終的な吸光率となる。
まず、血糖値の性質についてここで確認をする事にする。血糖は血中成分の一つであるが、近赤外と言われる波長付近で吸光特性を持つ物質は血糖以外複数存在する。今、食事をした場合、通常人体の応答変化として食後一定時間おおよそ20分~40分程度経過後血値は上昇し、インスリン等の作用などによって食事後時間約2時間程度で食事まえと同程度の値になる事がしられているが、この食事行為によって血中成分の中で急激に変化するものは血糖値と、水分だけと推定する。その理由として血糖値以外の物質は、各臓器などから生成される成分か、反応によって生成される成分であり、血中成分の変化として現れるまでには血糖値の変化と比較すると非常に遅いためである。従って、2時間程度の短時間の中で、吸光度、拡散度が変化する要因としては、ほぼ血糖値であると同定可能と考える。この変化の可能性のある血糖と、水分であるが、水分は血糖の吸光Spectrum波長と別な波長による光源における吸光度を観測する事で分離する事が可能である。つまり、水分による吸光度感度特性と、血糖値の吸光度感差によって血糖値の変化量の補正が可能ということを示している。ただし、2つの光源が同軸にて観測される事が必要である。本来、この血糖以外の同定のために、多くのDataに元づく検量線を作成しなければ血糖値は同定できないが、このように血糖値の変化量であれは、検量線を必要としない事になる。このように今回の装置では、基本的に血糖値の上昇量、下降量の測定する事を特徴としている。また、今回の測定のように血糖値の上昇、下降の変化量を計測する場合、肌色素、皮膚状態など個々のばらつきによる誤差を相殺できるため、測定精度、再現性の向上が可能である。
生体における血糖値は、健康な場合、食後2時間程度で食事前とほぼ同じ値になる。しかし、所謂、糖尿病における糖代謝では、その変化量に特徴が表れる事がわかっている。図2に血糖値の時間的変化の一般的例を示したものである。
そこで、食前、食後30分程度、2時間程度の3回の測定をおこない、判断を行う。これは、糖尿病の臨床診断手法における糖負荷試験と類似したものである。また、重度の場合(12c)、食事前、30分、2時間の血糖値は変化しない場合がある。そのため、測定値の時間的な変化量、時間微分値を計算し、変化量と、実時間における時間微分値の複合的判断を行う。
通常、健康診断などで行われる血糖値の測定は所謂空腹時血糖値である。多少、値が高く測定されたとしても、重度を見過ごす可能性がある。隠れ糖尿病といわれる応答は食後に急激に血糖値が上昇する事でもあり、この時間微分値によって、この症状を検出する事が可能である。
ではつぎに物理的な変異に対する解決方法について示す。
光によって測定する場合、その光路長が変化する事によって誤差、精度の低下となる。そのため、光路長が変化しないように一定の位置で拘束するしかなく、甚だ利便性に欠く。利便性を考慮した場合、反射される光により測定する手法が優れているが、実際に光を当てる部位が変わった場合、その測定部位での皮下組織が変化してしまう可能性があり、精度の低下を伴う。また光の入射状態、振動などによっても精度の低下となる。そこで、測定装置の構造として、まず、測定する部位を制限する構造をとる。これは、例えば耳タブや、指の間などに挟む構造(図6)である。これならば、ほぼ一定の部位で測定をする事になる。また、耳タブや、指の間の部位は、色素の変化の影響を受けにくい可能性もある。また、温度が変化した場合、吸光度が変化する事が知られ、挟む事が可能な部位では、大きな温度変化を伴わないものと期待できる。
挟む構造とする事で、光路長を一定に保つ事が可能であると共に、測定部位に対して一定の圧力を印加する事が可能となり、その圧で血流の変化を抑制する事が可能となる。光で測定する場合、最も影響があるものは血液のヘモグロビンであり、これが変化する事で測定精度が低下する。特に、食後など血流の変化が大きいためである。測定する部位がある程度制限したとしても、皮下組織には血管が存在し、光路上血管が含まれる場合は精度の低下が予想される。そこで、光経を小さくしActuator(CDやDVDなどの光ピックアップと同じ構造など。図示せず)を使用し、部位に照射位置を調整し、検出光が最大になるように調整する機構を設ける。また、この機構は、不覚筋動の抑制や、入射状態など実時間で調整する機構を持たせ、精度の確保を行う。図3はそのActuatorを動かし測定する事を説明した図である。しかしこの調整機構でも補正できない物理的な変異が存在する。このために、血糖値を測定するBeamと、同軸に配置され、同じ光路による別波長による光源によって、血糖値を補正すると同時に、物理的な変異も補正も行う。物理的な変異は、血糖値の測定による波長における変異と、同様に変化すると考えられるため可能としている。
