WO2020158348A1 - 血糖値測定装置および血糖値測定方法 - Google Patents
血糖値測定装置および血糖値測定方法 Download PDFInfo
- Publication number
- WO2020158348A1 WO2020158348A1 PCT/JP2020/000677 JP2020000677W WO2020158348A1 WO 2020158348 A1 WO2020158348 A1 WO 2020158348A1 JP 2020000677 W JP2020000677 W JP 2020000677W WO 2020158348 A1 WO2020158348 A1 WO 2020158348A1
- Authority
- WO
- WIPO (PCT)
- Prior art keywords
- prism
- laser light
- blood glucose
- glucose level
- lens
- Prior art date
Links
- 239000008280 blood Substances 0.000 title claims abstract description 85
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 title claims abstract description 85
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 29
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 claims abstract description 56
- 238000004566 IR spectroscopy Methods 0.000 claims abstract description 27
- WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N Glucose Natural products OC[C@H]1OC(O)[C@H](O)[C@@H](O)[C@@H]1O WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N 0.000 claims description 83
- 239000008103 glucose Substances 0.000 claims description 83
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 23
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 14
- 230000000052 comparative effect Effects 0.000 description 11
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 9
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 8
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 8
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 8
- 238000005033 Fourier transform infrared spectroscopy Methods 0.000 description 3
- 239000005083 Zinc sulfide Substances 0.000 description 3
- 230000035515 penetration Effects 0.000 description 3
- 229910052984 zinc sulfide Inorganic materials 0.000 description 3
- 229910000673 Indium arsenide Inorganic materials 0.000 description 2
- 229910052787 antimony Inorganic materials 0.000 description 2
- WATWJIUSRGPENY-UHFFFAOYSA-N antimony atom Chemical compound [Sb] WATWJIUSRGPENY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000005102 attenuated total reflection Methods 0.000 description 2
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 239000012510 hollow fiber Substances 0.000 description 2
- RPQDHPTXJYYUPQ-UHFFFAOYSA-N indium arsenide Chemical compound [In]#[As] RPQDHPTXJYYUPQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 2
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 2
- NCGICGYLBXGBGN-UHFFFAOYSA-N 3-morpholin-4-yl-1-oxa-3-azonia-2-azanidacyclopent-3-en-5-imine;hydrochloride Chemical compound Cl.[N-]1OC(=N)C=[N+]1N1CCOCC1 NCGICGYLBXGBGN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000000862 absorption spectrum Methods 0.000 description 1
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 230000001427 coherent effect Effects 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 210000003722 extracellular fluid Anatomy 0.000 description 1
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 1
- 238000004904 shortening Methods 0.000 description 1
- 210000003491 skin Anatomy 0.000 description 1
- 210000000434 stratum corneum Anatomy 0.000 description 1
- DRDVZXDWVBGGMH-UHFFFAOYSA-N zinc;sulfide Chemical compound [S-2].[Zn+2] DRDVZXDWVBGGMH-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- 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
- G01N21/55—Specular reflectivity
- G01N21/552—Attenuated total reflection
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
- A61B5/0075—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence by spectroscopy, i.e. measuring spectra, e.g. Raman spectroscopy, infrared absorption spectroscopy
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1455—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
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
- A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
- A61B5/6814—Head
- A61B5/682—Mouth, e.g., oral cavity; tongue; Lips; Teeth
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
- A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
- A61B2562/0233—Special features of optical sensors or probes classified in A61B5/00
-
- 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
- G01N2021/3595—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light using FTIR
-
- 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
- G01N21/314—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry with comparison of measurements at specific and non-specific wavelengths
- G01N21/3151—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry with comparison of measurements at specific and non-specific wavelengths using two sources of radiation of different wavelengths
-
- 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
- G01N21/3577—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light for analysing liquids, e.g. polluted water
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N2201/00—Features of devices classified in G01N21/00
- G01N2201/08—Optical fibres; light guides
-
- G—PHYSICS
- G02—OPTICS
- G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
- G02B6/00—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings
- G02B6/24—Coupling light guides
- G02B6/26—Optical coupling means
- G02B6/262—Optical details of coupling light into, or out of, or between fibre ends, e.g. special fibre end shapes or associated optical elements
Definitions
- the present disclosure relates to a blood glucose level measuring device and a blood glucose level measuring method.
- This application claims priority based on Japanese Patent Application No. 2019-16222 filed on January 31, 2019, and incorporates all the contents described in the present application.
- Patent Documents 1 and 2 As a non-invasive blood glucose level measuring method, a method using infrared spectroscopy is known (Patent Documents 1 and 2, etc.).
- Patent Document 1 infrared light having a wavelength of 1020 to 1040 cm ⁇ 1 is used, and in Patent Document 2, near infrared light is used.
- a blood glucose level measuring apparatus is a blood glucose level measuring apparatus that uses infrared spectroscopy, and includes a light source that emits laser light in an infrared region, a lens that condenses the laser light, and a lens that collects the laser light.
- An optical fiber on which the emitted laser light is incident and a prism on which the laser light emitted from the optical fiber is incident are provided.
- a blood glucose measuring device is a blood glucose measuring device that uses infrared spectroscopy, and includes a light source that emits laser light in an infrared region, a lens that condenses the laser light, and a light that is condensed by the lens. And a prism on which the laser light thus generated is incident.
- a blood glucose measuring device is a blood glucose measuring device using infrared spectroscopy, comprising a light source for emitting a laser beam in the infrared region, and a prism to which the laser beam is incident,
- the lower limit of the incident angle of the laser light on the surface of the prism that reflects the laser light is the critical angle +3°.
- a blood glucose measuring device is a blood glucose measuring device using infrared spectroscopy, a light source that emits laser light in the infrared region, the laser light is incident, the tip is a tapered shape.
- An optical fiber and a prism on which the laser light emitted from the tip is incident are provided.
- a blood glucose level measuring method is a blood glucose level measuring method using infrared spectroscopy, wherein the step of bringing a subject into contact with a prism, and a laser beam in an infrared region is transmitted through a condenser lens and an optical fiber.
- the method includes the steps of entering the prism and detecting the laser light emitted from the prism.
- a blood glucose level measuring method is a blood glucose level measuring method using infrared spectroscopy, wherein a step of bringing a prism into contact with a subject and laser light in the infrared region is incident on the prism via a condenser lens. And a step of detecting the laser light emitted from the prism.
- a blood glucose level measuring method is a blood glucose level measuring method using infrared spectroscopy, wherein a step of bringing a prism into contact with a subject, a step of making laser light in an infrared region incident on the prism, and the prism Detecting the laser beam emitted from the laser beam, and the lower limit of the incident angle of the laser beam on the surface of the prism that reflects the laser beam is the critical angle +3°.
- a blood glucose level measuring method is a blood glucose level measuring method using infrared spectroscopy, wherein a step of bringing a prism into contact with a subject and laser light in an infrared region is incident on the prism via an optical fiber. And a step of detecting the laser light emitted from the prism, wherein the tip of the optical fiber has a tapered shape.
- FIG. 1A is a schematic view illustrating the blood glucose level measuring device according to the first embodiment.
- FIG. 1B is an enlarged view of the vicinity of the lens and the prism.
- FIG. 1C is an enlarged view of the prism.
- FIG. 2A is a diagram showing an experiment.
- FIG. 2B is a diagram illustrating the intensity of light.
- FIG. 2C is a diagram showing the relationship between the full width at half maximum and the distance d.
- FIG. 3A is a diagram illustrating a light source according to a first modification of the first embodiment.
