(57)【要約】【課題】血液成分の濃度の測定精度を向上し得る技術を提供する。【解決手段】血液成分測定装置１は、生体の測定部位に対して異なる波長の光をそれぞれ照射する複数の発光素子と、測定部位における血液を通過した光を受光する受光素子と、測定部位における生体透過性の低い波長順に光を照射するように複数の発光素子を制御する制御部１０と、を備える。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体の測定部位に対して異なる波長の光をそれぞれ照射する複数の発光素子と、
前記測定部位における血液を通過した前記光を受光する受光素子と、
前記測定部位における生体透過性の低い波長順に光を照射するように前記複数の発光素子を制御する制御部と、
を備えることを特徴とする血液成分測定装置。
【請求項２】
前記複数の発光素子は、波長８５０ｎｍ〜１１５０ｎｍの波長域にピーク波長を有する光を照射する第１発光素子と、波長１１５０ｎｍ〜１３５０ｎｍの波長域にピーク波長を有する光を照射する第２発光素子と、を有し、
前記制御部は、前記第２発光素子、前記第１発光素子の順に光を照射するように前記複数の発光素子を制御する、ことを特徴とする請求項１に記載の血液成分測定装置。
【請求項３】
前記複数の発光素子は、波長１３５０ｎｍ〜１５００ｎｍの波長域にピーク波長を有する光を照射する第３発光素子を更に有し、
前記制御部は、前記第３発光素子、前記第２発光素子、前記第１発光素子の順に光を照射するように前記複数の発光素子を制御する、ことを特徴とする請求項２に記載の血液成分測定装置。
【請求項４】
前記受光素子の出力端子がグランドに接続された接続状態と、前記出力端子が前記グランドから切り離された非接続状態とを切り替えるスイッチング素子を更に備え、
前記測定部位における生体透過性の低い波長順に前記複数の発光素子が光を各１回ずつ照射して前記測定部位における血液を通過した前記光を前記受光素子が受光して受光データを取得するサイクルを複数回実行する場合、前記スイッチング素子は、１回の前記サイクルが終了する毎に、前記受光素子の前記出力端子を前記グランドに接続する、ことを特徴とする請求項１から３のいずれか一項に記載の血液成分測定装置。
【請求項５】
生体の測定部位に対して異なる波長の光をそれぞれ照射する複数の発光素子と、前記測定部位における血液を通過した前記光を受光する受光素子と、を備える血液成分測定装置の制御方法であって、
前記測定部位における生体透過性の低い波長順に光を照射するように前記複数の発光素子を制御する、ことを特徴とする血液成分測定装置の制御方法。
【請求項６】
前記複数の発光素子は、波長８５０ｎｍ〜１１５０ｎｍの波長域にピーク波長を有する光を照射する第１発光素子と、波長１１５０〜１３５０ｎｍの波長域にピーク波長を有する光を照射する第２発光素子と、を有し、
前記第２発光素子、前記第１発光素子の順に光を照射するように前記複数の発光素子を制御する、ことを特徴とする請求項５に記載の血液成分測定装置の制御方法。
【請求項７】
前記複数の発光素子は、波長１３５０ｎｍ〜１５００ｎｍの波長域にピーク波長を有する光を照射する第３発光素子を更に有し、
前記第３発光素子、前記第２発光素子、前記第１発光素子の順に光を照射するように前記複数の発光素子を制御する、ことを特徴とする請求項６に記載の血液成分測定装置の制御方法。
【請求項８】
前記血液成分測定装置は、前記受光素子の出力端子がグランドに接続された接続状態と、前記出力端子が前記グランドから切り離された非接続状態とを切り替えるスイッチング素子を更に備え、
前記制御方法は、前記測定部位における生体透過性の低い波長順に前記複数の発光素子
が光を各１回ずつ照射して前記測定部位における血液を通過した前記光を前記受光素子が受光して受光データを取得するサイクルを複数回実行する場合、前記スイッチング素子を制御して、１回の前記サイクルが終了する毎に、前記受光素子の前記出力端子を前記グランドに接続する、ことを特徴とする請求項５から７のいずれか一項に記載の血液成分測定装置の制御方法。
【請求項９】
生体の測定部位に対して異なる波長の光をそれぞれ照射する複数の発光素子と、前記測定部位における血液を通過した前記光を受光する受光素子と、を備える血液成分測定装置の制御プログラムであって、
コンピュータに、前記測定部位における生体透過性の低い波長順に光を照射するように前記複数の発光素子を制御させる、ことを特徴とする血液成分測定装置の制御プログラム。
【請求項１０】
前記複数の発光素子は、波長８５０ｎｍ〜１１５０ｎｍの波長域にピーク波長を有する光を照射する第１発光素子と、波長１１５０ｎｍ〜１３５０ｎｍの波長域にピーク波長を有する光を照射する第２発光素子と、を有し、
前記コンピュータに、前記第２発光素子、前記第１発光素子の順に光を照射するように前記複数の発光素子を制御させる、ことを特徴とする請求項９に記載の血液成分測定装置の制御プログラム。
【請求項１１】
前記複数の発光素子は、波長１３５０ｎｍ〜１５００ｎｍの波長域にピーク波長を有する光を照射する第３発光素子を更に有し、
前記コンピュータに、前記第３発光素子、前記第２発光素子、前記第１発光素子の順に光を照射するように前記複数の発光素子を制御させる、ことを特徴とする請求項１０に記載の血液成分測定装置の制御プログラム。
【請求項１２】
前記血液成分測定装置は、前記受光素子の出力端子がグランドに接続された接続状態と、前記出力端子が前記グランドから切り離された非接続状態とを切り替えるスイッチング素子を更に備え、