図4は光学的な基本的な構成である。特徴として近赤外の光源(この構成の場合は半導体Laser Diodeを使用)を異なる複数波長を使用し、その複数の光源を同軸に出射する。波長として、Glucose に大きな吸光を示す波長例えば1500nm付近の光源(測定光:23a)第2波長光源、以下(LD2)と1300nmの光源(参照光:23b)第1波長光源(以下LD1)
を使用する。光源としてLaser光が望ましい。その理由は、発光波長範囲が非常に狭く、単一波長として扱う事が可能なためである。当然、単一波長とみなされる範囲としてその偏差が10nm程度の発光特性を持つ光源であっても良い。
1300nm付近の波長を選択する理由は、水分に対して高い吸光度を示すのに対し、Glucoseに対しては、大きな吸光を示さない波長の光源であり、その光源を組み合わせ、その吸光度の変化から、水分量の変化量及び物理的な変化量として測定光による検出量の補正を行う。この補正の方法は差分を取る方法或は比を求める方法でも良い。また、参照光による検出量は、測定部位の振動や入光状態の補正、光路上の障害物の回避を行うための制御量として使用し、この波長により検出される光量が最大となるように、後述するActuatorを電気的に制御する。図4は測定部位に対して透過光を使用した場合の構成と図5は拡散反射光を検出するための構成でありどちらも照射した光が測定部位の内部を通過した状態で検出される。光源(23a、23b)からの光はLens(24a,24b)によって小径Beamに絞りCollimation光(14)となる。(小径のBeamに絞る理由は大きな出力の光源を使用せずに輝度を確保する事が可能であり、消費電力を抑え、Costを抑える事が可能になる。また、光路上に障害物(具体的には血管(13))があった場合回避する事ができるようになるためである。このBeamはPBS(25a,25b)などによって同軸光となる。ただし、2個の光源が同時に発光する事はさせない。その後Actuator Lens(22)によって測定部位(21)に照射する位置を補正する機能を有する。このActuatorの動作は、Shift(16)とTilt(15)する事が可能であり、参照光による検出値が最大になるようの実時間で調整を行う。この調整のためのこのActuatorの応答速度は速い必要はなく、所謂不覚筋動と同程度の特性をCoverすればよい。また、実際に測定部位に接する部分(20a,20b)は表面から直接反射される光の影響を排除する機能も有する。また、測定部位に対して一定の圧力(18)をかけるための作用点としても機能する。
を使用する。光源としてLaser光が望ましい。その理由は、発光波長範囲が非常に狭く、単一波長として扱う事が可能なためである。当然、単一波長とみなされる範囲としてその偏差が10nm程度の発光特性を持つ光源であっても良い。
1300nm付近の波長を選択する理由は、水分に対して高い吸光度を示すのに対し、Glucoseに対しては、大きな吸光を示さない波長の光源であり、その光源を組み合わせ、その吸光度の変化から、水分量の変化量及び物理的な変化量として測定光による検出量の補正を行う。この補正の方法は差分を取る方法或は比を求める方法でも良い。また、参照光による検出量は、測定部位の振動や入光状態の補正、光路上の障害物の回避を行うための制御量として使用し、この波長により検出される光量が最大となるように、後述するActuatorを電気的に制御する。図4は測定部位に対して透過光を使用した場合の構成と図5は拡散反射光を検出するための構成でありどちらも照射した光が測定部位の内部を通過した状態で検出される。光源(23a、23b)からの光はLens(24a,24b)によって小径Beamに絞りCollimation光(14)となる。(小径のBeamに絞る理由は大きな出力の光源を使用せずに輝度を確保する事が可能であり、消費電力を抑え、Costを抑える事が可能になる。また、光路上に障害物(具体的には血管(13))があった場合回避する事ができるようになるためである。このBeamはPBS(25a,25b)などによって同軸光となる。ただし、2個の光源が同時に発光する事はさせない。その後Actuator Lens(22)によって測定部位(21)に照射する位置を補正する機能を有する。このActuatorの動作は、Shift(16)とTilt(15)する事が可能であり、参照光による検出値が最大になるようの実時間で調整を行う。この調整のためのこのActuatorの応答速度は速い必要はなく、所謂不覚筋動と同程度の特性をCoverすればよい。また、実際に測定部位に接する部分(20a,20b)は表面から直接反射される光の影響を排除する機能も有する。また、測定部位に対して一定の圧力(18)をかけるための作用点としても機能する。