- FIG. 3B is a diagram illustrating a blood glucose level measuring device according to a second modification of the first embodiment.
- FIG. 4A is a schematic view illustrating the blood glucose level measuring device according to the second embodiment.
- FIG. 4B is an enlarged view of the prism.
- FIG. 5 is an enlarged view of the optical fiber and the prism in the third embodiment.
- FIG. 6A is a diagram showing a sample used in the experiment.
- FIG. 6B is a diagram showing a measurement result of loss.
- FTIR Fourier infrared transform spectrometer
- FTIR Fourier Transform Infrared Spectrometer
- QCL Quantum Cascade Laser
- the measuring device can be made smaller and less expensive.
- the laser light is coherent light, the laser light interferes with each other and has a locally high intensity as compared with the light of a lamp or the like. Therefore, it was easily affected by the distribution of blood glucose in the living body, and the measurement accuracy was insufficient. Therefore, it is an object of the present invention to provide a blood glucose level measuring device and a blood glucose level measuring method capable of improving the measurement accuracy.
- a blood glucose level measuring apparatus using infrared spectroscopy comprising a light source that emits laser light in an infrared region, a lens that condenses the laser light, and a lens that collects the laser light.
- the blood glucose level measuring device comprises: an optical fiber on which the emitted laser light is incident; and a prism on which the laser light emitted from the optical fiber is incident.
- the expanded laser light can be made incident on the prism, so that the measurement accuracy is improved.
- a blood glucose level measuring apparatus using infrared spectroscopy wherein a light source that emits laser light in an infrared region, a lens that focuses the laser light, and the laser light that is focused by the lens
- a blood glucose level measuring device comprising: an incident prism.
- the expanded laser light can be made incident on the prism, so that the measurement accuracy is improved.
- the focal length of the lens may be 2 mm or more and 20 mm or less. As a result, the laser light can be further spread, and the measurement accuracy is improved.
- a blood glucose measuring device using infrared spectroscopy comprising a light source for emitting laser light in an infrared region and a prism on which the laser light is incident, and reflecting the laser light from the prism.
- the lower limit of the incident angle of the laser light on the surface to be caused is a blood glucose level measuring device in which the critical angle is +3°.
- the number of reflections within the prism and the depth of light penetration are increased, and interference is suppressed. Therefore, the measurement accuracy is improved.
- a blood glucose level measuring apparatus using infrared spectroscopy comprising a light source that emits laser light in an infrared region, an optical fiber into which the laser light is incident, and a tapered tip end, and the tip end.
- the light source may be a quantum cascade laser. As a result, the blood glucose level measuring device is low in cost and compact.
- a method of measuring blood glucose level using infrared spectroscopy comprising: bringing a prism into contact with a subject; and causing laser light in the infrared region to enter the prism via a condenser lens and an optical fiber. And a step of detecting the laser beam emitted from the prism.
- a method of measuring blood glucose level using infrared spectroscopy comprising: contacting a subject with a prism; injecting laser light in an infrared region into the prism through a condenser lens; And a step of detecting the emitted laser light.
- the spread laser light can be incident on the prism, so that the measurement accuracy is improved.
- a blood glucose level measuring method using infrared spectroscopy which comprises a step of bringing a prism into contact with a subject, a step of causing a laser beam in an infrared region to enter the prism, and a laser beam emitted from the prism. And a lower limit of the angle of incidence of the laser light on the surface of the prism that reflects the laser light, the lower limit of the critical angle being +3°. The number of reflections within the prism and the depth of light penetration are increased, and interference is suppressed. Therefore, the measurement accuracy is improved.
- a method for measuring blood glucose level using infrared spectroscopy comprising the steps of bringing a prism into contact with a subject, injecting laser light in the infrared region into the prism via an optical fiber, and emitting from the prism. And a step of detecting the laser beam, wherein the tip of the optical fiber has a tapered taper shape. Since the laser light spreading from the tapered optical fiber can be incident on the prism, the measurement accuracy is improved.
- FIG. 1A is a schematic view illustrating a blood glucose level measuring device 100 according to the first embodiment.
- FIG. 1B is an enlarged view around the lens 20 and the prism 30.
- the blood glucose level measuring device 100 includes QCLs 10 and 12, a mirror 14, a lens 20, optical fibers 22 and 23, a detector 24, and a prism 30.
- the blood glucose level measuring device 100 is a device for measuring a blood glucose level by infrared spectroscopy, more specifically, infrared attenuated total reflection method (ATR method).
- ATR method infrared attenuated total reflection method
- the QCLs 10 and 12 are, for example, laser light sources that oscillate at wavelengths in the mid-infrared region (4 ⁇ m to 10 ⁇ m).
- the wavelengths of the emitted lights of the QCLs 10 and 12 are different from each other. Both of the wavelengths of the emitted light may be within a predetermined range such as ⁇ 10 cm ⁇ 1 centered on the wavelength of the absorption peak of glucose. Further, one may be within a predetermined range centered on the wavelength of the absorption peak and the other may be outside the range centered on the absorption peak.
- the absorption peak is located, for example, in the vicinity of 1155 cm ⁇ 1, in the vicinity of 1080 cm ⁇ 1, in the vicinity of 1035 cm ⁇ 1 .
- the lens 20 is a condenser lens and collects the laser light emitted from the QCLs 10 and 12.
- the focal length is, for example, 8 mm.
- optical fiber 22 faces the lens 20, and the other end is attached to one of the side surfaces of the prism 30 and, for example, adheres to the side surface.
- One end of the optical fiber 23 is attached to the other side surface of the prism 30, and the other end is attached to the detector 24.
- the optical fibers 22 and 23 are hollow fibers having a diameter of 2 mm, for example, and can transmit infrared light with low loss.
- the detector 24 is, for example, an indium arsenide antimony (InAsSb) detector.
- the prism 30 is, for example, a trapezoidal attenuated total reflection prism (ATR prism), and is made of zinc sulfide (ZnS) or the like.
- the two bottom surfaces 31 and 32 of the prism 30 face each other.
- the thickness of the prism 30, that is, the distance between the bottom surfaces is 2.4 mm, for example.
- the length of the bottom surface 31 is, for example, 24 mm, and the length of the bottom surface 32 is smaller than the bottom surface 31.
- the distance between one end of the optical fiber 22 and the lens 20 is preferably equal to the focal length of the lens 20, for example, 8 mm.
- the prism 30 is sandwiched between the subject's lips 50, and the lips 50 are brought into contact with the bottom surfaces 31 and 32.
- Laser light is emitted from the QCLs 10 and 12.
- the light emitted from the QCL 10 passes through the mirror 14, and the light emitted from the QCL 12 is reflected by the mirror 14.
- these lights are condensed by the lens 20, enter the optical fiber 22, propagate in the optical fiber 22, and enter the prism 30.
- FIG. 1C is an enlarged view of the prism 30.
- the laser light L is reflected by the bottom surfaces 31 and 32 of the prism 30.
- the evanescent field generated at the boundary between the prism 30 and the outside of the prism 30 during reflection is absorbed by the sample (subject). More specifically, glucose or the like in the interstitial fluid of the subject absorbs infrared light.
- the absorbed light is emitted from the prism 30, propagates through the optical fiber 23 shown in FIG. 1A, and enters the detector 24.
- the blood glucose level can be measured from the mid-infrared absorption spectrum obtained by this.
- the incident angle ⁇ of the laser light L on the bottom surfaces 31 and 32 of the prism 30 is an angle formed by the laser light L and the normal to the bottom surface of the prism 30, and is preferably an angle equal to or greater than the critical angle such as 45°. ..
- the laser light L is condensed by the lens 20 and is incident on the optical fiber 22.
- the laser light L is emitted from the optical fiber 22 in a spread state and is incident on the prism 30, as compared with the case where the laser light is not transmitted through the lens 20. Therefore, the measurement accuracy of the blood glucose level is improved.
- an experiment on the spread of light will be described.
- FIG. 2A is a diagram showing an experiment. As shown in FIG. 2A, the lens 20, the optical fiber 22, and the detector 25 are sequentially arranged. In FIG. 2A, laser light L is incident on the lens 20 from a light source (QCL 10 and 12) not shown, transmitted through the optical fiber 22, and incident on the detector 25.
- the optical fiber 22 has a diameter of 2 mm and a length of 15 cm.
- the detector 25 is formed of, for example, indium arsenide antimony (InAsSb).
- InAsSb indium arsenide antimony
- FIG. 2B is a diagram illustrating the intensity of light.
- the horizontal axis represents the in-plane position of the detector 25, and the vertical axis represents the intensity of emitted light.
- the intensity of light detected by the detector 25 draws a Gaussian curve.
- the intensity shows a peak at the position in front of the optical fiber 22 (the in-plane position is 0), and the intensity decreases as it deviates from 0.
- the curve C2 shown by the solid line has a lower peak intensity and a larger half width at half maximum (HWHM) than the curve C1 shown by the broken line.
- a large HWHM as indicated by the curve C2 indicates that the light is spread and strong light can be obtained in a wide range.
- FIG. 2C is a diagram showing the relationship between the full width at half maximum and the distance d.
- the horizontal axis represents the distance d between the optical fiber 22 and the detector 25, and the vertical axis represents HWHM.
- Dotted lines and squares represent Comparative Example 1, broken lines and triangles represent examples with a focal length of 16.5 mm, and solid lines and circles represent examples with a focal length of 5.95 mm.
- HWHM is smaller than other examples, and an increase in HWHM with an increase in the distance d is not detected.
- Example 1 using the lens 20 HWHM is larger than that in Comparative Example 1, and HWHM also increases as the distance d increases. Especially in the case of the focal length of 5.95 mm, the HWHM was larger than that of the other two examples. From this, it can be seen that the light emitted from the optical fiber 22 is expanded by using the lens 20 having a small focal length. Specifically, when the focal length is 16.5 mm, the spread of light from the end of the optical fiber 22 is 2.8°, and when the focal length is 5.95 mm, the spread is 8.4°. ..
- the laser light L condensed by the lens 20 is incident on the prism 30. Therefore, the laser light L can be incident on the prism 30 in a spread state. As a result, high strength can be obtained over a wide range, the influence of blood glucose distribution can be suppressed, and the measurement accuracy can be improved.
- the spread of light can be increased by shortening the focal length of the lens 20.
- the focal length is preferably 2 mm or more and 20 mm or less.
- the light sources of the blood glucose level measuring device 100 are QCLs 10 and 12. Therefore, it is low in cost, small in size, and excellent in portability as compared with an apparatus using FTIR.
- the prism 30 is connected to the optical fibers 22 and 23.
- the optical fibers 22 and 23 are preferably hollow fibers that are flexible and transmit infrared light. Thereby, the blood glucose level can be measured with the prism 30 sandwiched between the subject's lips. Since the stratum corneum of the lips is thinner than that of the skin, it is easy for mid-infrared light to penetrate and the detection sensitivity is improved.
- the blood glucose level measuring device 100 may not have the optical fibers 22 and 23.
- the light sources are two quantum cascade lasers QCL10 and 12, but three or more QCLs may be used, for example.
- two of the wave numbers of the emitted light may be located at the glucose absorption peak, and one may be a wave number deviating from the glucose absorption peak. The one wave number can be used as a background.
- FIG. 3A is a diagram illustrating a light source according to a first modification of the first embodiment.
- the CAN module 40 with a lens shown in FIG. 3A can be used instead of the QCL 10 of FIG. 1A.
- the CAN module 40 includes a package 41, a TEC (Thermoelectric cooler) 42, a submount 44, a cap 46, a lens 48, and a QCL 10.
- the TEC 42 is mounted in the package 41
- the submount 44 is mounted on the TEC 42
- the QCL 10 is mounted on the submount 44.
- the inside of the package 41 is hermetically sealed by attaching the cap 46 to the package 41.
- a lens 48 is provided at a position of the cap 46 facing the QCL 10.
- Electric signals can be input and output to the QCL 10 and the TEC 42 by using the lead pins 41a provided on the package 41.
- the TEC 42 includes, for example, a Peltier element and controls the temperature.
- the lens 48 is a collimating lens or a condenser lens.
- a CAN module 40 having a QCL 12 can be used instead of the QCL 12 in FIG. 1A.
- the lens 48 is a condenser lens, the condensed light enters the optical fiber 22. Therefore, the lens 20 shown in FIG. 1A may not be provided.
- FIG. 3B is a diagram illustrating a blood glucose level measuring device according to Modification 2 of Example 1, and is an enlarged view of the lens 20 and the prism 30.
- the laser light L condensed by the lens 20 is incident on the prism 30 without passing through the optical fiber.
- the distance between the lens 20 and the side surface of the prism 30 on the lens 20 side is preferably, for example, the focal length of the lens 20 or less.
- the laser light L can be incident on the prism 30 in a widened state. As a result, high strength can be obtained over a wide range, the influence of blood glucose distribution can be suppressed, and the measurement accuracy can be improved.
- FIG. 4A is a schematic view illustrating the blood glucose level measuring device 200 according to the second embodiment.
- the blood glucose level measuring device 200 does not have the lens 20, and the laser light L enters the optical fiber 22 without passing through the lens 20.
- Other configurations are the same as those in the first embodiment.
- the blood glucose level is measured by bringing the prism 30 into contact with the subject's lip or the like, injecting laser light from the QCLs 10 and 12, and detecting infrared light by the detector 24, as in the first embodiment. ..
- FIG. 4B is an enlarged view of the prism 30.
- the incident angle ⁇ of the laser light L on the bottom surfaces 31 and 32 will be described.
- the refractive index of the prism 30 is n1
- the refractive index of the sample (human body or other living tissue) in contact with the prism 30 is n2.
- the lower limit of the incident angle ⁇ on the bottom surfaces 31 and 32 is set to, for example, ⁇ c+3°.
- the refractive index n1 is 2.2.
- the refractive index n2 of the biological tissue as the measurement target is 1.2, and the critical angle ⁇ c is 33°. Therefore, the lower limit of the incident angle ⁇ is set to 36° which is ⁇ c+3°, and the upper limit thereof is set to 45°.
- the lower limit of the incident angle is ⁇ c+3°.
- the number of times the laser light L is reflected is increased and interference is suppressed. Therefore, high strength can be obtained in a wide range, the influence of the blood sugar distribution can be suppressed, and the blood sugar level can be measured with high accuracy.
- the lower limit of the incident angle is smaller than ⁇ c+3°, and may be, for example, ⁇ c+4° or ⁇ c+5°.
- FIG. 5 is an enlarged view of the optical fiber 22 and the prism 30 in the third embodiment.
- the optical fiber 22 has a tip portion 22a and a straight portion 22b.
- the tip portion 22a is provided at the tip of the linear portion 22b and at a position facing the prism 30.
- the tip 22a has a tapered shape that tapers toward the prism 30.
- the diameter R1 of the end of the tip 22a of the optical fiber 22 is, for example, 1.6 mm
- the diameter R2 of the straight portion 22b is, for example, 2 mm.