この光学的な構造を保持する機構として、Clipのような構造とする。その理由は前述べた様に、測定部位の制限、血流の制限である。図6はその構造をしめしたもので、上記の光学的構造図4、図5の構造を内蔵する。図6筐体(27)では光源からの光(14)からの光はミラー(29)によって導光されているが、ファイバーなどでActuator Lensまで導光する構成も可能(図示ぜず)また、図6は透過光の構成であるが、拡散反射でも同じ機構を使用し、図5に示す光学的な構造を内蔵させる。この場合、透過光による構造におけるPD側に配置される集光用対物Lens(20b)が被測定物支持部品(26)になる。
図7は基本となる電気回路Block図である。この図7は透過光による構成であるが、拡散反射光を使用した場合も電気回路では同じ構成である。(図示せず)OSC1(30a)は測定するために使用する信号例えば1Khzにて光出力をAC変調する信号である。測定値はこのOSC1(30a)による信号が測定部位によって吸光、拡散された信号をPD(17)により検出される振幅である。OSC2(30b)は光源1(23a)(以降LD1)と、光源2(23b)(以降LD2)を切り替えるもので、LD1が発光の場合はLD2が休止、LD2が発光の場合はLD1が休止のように交互に発光を光源切り替えスイッチ回路(31)で切り替える。例えばOSC2(30b)の出力がHの時にLD1が発光し、Lの時はLD2が発光する。また、LD1が参照光、LD2が測定光としている。PD(17)(参照光と測定光用と共有)の出力はIV変換(35)され、同期AMP(36)によって増幅される。光源駆動回路1,2(以降LDD1,2)(32a,32b)はLaser Diodeに高周波重畳機能(34)を有し、反射光によるLaser発光が不安定になる事を避けるため、Single Modeから Multi-Mode発振で使用されFront MonitorやBack Monitor DiodeなどのAPC回路(図示せず)によって光出力を一定に保つ。また、温度Sensor(34)を配置し、温度による変化を補正も行う。RMS回路(37)では、検出された信号の実効値を出力し、Servo AMP(38、40)に入力される。LD1が発光した時のRMS回路(37)の出力をHoldする回路(41b)と基準電圧(39)(参照光量に相当)がLD1 Servo AMPに入力され差分を演算し、LD1の発光量を自動制御するServo Loopを形成する。この動作によってPD(17)でうける参照光の光量は基本的な透過量の影響を排し一定になる。LD1 Servo AMP(38)にて、演算しLDD1(32a)の入力量として求めるがこの出力が大きい場合、被測定物(21)における光の減衰量が大きい事を示し、このLD1の制御量がLD2の基準値となる。この基準値は、被測定物(21)における基本的に測定をするために必要な光Powerを自動的に求めた事になる。また、このLD1検出量をLD2測定光の基準とする事で被測定物(21)の物理的な変位及び、水分量の変位を補正した事に相当する。物理的変位(被測定物(21)の組織的変異)はLD1,LD2共同じ減衰特性(吸光特性、拡散度特性に影響を与えない)であると考えられるためLD1による検出量は物理的な変位量と時間的に変変位する可能性がある水分による吸光度の補正量を反映している事となる。また、LD2が発光した時のRMS回路(37)の出力をHoldする回路(41c)の出力と、LD1の制御量をHoldする回路(41a)の出力の値の差分を演算し、LD2の制御出力とする事で、LD2の出力を一定に保つ事が可能になる。(LD1の発光量とLD2の発光量の比率は事前に最適な値を求めておき、その比率に従ってLDDのGainが決定される。)LD1制御量をHoldする回路(41a)(OSC2(30b)の出力が例えばHの時にLD1からのRMS回路(37)からの出力をLD1検出値Hold回路(41b)がHoldし、Lの時にはLD2検出Hold回路(41c)がHoldする)とLD2の制御量の差分を演算する測定値補正回路(42)の出力は、最終的にLD2検出量から物理的な変位と、水分の変位を補正した測定値になる。今回の装置では、この測定を3回、時間をずらして測定を行う事になる。この3回の測定によって、最終的な結果とする方法は後述する。