- the inclination angle k of the tip portion 22a from the straight portion 22b is, for example, 5° or more and 15° or less.
- the other configuration and the method of measuring the blood glucose level are the same as in the second embodiment.
- the optical fiber 22 since the optical fiber 22 has the tapered tip portion 22a, the light emitted from the tip portion 22a spreads and enters the prism 30. Therefore, the influence of the blood sugar distribution can be suppressed and the measurement accuracy can be improved.
- Example 4 is an example in which Example 1 and Example 2 are combined.
- the configuration of the blood glucose level measuring device is the same as that in FIG. 1A.
- the light condensed by the lens 20 is made incident on the prism 30 at the incident angle of the second embodiment. Thereby, the blood glucose level can be measured with high accuracy.
- Example 5 is an example in which Example 2 and Example 3 are combined.
- the configuration of the blood glucose level measuring device is the same as that of FIG. 4A, and the optical fiber 22 has a tip portion 22a shown in FIG.
- the light emitted from the tip portion 22a of the optical fiber 22 is made incident on the prism 30 at the incident angle of the second embodiment. Thereby, the blood glucose level can be measured with high accuracy.
- Comparative Example 2 is an example in which the lens 20 and the tapered optical fiber 22 are not used and the incident angle is 45°.
- FIG. 6A is a diagram showing a sample used in the experiment.
- the tape 34 is attached to the bottom surface 31 of the prism 30.
- the length L1 of the prism 30 is 24 mm, and the length L2 of the tape 34 is 2 mm.
- the tape 34 is attached to one end of the prism 30, and the absorption by the tape 34 is measured by entering the laser light L using the blood glucose level measuring device corresponding to each example. Then, the tape 34 is attached at a position displaced by 2 mm, and the measurement is performed again. The above procedure is repeated until the other end of the prism 30.
- the tape 34 is a Chuko Flow (registered trademark) tape formed of fluororesin.
- the wavelength of light is 8.68 ⁇ m.
- the incident angle in Examples 1 and 3 and Comparative Example 2 was 45°, and the incident angle in Examples 2, 4 and 5 was 40°.
- the focal length of the lens 20 in Examples 1 and 4 is 6 mm.
- the angle k of the tip 22a of the optical fiber 22 in Examples 3 and 5 is 10°.
- FIG. 6B is a diagram showing a measurement result of loss.
- the horizontal axis represents the length of the bottom surface 31 of the prism 30, and the vertical axis represents the light loss standardized by the average value in each example.
- No. shown from the top. 1 to 6 correspond to Example 1, Example 2, Example 3, Example 4, Example 5, and Comparative Example 2, respectively.
- the dashed line in each example is the average value, and the solid line is the loss. From the one end to the other end of the prism 30, there are 12 regions for each 1 mm, and the loss for each region is represented by a solid line.
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Pathology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Surgery (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Emergency Medicine (AREA)
- Dentistry (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Immunology (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光を集光するレンズと、前記レンズにより集光された前記レーザ光が入射する光ファイバと、前記光ファイバから出射される前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備する血糖値測定装置。
Description
本開示は血糖値測定装置および血糖値測定方法に関するものである。本出願は2019年1月31日出願の日本出願第2019-16222号に基づく優先権を主張し、前記に本出願に記載されたすべての記載内容を援用するものである。
非侵襲の血糖値測定方法として、赤外分光法を用いたものが知られている(特許文献1および2など)。特許文献1では1020~1040cm-1の波長を有する赤外光を用い、特許文献2では近赤外光を用いる。
本開示に係る血糖値測定装置は、赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光を集光するレンズと、前記レンズにより集光された前記レーザ光が入射する光ファイバと、前記光ファイバから出射される前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備するものである。
本開示に係る血糖測定装置は、赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光を集光するレンズと、前記レンズにより集光された前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備するものである。
本開示に係る血糖値測定装置は、赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備し、前記プリズムの前記レーザ光を反射させる面への前記レーザ光の入射角の下限は臨界角+3°である。
本開示に係る血糖値測定装置は、赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光が入射し、先端が先細りのテーパ形状である光ファイバと、前記先端から出射される前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備するものである。
本開示に係る血糖値測定方法は、赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、集光レンズおよび光ファイバを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有するものである。
本開示に係る血糖値測定方法は、赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、集光レンズを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有するものである。
本開示に係る血糖値測定方法は、赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有し、前記プリズムの前記レーザ光を反射させる面への、前記レーザ光の入射角度の下限は臨界角+3°である。
本開示に係る血糖値測定方法は、赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、光ファイバを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有し、前記光ファイバの先端は先細りのテーパ形状である。
血糖値測定のための装置として、フーリエ赤外分光器(FTIR:Fourier a Transform Infrared Spectrometer)を用いるものがあるが、こうした測定装置は大型かつ高価である。量子カスケードレーザ(QCL:Quantum Cascade Laser)などのレーザ光源を用いることで、測定装置をより小型で安価なものとすることができる。しかしながら、レーザ光はコヒーレント光であるため干渉し、ランプの光などに比べて局所的に高い強度を有する。したがって生体内の血糖の分布に影響を受けやすく、測定精度が不十分であった。そこで、測定精度の向上が可能な血糖値測定装置および血糖値測定方法を提供することを目的とする。
本開示によれば、測定精度の向上が可能である。
[本開示の実施形態の説明]
最初に本開示の実施形態の内容を列記して説明する。
最初に本開示の実施形態の内容を列記して説明する。
本開示の一形態は、(1)赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光を集光するレンズと、前記レンズにより集光された前記レーザ光が入射する光ファイバと、前記光ファイバから出射される前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備する血糖値測定装置である。レンズを介さない場合に比べて広がったレーザ光をプリズムに入射することができるため、測定精度が向上する。
(2)赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光を集光するレンズと、前記レンズにより集光された前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備する血糖値測定装置である。レンズを介さない場合に比べて広がったレーザ光をプリズムに入射することができるため、測定精度が向上する。
(3)前記レンズの焦点距離は2mm以上、20mm以下でもよい。これによりレーザ光をより広げることができるため、測定精度が向上する。
(4)赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備し、前記プリズムの前記レーザ光を反射させる面への前記レーザ光の入射角の下限は臨界角+3°である血糖値測定装置である。プリズム内での反射回数、および光の染み込み深さが増加し、かつ干渉が抑制される。このため測定精度が向上する。
(5)赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光が入射し、先端が先細りのテーパ形状である光ファイバと、前記先端から出射される前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備する血糖値測定装置である。テーパ形状の光ファイバから広がるレーザ光をプリズムに入射することができるため、測定精度が向上する。
(6)前記光源は量子カスケードレーザでもよい。これにより血糖値測定装置が低コスト、かつ小型になる。
(7)赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、集光レンズおよび光ファイバを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有する血糖値測定方法である。集光レンズを介さない場合に比べて広がったレーザ光をプリズムに入射することができるため、測定精度が向上する。
(8)赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、集光レンズを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有する血糖値測定方法である。集光レンズを介さない場合に比べて広がったレーザ光をプリズムに入射することができるため、測定精度が向上する。
(9)赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有し、前記プリズムの前記レーザ光を反射させる面への、前記レーザ光の入射角度の下限は臨界角+3°である血糖値測定方法である。プリズム内での反射回数、および光の染み込み深さが増加し、かつ干渉が抑制される。このため測定精度が向上する。
(10)赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、光ファイバを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有し、前記光ファイバの先端は先細りのテーパ形状である血糖値測定方法である。テーパ形状の光ファイバから広がるレーザ光をプリズムに入射することができるため、測定精度が向上する。
(2)赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光を集光するレンズと、前記レンズにより集光された前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備する血糖値測定装置である。レンズを介さない場合に比べて広がったレーザ光をプリズムに入射することができるため、測定精度が向上する。
(3)前記レンズの焦点距離は2mm以上、20mm以下でもよい。これによりレーザ光をより広げることができるため、測定精度が向上する。
(4)赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備し、前記プリズムの前記レーザ光を反射させる面への前記レーザ光の入射角の下限は臨界角+3°である血糖値測定装置である。プリズム内での反射回数、および光の染み込み深さが増加し、かつ干渉が抑制される。このため測定精度が向上する。
(5)赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光が入射し、先端が先細りのテーパ形状である光ファイバと、前記先端から出射される前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備する血糖値測定装置である。テーパ形状の光ファイバから広がるレーザ光をプリズムに入射することができるため、測定精度が向上する。
(6)前記光源は量子カスケードレーザでもよい。これにより血糖値測定装置が低コスト、かつ小型になる。
(7)赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、集光レンズおよび光ファイバを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有する血糖値測定方法である。集光レンズを介さない場合に比べて広がったレーザ光をプリズムに入射することができるため、測定精度が向上する。
(8)赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、集光レンズを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有する血糖値測定方法である。集光レンズを介さない場合に比べて広がったレーザ光をプリズムに入射することができるため、測定精度が向上する。
(9)赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有し、前記プリズムの前記レーザ光を反射させる面への、前記レーザ光の入射角度の下限は臨界角+3°である血糖値測定方法である。プリズム内での反射回数、および光の染み込み深さが増加し、かつ干渉が抑制される。このため測定精度が向上する。
(10)赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、光ファイバを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有し、前記光ファイバの先端は先細りのテーパ形状である血糖値測定方法である。テーパ形状の光ファイバから広がるレーザ光をプリズムに入射することができるため、測定精度が向上する。
[本開示の実施形態の詳細]
本開示の実施形態に係る血糖値測定装置および血糖値測定方法の具体例を、以下に図面を参照しつつ説明する。なお、本開示はこれらの例示に限定されるものではなく、請求の範囲によって示され、請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。
本開示の実施形態に係る血糖値測定装置および血糖値測定方法の具体例を、以下に図面を参照しつつ説明する。なお、本開示はこれらの例示に限定されるものではなく、請求の範囲によって示され、請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。
(血糖値測定装置)
図1Aは実施例1に係る血糖値測定装置100を例示する模式図である。図1Bはレンズ20およびプリズム30付近の拡大図である。図1Aに示すように、血糖値測定装置100は、QCL10および12、ミラー14、レンズ20、光ファイバ22および23、検出器24、およびプリズム30を備える。血糖値測定装置100は、赤外分光法、より具体的には赤外減衰全反射法(ATR法)により血糖値を測定する装置である。
図1Aは実施例1に係る血糖値測定装置100を例示する模式図である。図1Bはレンズ20およびプリズム30付近の拡大図である。図1Aに示すように、血糖値測定装置100は、QCL10および12、ミラー14、レンズ20、光ファイバ22および23、検出器24、およびプリズム30を備える。血糖値測定装置100は、赤外分光法、より具体的には赤外減衰全反射法(ATR法)により血糖値を測定する装置である。
QCL10および12は例えば中赤外領域の波長(4μm~10μm)で発振するレーザ光源である。QCL10および12の出射光の波長は互いに異なる。出射光の波長のうち両方が例えばグルコースの吸収ピークの波長を中心として例えば±10cm-1など所定の範囲内にあってもよい。また、一方が吸収ピークの波長を中心とした所定の範囲内で、他方が吸収ピークを中心とした範囲外でもよい。吸収ピークは例えば1155cm-1付近、1080cm-1付近、1035cm-1付近に位置する。レンズ20は集光レンズであり、QCL10および12から出射されるレーザ光を集光する。焦点距離は例えば8mmである。
光ファイバ22の一端はレンズ20に対向し、他端はプリズム30の側面の1つに取り付けられ、例えば側面に密着する。光ファイバ23の一端はプリズム30の他の側面に取り付けられ、他端は検出器24に取り付けられる。光ファイバ22および23は例えば直径2mmの中空ファイバであり、赤外光を低損失で伝送することができる。検出器24は例えばインジウム砒素アンチモン(InAsSb)検出器である。
プリズム30は例えば台形状の減衰全反射プリズム(ATRプリズム)であり、硫化亜鉛(ZnS)などで形成されている。プリズム30の2つの底面31と底面32とは対向している。プリズム30の厚さ、すなわち底面間の距離は例えば2.4mmである。底面31の長さは例えば24mmであり、底面32の長さは底面31より小さい。
レンズ20に入射するレーザ光Lが平行光であれば、光ファイバ22の一端とレンズ20との間の距離はレンズ20の焦点距離に等しいことが好ましく、例えば8mmである。