Actuator Lens(22)はLD1の発光期間(49)によって調整を行う。初回発光した時、Main PD(17)のSideのSUB-PDの出力(17s,17b)の差分を演算する事(43)でBeamの中心がどちら側にあるかが検出可能であり、この動作によって、PDで検出される光の強度の中心がPDの中心になる。図7の構成ではSの出力(35s)が大きい場合は光強度分布検出回路では基準電圧より(+)側出力が現れ、この出力が小さくなる方向にShift Drive回路(44b)を駆動し、Bの出力(35b)が大きい場合は基準電圧より(-)の出力が現れるので、この出力が小さくなるように、S(35s)信号の時とは逆にShift Drive回路(44b)を駆動する。測定のためのLD1の駆動とこのShift Drive機構(47)の駆動を同時に行い、LD1検出量を求めた後、LD2の発光期間(50)にてLD2による検出を行い、最終的な測定値を得る。図8はLD1、LD2の切り替えを示している。また、測定値のSNRを改善するため、平均した値(重ね合わせ値)によって行う。この例では、変調信号(30c)として連続した信号であるが、これをDutyの低いパルスでおこなって同様である。また、Actuator LensにTilt機能を含ませた場合、まず測定に入る前にLD1による参照光に制御出力を複数回LD1発光期間(49)を使って測定しその都度Tilt Drive基準電圧発生回路(46)(これは極小規模なMPUなどを使用する)からの出力を変更しTilt Drive機構(48)を駆動、LD1制御量が最少になるような状態を求めた後に、Shit Drive機構による調整と、測定Cycleに入る。今回のTilt Drive機構(48)と、Shift Drive機構(47)は測定部位の組織構造の影響を排除するためと振動などによるずれを補正するため、実時間にて調整する事を提供する。
図7では、電気回路としてAnalog的Servo Loopでの構成をしめしたが、当然、MPU(52)になどによりDigital的な処理によって実現する事も可能である。また、Analog 的Servo Loopのため、LD1,LD2の発光は図9に示すように発振器からの波形(30c)で発光する事が考えられるが、この発光を短いパルス発光(30d)、例えば10ns~30ns程度のパルス発光で行う事でも実現可能であり、このパルス発光によって、光のエネルギーによって測定部位の温度上昇を避ける事も可能となる。温度上昇を抑える事で、測定精度の向上も期待できる。また、血糖値の場合測定部位は人体に皮膚が被測定部位となるため、非常に強い光を連続して照射した場合には、光によって火傷する可能性がある事もさける事が可能。この光の強さ(エネルギー量)に対する人体への安全域は国際的に安全規格としてまとめられている基準を元に定める事になる。また、同期AMP(36)もDigital信号処理によって実現している。このServo LoopのLD1,LD2制御量そのものが、結果的に吸光度及び拡散度に相当する検出量となる。その場合の構成図を図9に示す。まず、何度かLD1の発光時(発光制御量は事前に決めた量)の値(36a)をAD入力し、Tilt駆動回路(45b)の駆動量を変えLD1の検出量が最少になるような駆動量を検出しTiltの最適な状態として求た状態でShift Drive機構(47)による調整のため、Sub-PDのからの信号(35s,35b)をMPU(52)にAD入力され、PD(17)にBeamの中心になるように、MPU(52)内で演算(光強度分布検出回路(43)に相当する演算)し、Shift Drive回路(44b)を駆動する。この一連のTilt制御と、Shift制御はLD1、LD2による測定の前に行う。尚、LD1、LD2を駆動する時、MPU(52)からLD1、LD2を駆動するがOSC1(30a)による変調に相当するようにLD1 ON/OFF信号(32d)と、LD2ON/OFF信号(32e)を制御する。測定はまず、MPUからの出力を一定量づつLD1発光制御量(32c)加減し、ADからの入力される値(36a)が予め決めた値(LD1基準電圧発生回路(39)に相当)になるよう検出量を求めLD1の検出値とする。続いて同様にADによってMPUに入力(36a)される値がLD1により検出される量を基準として一定量となるようにLD2発光制御量(32f)を加減する。この時のLD2発光制御量(32f)がLD2による検出量とする。次に、LD2による検出量からLD1による検出量をMPU(52)で減算し、温度補正センサー(33)からの信号(33a)により補正(補正量は温度による吸光度特性から求めた値を基本とし実験的に求める)した値が最終的な測定値となる。この構成によって、測定される血糖値としては50mg/dlから200mg/dlの範囲と想定している。実際に糖尿病の治療に使用されるSMBGでは0mg/dlから900mg/dl程度のRangeを必要とする。もしこのRangeを想定した場合、かなり大きなLaser出力を必要となる可能性があるが、Rangeを狭める事で、低消費電力化、Cost Downを実現可能としている。