次に血糖値の測定について説明する。図1Aに示すように被験者の***50にプリズム30を挟み、底面31および32に***50を接触させる。QCL10および12からレーザ光を出射する。QCL10の出射光はミラー14を透過し、QCL12の出射光はミラー14で反射する。図1Bに示すように、これらの光(レーザ光L)はレンズ20で集光され、光ファイバ22に入射し、光ファイバ22内を伝搬して、プリズム30に入射する。
図1Cはプリズム30の拡大図である。図1Cに示すように、レーザ光Lはプリズム30の底面31および32で反射する。反射の際にプリズム30とプリズム30の外界との境界に生じるエバネッセント場がサンプル(被験者)に吸収される。より詳細には、被験者の間質液中のグルコースなどが赤外光を吸収する。吸収後の光はプリズム30から出射され、図1Aに示す光ファイバ23を伝搬し、検出器24に入射する。これにより取得される中赤外吸収スペクトルから血糖値の測定が可能である。
なお、図1Cではプリズム30内において5回の反射が起きているが、反射回数は5回未満または5回以上でもよい。感度向上のためには例えば9回など、5回以上の反射が生じることが好ましい。プリズム30の底面31および32へのレーザ光Lの入射角θは、プリズム30の底面の法線とレーザ光Lとのなす角であり、例えば45°など臨界角以上の角度であることが好ましい。
実施例1においては、図1Bに示すように、レーザ光Lをレンズ20で集光して光ファイバ22に入射する。これにより、レンズ20を透過させない場合に比べ、レーザ光Lは広がった状態で光ファイバ22から出射され、プリズム30に入射する。このため血糖値の測定精度が向上する。以下では光の広がりについての実験について説明する。
(実験)
図2Aは実験を示す図である。図2Aに示すように、レンズ20、光ファイバ22、および検出器25を順に配置する。図2Aでは不図示の光源(QCL10および12)からレンズ20にレーザ光Lを入射し、光ファイバ22で伝送し、検出器25に入射する。光ファイバ22の直径は2mm、長さは15cmである。検出器25は例えばインジウム砒素アンチモン(InAsSb)で形成されている。この実験では、レンズ20を用いない比較例1、実施例1において焦点距離が16.5mmのレンズ20を用いる例、実施例1において焦点距離が5.95mmのレンズ20を用いる例、それぞれにおいて光ファイバ22と検出器25との距離dを変えながら光強度を検出した。
図2Aは実験を示す図である。図2Aに示すように、レンズ20、光ファイバ22、および検出器25を順に配置する。図2Aでは不図示の光源(QCL10および12)からレンズ20にレーザ光Lを入射し、光ファイバ22で伝送し、検出器25に入射する。光ファイバ22の直径は2mm、長さは15cmである。検出器25は例えばインジウム砒素アンチモン(InAsSb)で形成されている。この実験では、レンズ20を用いない比較例1、実施例1において焦点距離が16.5mmのレンズ20を用いる例、実施例1において焦点距離が5.95mmのレンズ20を用いる例、それぞれにおいて光ファイバ22と検出器25との距離dを変えながら光強度を検出した。
図2Bは光の強度を例示する図である。横軸は検出器25の面内における位置を表し、縦軸は出射光の強度を表す。図2Bに示すように、検出器25で検出される光の強度はガウス型のカーブを描く。検出器25の光ファイバ22と対向する面のうち、光ファイバ22の正面の位置(面内位置が0)において強度はピークを示し、0から外れるほど低下する。破線で示す曲線C1に比べ、実線で示す曲線C2はピーク強度が低く、半値半幅(HWHM:half width at half maximum)が大きい。曲線C2のようにHWHMが大きいことは、光が広がっており、広い範囲で強い強度の光が得られることを示す。
図2Cは半値幅と距離dとの関係を示す図である。横軸は光ファイバ22と検出器25との距離dを表し、縦軸はHWHMを表す。点線および四角は比較例1、破線および三角は焦点距離が16.5mmの例、実線および円は焦点距離が5.95mmの例を表す。レンズ20を用いない比較例1では他の例に比べてHWHMが小さく、また距離dの増加に伴うHWHMの増加は検出されない。
一方、レンズ20を用いた実施例1では比較例1に比べHWHMが大きく、かつ距離dの増加に伴いHWHMも増加する。特に焦点距離が5.95mmの例では他の2つの例よりもHWHMがより大きくなった。このことから、焦点距離の小さいレンズ20を用いることで光ファイバ22からの出射光が広げられたことがわかる。具体的に、焦点距離が16.5mmの例では、光ファイバ22の端部からの光の広がりが2.8°であり、焦点距離が5.95mmの例では広がりが8.4°である。
実施例1によれば、レンズ20で集光したレーザ光Lをプリズム30に入射する。このため、レーザ光Lを広げた状態でプリズム30に入射することができる。この結果、広い範囲にわたって高い強度が得られ、血糖分布の影響を抑制し、測定精度を向上させることが可能となる。
図2Cに示すように、レンズ20の焦点距離を短くすることで、光の広がりをより大きくすることができる。焦点距離は例えば2mm以上、20mm以下であることが好ましい。
図1Aに示すように血糖値測定装置100の光源はQCL10および12である。したがってFTIRを用いる装置に比べて低コスト、かつ小型であり、可搬性に優れる。また、光ファイバ22および23にプリズム30が接続されている。光ファイバ22および23は、柔軟かつ赤外光を透過する中空ファイバであることが好ましい。これにより、プリズム30を被験者の***に挟んだ状態で血糖値を測定することができる。***の角質層は皮膚に比べて薄いため、中赤外光が侵入しやすく、検出感度が向上する。なお、血糖値測定装置100は光ファイバ22および23を有さなくてもよい。
光源は2つの量子カスケードレーザQCL10および12としたが、例えば3つ以上のQCLを用いてもよい。例えば複数の出射光の波数のうち2つはグルコースの吸収ピークに位置し、1つはグルコースの吸収ピークから外れた波数としてもよい。当該1つの波数をバックグラウンドとして利用することができる。
(変形例1)
図3Aは実施例1の変形例1における光源を例示する図である。図1AのQCL10に代えて、図3Aに示すレンズ付きのCANモジュール40を用いることができる。CANモジュール40は、パッケージ41、TEC(Thermoelectric cooler)42、サブマウント44、キャップ46、レンズ48およびQCL10を含む。パッケージ41内にTEC42が搭載され、TEC42上にサブマウント44が搭載され、サブマウント44上にQCL10が搭載される。キャップ46がパッケージ41に取り付けられることで、パッケージ41内は気密封止される。キャップ46のQCL10に対向する位置にレンズ48が設けられている。
図3Aは実施例1の変形例1における光源を例示する図である。図1AのQCL10に代えて、図3Aに示すレンズ付きのCANモジュール40を用いることができる。CANモジュール40は、パッケージ41、TEC(Thermoelectric cooler)42、サブマウント44、キャップ46、レンズ48およびQCL10を含む。パッケージ41内にTEC42が搭載され、TEC42上にサブマウント44が搭載され、サブマウント44上にQCL10が搭載される。キャップ46がパッケージ41に取り付けられることで、パッケージ41内は気密封止される。キャップ46のQCL10に対向する位置にレンズ48が設けられている。
パッケージ41に設けられたリードピン41aを用いて、QCL10およびTEC42に電気信号を入力および出力することができる。TEC42は例えばペルチェ素子を含み、温度調節を行う。レンズ48はコリメートレンズまたは集光レンズである。図1AのQCL12に代えて、QCL12を有するCANモジュール40を用いることができる。レンズ48が集光レンズである場合、集光された光が光ファイバ22に入射する。したがって図1Aに示すレンズ20を設けなくてもよい。
(変形例)
図3Bは実施例1の変形例2に係る血糖値測定装置を例示する図であり、レンズ20およびプリズム30の拡大図である。図3Bに示すように、レンズ20で集光したレーザ光Lを、光ファイバを介さずにプリズム30に入射する。レンズ20とプリズム30のレンズ20側の側面との距離は、例えばレンズ20の焦点距離以下であることが好ましい。変形例2によれば、実施例1と同様に、レーザ光Lを広げた状態でプリズム30に入射することができる。この結果、広い範囲にわたって高い強度が得られ、血糖分布の影響を抑制し、測定精度を向上させることが可能となる。
図3Bは実施例1の変形例2に係る血糖値測定装置を例示する図であり、レンズ20およびプリズム30の拡大図である。図3Bに示すように、レンズ20で集光したレーザ光Lを、光ファイバを介さずにプリズム30に入射する。レンズ20とプリズム30のレンズ20側の側面との距離は、例えばレンズ20の焦点距離以下であることが好ましい。変形例2によれば、実施例1と同様に、レーザ光Lを広げた状態でプリズム30に入射することができる。この結果、広い範囲にわたって高い強度が得られ、血糖分布の影響を抑制し、測定精度を向上させることが可能となる。
図4Aは実施例2に係る血糖値測定装置200を例示する模式図である。図4Aに示すように、血糖値測定装置200はレンズ20を有さず、レーザ光Lはレンズ20を介さずに光ファイバ22に入射する。他の構成は実施例1と同じである。また、プリズム30を被験者の***などに接触させ、QCL10および12からレーザ光を入射し、検出器24により赤外光を検出することで、血糖値を測定することも実施例1と同様である。
図4Bはプリズム30の拡大図である。底面31および32へのレーザ光Lの入射角θについて説明する。プリズム30の屈折率をn1、プリズム30に接するサンプル(人体などの生体組織)の屈折率をn2とする。プリズム30とサンプルとの境界面における臨界角θcは次式で与えられる。
θc=sin-1(n2/n1)
θc=sin-1(n2/n1)
臨界角θcの近傍ではエバネッセント場が急激に増大し、サンプルによる吸収が大きくなりすぎてS/N比が大きく低下する恐れがある。したがって、底面31および32への入射角θの下限を例えばθc+3°とする。例えばプリズム30がZnSである場合、屈折率n1は2.2である。測定対象である生体組織の屈折率n2は1.2であり、臨界角θcは33°である。そこで入射角θの下限を例えばθc+3°である36°とし、上限を例えば45°とする。
実施例2によれば、入射角の下限をθc+3°とする。これによりレーザ光Lの反射回数が増加し、かつ干渉が抑制される。したがって広い範囲において高い強度が得られ、血糖分布の影響を抑制し、精度の高い血糖値測定が可能である。また角度をつけてレーザ光を入射することで、エバネッセント場の染み込み深さが増加するため、強度が高くなり、測定精度が向上する。入射角の下限はθc+3°より小さく、例えばθc+4°、θc+5°などでもよい。
図5は実施例3における光ファイバ22およびプリズム30の拡大図である。図5に示すように、光ファイバ22は先端部22a、および直線部22bを有する。直線部22bの先端であって、プリズム30に対向する位置に先端部22aが設けられている。先端部22aは、プリズム30に向けて先細りのテーパ形状である。光ファイバ22の先端部22aの端部の直径R1は例えば1.6mmであり、直線部22bの直径R2は例えば2mmである。先端部22aの直線部22bからの傾斜角kは例えば5°以上、15°以下である。他の構成および血糖値の測定方法は実施例2と同じである。