では次に本装置の特徴である3回の測定値の扱いと最終的な結果の出力について具体的な装置の操作を踏まえて説明する。まず、食事前操作スイッチ(54a)操作し、食事前値を測定する。この時の測定値を(t1,S1)とする。次に食後30分程度経過したときに食後操作スイッチ(54b)を操作し、測定を行う。この時の測定値を(t2,S2)とする。さらに、2時間程度経過したときに食後操作スイッチを操作し測定を行う。この時の測定値を(t3,S3)とする。(30分後、2時間後などの判断は、装置内部の時計(55)により判断を行う)この測定値から ds=S3-S1を求める。この値がこの装置の基本的な測定量となる。次に、dts=(s2-s1)/(t2-t1)として求める。この値は短時間にたいして、どの程度変化したかを示す時間微分値となり、装置として、dsの値と、dtsの値から判断される結果を表示器(53)に表示する事になる。この値は血糖値の上昇速度を示すものとなる。血糖値は代謝の状態や、食事のとり方、内容によって大きく変化する事がしられていて、空腹時血糖値が正常であっても食事によって急激に上昇する事がある。この上昇した血糖値を血糖値スパイクと言われ、このスパイクの値が大きい事がある事を所謂隠れ糖尿病ともいわれる。今回の時間微分値が大きい場合、大きな血糖値スパイクがあると推定する。通常の血糖値の測定においてこの血糖値スパイクを検出する場合には、連続して血糖値を測定し、最大値を測定しなければならないが。今回のこの方式では、連続して測定しなくとも、血糖値スパイクの測定と同等の測定となる。また。今回の測定方法では、測定値の差分及び、変化率を短時間内で完了し演算するため、精度に対する偏差が相殺され、測定精度、再現性が向上する。
図10のGraphは最終的な判断値を求めるGraphである。横軸にds(56)の値をとり、縦軸にはその最終測定結果dds(57)となる。この空間に複数する曲線はdts(58)に相当するものである。このds、dts、dds特性はds(56)値が低い場合でもdts(57)値が高い場合、dds(57)が高くなる事をしめしたものである。どのdts(58)曲線選択するかは例えばdts値を20程度に正規化した値によって選択する。(このdts曲線の描き方は実際の血糖値の医学的な検査基準を元に製品仕様として決定する)
図10(59)で示した領域にds値(56)及びdts(58)が該当する場合、測定値が正常でない可能性または、あまりにも異常な測定結果である可能性がある。このような場合はdds(57)値を表示器(53)に表示し同時に点滅をさせ、測定値結果の取扱いに注意が必要である事を示す。これは例えば、糖代謝が異常(重度)な場合、ds値が小さい場合がある。また、dts値も小さい事がありえる。この状態は血糖値が食事前から非常に高く、食事によってこれ以上血糖値が上昇しない場合などに相当する。また、この(59)で示した領域の設定は朝食、昼食、夕食を想定し、3種類Graphを用意し、どのGraphを選択するかは測定の時間帯によっておこなう。例えば、時計(55)が朝の時間帯であれば、前日の食事からかなりの時間が経過している可能性があり、この場合血糖値はそれなりに低下している可能性があるなど、その時々に応じたGraphを使用する。最終的に求められたdds値は表示器に表示される事になるが、この測定装置ではでは、数値による表示は行わない。その代わりにColor Gradationで行う。dds値が0の場合を基準に例えば“青”とし、最大値を例えば“赤”となるように、数値対ColorをMapping(60)する。
血糖値に代わる新しい健康管理を目的とした指標とする事が可能であり、今まで空腹血糖値の測定発見出来なかった所謂隠れ糖尿病の早期発見する診断装置としても適応できる。また、変化の状態を測定する手法を使用する事で例えば植物の光合成によって生成される糖の変化を測定する事で、農業用の制御装置にも適応可能である。
1 光源
2 絞り
3a 対物レンズ(カップリング用)
3b 対物レンズ(集光用)