実施例3によれば、光ファイバ22がテーパ形状の先端部22aを有するため、先端部22aからの出射光が広がり、プリズム30に入射する。したがって血糖分布の影響を抑制し、測定精度を向上させることができる。
実施例4は実施例1と実施例2とを組み合わせた例である。血糖値測定装置の構成は図1Aと同様である。実施例4によれば、レンズ20で集光させた光を、実施例2の入射角度でプリズム30に入射させる。これにより精度高く血糖値を測定することができる。
実施例5は実施例2と実施例3とを組み合わせた例である。血糖値測定装置の構成は図4Aと同様であり、光ファイバ22は図5に示す先端部22aを有する。実施例5によれば、光ファイバ22の先端部22aから出射される光を、実施例2の入射角度でプリズム30に入射させる。これにより精度高く血糖値を測定することができる。
(実験)
実施例1~5および比較例2において、プリズム30への入射光の損失を測定した。比較例2は、レンズ20およびテーパ形状の光ファイバ22を用いず、かつ入射角が45°の例である。
実施例1~5および比較例2において、プリズム30への入射光の損失を測定した。比較例2は、レンズ20およびテーパ形状の光ファイバ22を用いず、かつ入射角が45°の例である。
図6Aは実験に用いたサンプルを示す図である。図6Aに示すように、プリズム30の底面31にテープ34を張り付ける。プリズム30の長さL1は24mmであり、テープ34の長さL2は2mmである。テープ34をプリズム30の一端に貼り、各例に対応する血糖値測定装置を用い、レーザ光Lを入射してテープ34による吸収を測定する。その後、テープ34を2mmずらした位置に貼り、再び測定を行う。以上の手順をプリズム30の他端まで繰り返す。テープ34はフッ素樹脂で形成されたチューコーフロー(登録商標)テープである。光の波長は8.68μmである。実施例1および3、比較例2における入射角は45°であり、実施例2、4および5における入射角は40°である。実施例1および4におけるレンズ20の焦点距離は6mmである。実施例3および5における光ファイバ22の先端部22aの角度kは10°である。
図6Bは損失の測定結果を示す図である。横軸はプリズム30の底面31の長さであり、縦軸は各例における平均値で規格化された光の損失である。上から示すNo.1~6は、それぞれ実施例1、実施例2、実施例3、実施例4、実施例5、比較例2に対応する。各例における一点鎖線は平均値であり、実線は損失である。プリズム30の一端から他端までを1mmごとに12個の領域とし、領域ごとの損失を実線で表している。
10、12 QCL
20、48 レンズ
22、23 光ファイバ
22a 先端部
22b 直線部
24、25 検出器
30 プリズム
31、32 底面
34 テープ
41 パッケージ
41a リードピン
42 TEC
44 サブマウント
46 キャップ
50 ***
100、200 血糖値測定装置
20、48 レンズ
22、23 光ファイバ
22a 先端部
22b 直線部
24、25 検出器
30 プリズム
31、32 底面
34 テープ
41 パッケージ
41a リードピン
42 TEC
44 サブマウント
46 キャップ
50 ***
100、200 血糖値測定装置
Claims (10)
- 赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、
赤外領域のレーザ光を出射する光源と、
前記レーザ光を集光するレンズと、
前記レンズにより集光された前記レーザ光が入射する光ファイバと、
前記光ファイバから出射される前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備する血糖値測定装置。 - 赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、
赤外領域のレーザ光を出射する光源と、
前記レーザ光を集光するレンズと、
前記レンズにより集光された前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備する血糖値測定装置。 - 前記レンズの焦点距離は2mm以上、20mm以下である請求項1または請求項2に記載の血糖値測定装置。
- 赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、
赤外領域のレーザ光を出射する光源と、
前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備し、
前記プリズムの前記レーザ光を反射させる面への前記レーザ光の入射角の下限は臨界角+3°である血糖値測定装置。 - 赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、
赤外領域のレーザ光を出射する光源と、
前記レーザ光が入射し、先端が先細りのテーパ形状である光ファイバと、
前記先端から出射される前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備する血糖値測定装置。 - 前記光源は量子カスケードレーザである請求項1から請求項5のいずれか一項に記載の血糖値測定装置。
- 赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、
被験者にプリズムを接触させるステップと、
集光レンズおよび光ファイバを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、
前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有する血糖値測定方法。 - 赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、
被験者にプリズムを接触させるステップと、
集光レンズを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、
前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有する血糖値測定方法。 - 赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、
被験者にプリズムを接触させるステップと、
赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、
前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有し、
前記プリズムの前記レーザ光を反射させる面への、前記レーザ光の入射角度の下限は臨界角+3°である血糖値測定方法。 - 赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、
被験者にプリズムを接触させるステップと、
光ファイバを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、
前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有し、
前記光ファイバの先端は先細りのテーパ形状である血糖値測定方法。
Priority Applications (4)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
EP20747822.3A EP3919891A4 (en) | 2019-01-31 | 2020-01-10 | DEVICE AND METHOD FOR MEASURING GLYCEMIA LEVELS |
CN202080007634.3A CN113260849A (zh) | 2019-01-31 | 2020-01-10 | 血糖值测定装置及血糖值测定方法 |
JP2020569482A JPWO2020158348A1 (ja) | 2019-01-31 | 2020-01-10 | 血糖値測定装置および血糖値測定方法 |
US17/423,646 US20220071521A1 (en) | 2019-01-31 | 2020-01-10 | Blood-sugar-level measuring apparatus and blood-sugar-level measuring method |
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2019-016222 | 2019-01-31 | ||
JP2019016222 | 2019-01-31 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
WO2020158348A1 true WO2020158348A1 (ja) | 2020-08-06 |
Family
ID=71842195
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
PCT/JP2020/000677 WO2020158348A1 (ja) | 2019-01-31 | 2020-01-10 | 血糖値測定装置および血糖値測定方法 |
Country Status (5)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US20220071521A1 (ja) |
EP (1) | EP3919891A4 (ja) |
JP (1) | JPWO2020158348A1 (ja) |
CN (1) | CN113260849A (ja) |
WO (1) | WO2020158348A1 (ja) |
Citations (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2002340796A (ja) * | 2001-05-09 | 2002-11-27 | Samsung Electronics Co Ltd | 目的物の成分濃度測定装置及び方法 |
JP2003524761A (ja) * | 1998-10-13 | 2003-08-19 | リオ グランデ メディカル テクノロジーズ インコーポレイテッド | 分光学的な較正モデルを作るための方法及び装置 |
JP2004361289A (ja) * | 2003-06-05 | 2004-12-24 | Olympus Corp | グルコース濃度測定装置 |
JP2005106592A (ja) * | 2003-09-30 | 2005-04-21 | Aime Technology Co Ltd | 血糖測定法およびその装置 |
JP2005192612A (ja) * | 2003-12-26 | 2005-07-21 | Olympus Corp | グルコース濃度測定装置 |
WO2006011487A1 (ja) | 2004-07-30 | 2006-02-02 | National University Corporation Chiba University | 赤外分光法を用いた血液中のグルコース濃度を測定する方法及びそれを用いた装置 |