4 ファイバー
5 被測定物
6 シャッター
7 解析格子
8 ミラー
9 フォトアレー
10 AD変換器
11 プロセッサ
12a 正常の血糖値の時間的変化の例
12b 糖代謝異常時の時間的変化の例
12c 糖代謝異常の場合の時間的変化の例(重度)
13 血管等
14 光束
15 Tilt による傾いたActuator Lens
16 Shitによる移動したActuator Lens
17 PD(Photo Device)
18 光路
19 加圧
20a 光出射用対物Lens
20b 集光用対物Lens
21 被測定物
22 Actuator Lens
23a 光源1
23b 光源2
24a コリメーションLens1
24b コリメーションLens2
25a PBS(合成用)
25b PBS(反射光分離用)
26 被測定物支持部品
27 装置筐体
28 支点
29 ミラー
17s PD Side Sub-PD(s)
17b PD Side Sub-PD(b)
30a OSC1(信号用発振器)
30b OSC2(光源切り替え用信号発生器)
30c OSC1出力(光源変調出力)
30d LD1,LD2 パルス発光波形
31 光源切り替えスイッチ
32a 光源駆動回路1(LDD1)
32b 恋減駆動回路2(LDD2)
33 温度補正センサー
34 マルチ発光用発振器
35 I/V 変換回路
36 同期増幅回路
37 RMS(実効値回路)
38 LD1 Servo AMP
39 LD1基準電圧発生回路
40 LD2 Servo AMP
41a LD1 制御量Hold回路
41b LD1 発光検出値Hold回路
41c LD2 発光検出値Hold回路
42 測定値補正回路
43 光強度分布検出回路
44a Shit Drive Buffer回路
44b Shift Drive回路
45a Tilt Drive Buffer回路
45b Tilt Drive回路
46 Tilt Drive基準電圧発生回路
47 Shit Drive機構
48 Tilt Drive機構
30 OSC1出力(光源変調出力)
49 LD1発光期間、Actuator Lens 調整機関
50 LD2発光期間(測定期間)
51 OSC2出力
32c LD1発光量制御量信号
32d LD1 ON/OFF制御信号
32e LD2 ON/OFF制御信号
32f LD2発光量制御量信号
33a 温度センサー信号
36a PD Side Sub-PD信号入力
36b PD Side Sub-PD信号入力
52 MPU
53 表示装置
54a 操作スイッチ(食前)
54b 操作スイッチ(食後)
55 時計
56 ds計算値
57 dds 最終測定結果
58 dts曲線
59 点滅表示柳雄値
60 dds 表示色Mapping
2 絞り
3a 対物レンズ(カップリング用)
3b 対物レンズ(集光用)
4 ファイバー
5 被測定物
6 シャッター
7 解析格子
8 ミラー
9 フォトアレー
10 AD変換器
11 プロセッサ
12a 正常の血糖値の時間的変化の例
12b 糖代謝異常時の時間的変化の例
12c 糖代謝異常の場合の時間的変化の例(重度)
13 血管等
14 光束
15 Tilt による傾いたActuator Lens
16 Shitによる移動したActuator Lens
17 PD(Photo Device)
18 光路
19 加圧
20a 光出射用対物Lens
20b 集光用対物Lens
21 被測定物
22 Actuator Lens
23a 光源1
23b 光源2
24a コリメーションLens1
24b コリメーションLens2
25a PBS(合成用)
25b PBS(反射光分離用)
26 被測定物支持部品
27 装置筐体
28 支点
29 ミラー
17s PD Side Sub-PD(s)
17b PD Side Sub-PD(b)
30a OSC1(信号用発振器)
30b OSC2(光源切り替え用信号発生器)
30c OSC1出力(光源変調出力)
30d LD1,LD2 パルス発光波形
31 光源切り替えスイッチ
32a 光源駆動回路1(LDD1)
32b 恋減駆動回路2(LDD2)
33 温度補正センサー
34 マルチ発光用発振器
35 I/V 変換回路
36 同期増幅回路
37 RMS(実効値回路)
38 LD1 Servo AMP
39 LD1基準電圧発生回路
40 LD2 Servo AMP
41a LD1 制御量Hold回路
41b LD1 発光検出値Hold回路
41c LD2 発光検出値Hold回路
42 測定値補正回路
43 光強度分布検出回路