JP2014018478A (ja) | 2012-07-19 | 2014-02-03 | Panasonic Corp | 血糖値測定方法及び血糖値測定装置 |
JP2017140159A (ja) * | 2016-02-09 | 2017-08-17 | 松浦 祐司 | 赤外分光法を用いた非侵襲血糖値測定方法 |
WO2018123169A1 (ja) * | 2016-12-26 | 2018-07-05 | 三菱電機株式会社 | 生体物質測定装置および生体物質測定方法 |
JP2019016222A (ja) | 2017-07-07 | 2019-01-31 | キヤノン株式会社 | 画像処理装置およびその制御方法 |
Family Cites Families (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6424851B1 (en) * | 1998-10-13 | 2002-07-23 | Medoptix, Inc. | Infrared ATR glucose measurement system (II) |
CN1156685C (zh) * | 2001-12-26 | 2004-07-07 | 中国科学院上海光学精密机械研究所 | 光纤倏逝波生物传感器 |
JP2006507504A (ja) * | 2002-11-22 | 2006-03-02 | ソルス バイオシステムズ インコーポレーテッド | 並列振動分光法による高スループットのスクリーニング |
EP2573544A4 (en) * | 2010-05-19 | 2014-01-22 | Shionogi & Co | DEFINED DEVICE FOR OPTICAL ROTATION MEASUREMENT, OPTICAL ROTATION MEASUREMENT METHOD AND DEFOCOUSED GLASS FIBER SYSTEM |
CN204636382U (zh) * | 2015-03-26 | 2015-09-16 | 杨立峰 | 可调焦距的动态光声无创伤血糖仪 |
CN105662434A (zh) * | 2016-04-12 | 2016-06-15 | 北京科宇佳科技有限公司 | 一种中红外无创血糖检测设备 |
US10175167B2 (en) * | 2017-03-28 | 2019-01-08 | Te Connectivity Corporation | Optical sensor for detecting accumulation of a material |
-
2020
- 2020-01-10 EP EP20747822.3A patent/EP3919891A4/en not_active Withdrawn
- 2020-01-10 US US17/423,646 patent/US20220071521A1/en active Pending
- 2020-01-10 JP JP2020569482A patent/JPWO2020158348A1/ja active Pending
- 2020-01-10 CN CN202080007634.3A patent/CN113260849A/zh active Pending
- 2020-01-10 WO PCT/JP2020/000677 patent/WO2020158348A1/ja unknown
Patent Citations (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2003524761A (ja) * | 1998-10-13 | 2003-08-19 | リオ グランデ メディカル テクノロジーズ インコーポレイテッド | 分光学的な較正モデルを作るための方法及び装置 |
JP2002340796A (ja) * | 2001-05-09 | 2002-11-27 | Samsung Electronics Co Ltd | 目的物の成分濃度測定装置及び方法 |
JP2004361289A (ja) * | 2003-06-05 | 2004-12-24 | Olympus Corp | グルコース濃度測定装置 |
JP2005106592A (ja) * | 2003-09-30 | 2005-04-21 | Aime Technology Co Ltd | 血糖測定法およびその装置 |
JP2005192612A (ja) * | 2003-12-26 | 2005-07-21 | Olympus Corp | グルコース濃度測定装置 |
WO2006011487A1 (ja) | 2004-07-30 | 2006-02-02 | National University Corporation Chiba University | 赤外分光法を用いた血液中のグルコース濃度を測定する方法及びそれを用いた装置 |
JP2014018478A (ja) | 2012-07-19 | 2014-02-03 | Panasonic Corp | 血糖値測定方法及び血糖値測定装置 |
JP2017140159A (ja) * | 2016-02-09 | 2017-08-17 | 松浦 祐司 | 赤外分光法を用いた非侵襲血糖値測定方法 |
WO2018123169A1 (ja) * | 2016-12-26 | 2018-07-05 | 三菱電機株式会社 | 生体物質測定装置および生体物質測定方法 |
JP2019016222A (ja) | 2017-07-07 | 2019-01-31 | キヤノン株式会社 | 画像処理装置およびその制御方法 |
Non-Patent Citations (1)
Title |
---|
See also references of EP3919891A4 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US20220071521A1 (en) | 2022-03-10 |
JPWO2020158348A1 (ja) | 2021-12-02 |
CN113260849A (zh) | 2021-08-13 |
EP3919891A1 (en) | 2021-12-08 |
EP3919891A4 (en) | 2022-06-22 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US9631976B2 (en) | Miniature spectrometer and apparatus employing same | |
KR20010100907A (ko) | 개선된 광 인터페이스를 구비한 비침습성 혈액분석물측정방법 | |
US10088363B2 (en) | Biometric sensor and biometric analysis system including the same | |
US20230053065A1 (en) | Biological component measurement apparatus | |
EP1785089B1 (en) | Bioinformation measuring optical element and bioinformation measuring instrument using same | |
TWI603067B (zh) | 光學檢測裝置及方法 | |
JP2017102107A (ja) | 光ファイバ装置及びセンサシステム | |
US20180164214A1 (en) | Detection of Fluid Absorption Spectrum | |
US6625480B2 (en) | Apparatus and method for measuring a concentration of a component of a target material | |
US20210259586A1 (en) | Measurement apparatus and biological information measurement apparatus | |
WO2020158348A1 (ja) | 血糖値測定装置および血糖値測定方法 | |
US20190195790A1 (en) | Device for measuring radiation backscattered by a sample and measurement method using such a device | |
JP6885231B2 (ja) | 検出装置および生体情報測定装置 | |
JP7363368B2 (ja) | 吸光度測定装置、及び生体情報測定装置 | |
JP2018068673A (ja) | 加熱治療器 | |
EP3317642B1 (en) | Absorption spectrum detection of a fluid | |
KR102536484B1 (ko) | 광학적 혈당측정기 구조물 | |
JP7447433B2 (ja) | 光学部材、生体情報測定装置、及び測定装置 | |
JP4294566B2 (ja) | 全反射吸収測定用プリズムを用いた全反射吸収測定方法 | |
WO2024057553A1 (ja) | 血中物質濃度測定装置、血中物質濃度測定方法及びプログラム | |
JP6946707B2 (ja) | 検出装置および生体情報測定装置 | |
JP7363369B2 (ja) | 測定装置、吸光度測定装置、生体情報測定装置、及び測定方法 | |
JP7439456B2 (ja) | 生体情報測定装置、及び生体情報測定方法 | |
JP2023031627A (ja) | 血中物質濃度測定装置、血中物質濃度測定方法及びプログラム | |
JP2003240709A (ja) | 特定成分の濃度測定方法及びそれに用いる濃度測定用接触子 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
121 | Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application |
Ref document number: 20747822 Country of ref document: EP Kind code of ref document: A1 |
|
ENP | Entry into the national phase |
Ref document number: 2020569482 Country of ref document: JP Kind code of ref document: A |
|
NENP | Non-entry into the national phase |
Ref country code: DE |
|
ENP | Entry into the national phase |
Ref document number: 2020747822 Country of ref document: EP Effective date: 20210831 |