44a Shit Drive Buffer回路
44b Shift Drive回路
45a Tilt Drive Buffer回路
45b Tilt Drive回路
46 Tilt Drive基準電圧発生回路
47 Shit Drive機構
48 Tilt Drive機構
30 OSC1出力(光源変調出力)
49 LD1発光期間、Actuator Lens 調整機関
50 LD2発光期間(測定期間)
51 OSC2出力
32c LD1発光量制御量信号
32d LD1 ON/OFF制御信号
32e LD2 ON/OFF制御信号
32f LD2発光量制御量信号
33a 温度センサー信号
36a PD Side Sub-PD信号入力
36b PD Side Sub-PD信号入力
52 MPU
53 表示装置
54a 操作スイッチ(食前)
54b 操作スイッチ(食後)
55 時計
56 ds計算値
57 dds 最終測定結果
58 dts曲線
59 点滅表示柳雄値
60 dds 表示色Mapping
Claims (9)
- 発光部と受光部と制御部を有し、被測定部位における内部物質の濃度を測定する光学測定部と、前記測定結果を表示する表示部と外部に出力する通信機能を有する測定装置であって、
前記発光部は、前記被測定部位に対して出射波長がそれぞれ第1波長、第2波長の単一波長で発光する光を個別に出力し、
前記受光部は、前記被測定部位で測定部位内部を通過した前記光源からの光をそれぞれ検出し、
前記制御部は演算処理部を備え、該演算処理部は測定部位内部を通過した光源からの光を前記第1波長、第2波長の前記測定部位内部を通過した光源からの光が前記被測定部位の前記被測定部位の内部の被測定物質にそれぞれ吸光された割合である第1吸光率、第2吸光率に換算し、該第2吸光率を第1吸光率を使って補正演算し
これを制御部にて第1測定値として保持し、一定時間経過後再度同じ測定を行いこれを制御部において第2測定値として保持し、更に時間が経過後に同じ測定方法で測定した測定値を第3測定値として制御部に保持、
第1測定値と第3測定値の差分を制御部にて前記被測定部位における測定物質の濃度変化として算出し、第1測定値と第2測定値の差分を第1測定値の測定時間から第2測定値を測定するまでの経過時間長にて時間変化率として演算し前記表示部に濃度変化量データ及び時間変化率データを前記表示部に出力することとそのデータを外部に通信によってデータを送出する機能を有する事を特徴とする非破壊測定装置。 - 請求項1に示す濃度変化量データ及び時間変化率データの被測定部位における被測定物質が体内の血糖値とした非破壊測定装置
- 請求項1に示す濃度変化量データ及び時間変化率データを表示する機能を有する非破壊測定装置。
- 請求項1に示す濃度変化量データ及び時間変化率データを外部装置に出力するための通信機能を持つ非破壊測定装置。
- 請求項1、請求項2に示す非破壊測定装置において、補正演算として請求項1における第2吸光率から第1吸光率を減算する事により測定値を求める事を特徴とする非破壊測定装置。
- 請求項1、請求項2に示す非破壊測定装置において、補正演算として請求項1における第2吸光率をと第1吸光率で除算演算する事により測定値を求める事を特徴とする非破壊測定装置。
- 請求項1に示す濃度変化データ値と請求項1に示す時間変化率データ値を軸とする2次元のデータテーブルを持ち、測定された濃度変化データ値と、測定された時間変化率デーデータテーブルにあらかじめ設定されていた値から色へと変換する演算を行い請求項1に示す表示部に色を表示する機能を有する事を特徴とする請求項1から請求項6のいずれかに記載の非破壊検査装置。
- 被測定部位に照射する光の照射位置、角度を補正する機構を持つ事を特徴とする請求項1から7のいずれか1項に記載に記載の非破壊検査装置。
- 光の出射部を被測定物質を含む被測定部位に一定の圧力をかける作用点として使用し、被測定部位に一定の圧力をかける構造を有し、被測定部位に一定の圧力を印加した状態で被測定部位の内部の被測定物質の測定する構造を持つ事を特徴とする請求項1から8のいずれか1項に記載の非破壊検査装置。
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---|---|---|---|
PCT/JP2018/027299 WO2020017028A1 (ja) | 2018-07-20 | 2018-07-20 | 非破壊検査装置 |
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