前記制御プログラムは、前記測定部位における生体透過性の低い波長順に前記複数の発光素子が光を各１回ずつ照射して前記測定部位における血液を通過した前記光を前記受光素子が受光して受光データを取得するサイクルを複数回実行する場合、前記コンピュータに前記スイッチング素子を制御させて、１回の前記サイクルが終了する毎に、前記受光素子の前記出力端子を前記グランドに接続する、ことを特徴とする請求項９から１１のいずれか一項に記載の血液成分測定装置の制御プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血液成分測定装置、血液成分測定装置の制御方法、および血液成分測定装置の制御プログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
複数波長の光を生体の測定部位（例えば、ヒトの指）に照射して脈波信号を取得し、脈波信号を解析して血液成分の濃度を測定する技術がある。特許文献１には、波長の異なる近赤外光を発光する２つのLight-Emitting Diode（ＬＥＤ）と、生体を透過した近赤外光を受光するPhotodiode（ＰＤ）とを備える血液分析装置が記載されている。当該血液分析装置において、交互に発光される２つのＬＥＤが生体に近赤外光をそれぞれ照射し、当該生体を透過した近赤外光をＰＤが受光して光の強さに応じた電圧信号を出力する。これによって、当該血液分析装置は、ＰＤでの受光強度の変化から生体中のグルコースによる近赤外光の吸収により生じる脈波を検出し、ヘモグロビンの吸収による脈波の大きさを参照信号として、血液中の総ヘモグロビン量に対する糖化ヘモグロビンの割合を算出する。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開２００４−２４８７１６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
ところで、ＰＤの出力信号は光入力に応じて変化し始めるが、ＰＤの出力信号が最大値および最小値に至るまでには遅延が生じる。したがって、一のＬＥＤが発光を停止した直後に別のＬＥＤが発光を開始すれば、ＰＤは、当該一のＬＥＤからの入力光に対応する出力信号成分がゼロになる前に当該別のＬＥＤからの光を受光したことによって出力信号の上昇を開始してしまうので、２つのＬＥＤからの入力光に対応するＰＤの各出力信号成分が重なり合ってしまう。２つの異なる波長の光を照射するＬＥＤからの入力光に対応するＰＤの各出力信号成分が重なり合ってしまうと波長ごとの正確な出力信号成分を分離抽出して検出することができないので、正確な脈波信号を検出できなくなる。脈波信号を解析して血液成分の濃度を測定する技術において、正確な脈波信号を検出できなければ、血液成分の濃度の測定精度が低下してしまう。
【０００５】
上記の実情に鑑み、本件開示は、血液成分の濃度の測定精度を向上し得る技術を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本件開示の血液成分測定装置は、生体の測定部位に対して異なる波長の光をそれぞれ照射する複数の発光素子と、前記測定部位における血液を通過した前記光を受光する受光素子と、前記測定部位における生体透過性の低い波長順に光を照射するように前記複数の発光素子を制御する制御部と、を備える。ここで、血液成分測定装置は、生体の測定部位に対して生体透過性の低い波長順に光を照射しているが、生体やその測定部位によって生体透過性は異なる。血液成分測定装置は、生体透過性の低い波長順に光を照射することで、各波長に対応する受光データを正確に取得し、以て、正確な受光データから正確な脈波信号を得ることで、血液成分の濃度の測定精度を向上できる。
【０００７】
上記血液成分測定装置において、前記複数の発光素子は、波長８５０ｎｍ〜１１５０ｎ
ｍの波長域にピーク波長を有する光を照射する第１発光素子と、波長１１５０ｎｍ〜１３５０ｎｍの波長域にピーク波長を有する光を照射する第２発光素子と、を有し、前記制御部は、前記第２発光素子、前記第１発光素子の順に光を照射するように前記複数の発光素子を制御してもよい。
【０００８】
上記血液成分測定装置において、前記複数の発光素子は、波長１３５０ｎｍ〜１５００ｎｍの波長域にピーク波長を有する光を照射する第３発光素子を更に有し、前記制御部は、前記第３発光素子、前記第２発光素子、前記第１発光素子の順に光を照射するように前記複数の発光素子を制御してもよい。
【０００９】
上記血液成分測定装置では、濃度測定の対象とする血液成分に応じて、第１発光素子、第２発光素子、および第３発光素子の各ピーク波長は適宜選択される。血液成分測定装置は、例えば、血液中のトリグリセライド（Triglyceride）の値（以下、「血中ＴＧ値」と称する）を測定する場合には、波長１０５０ｎｍにピーク波長を有する光を照射する第１発光素子と、波長１３００ｎｍにピーク波長を有する光を照射する第２発光素子を備えていてもよい。また、血液成分測定装置は、例えば、血液中に含まれる総ヘモグロビン濃度に占める糖化ヘモグロビンの割合をパーセントで表した値（以下、「ＨｂＡ１ｃ値」と称する）を測定する場合には、波長１４５０ｎｍにピーク波長を有する光を照射する第３発光素子を備えていてもよい。なお、糖化ヘモグロビンの一例としては、ヘモグロビンのβ鎖Ｎ末端のアミノ基に、水溶液中で鎖状構造となっているグルコースのアルデヒド基が結合して生じるヘモグロビンが挙げられる。ここで、生体の測定部位がヒトの指である場合には、生体透過性は、低い順に、波長１４５０ｎｍの光、波長１３００ｎｍの光、波長１０５０ｎｍの光である。
【００１０】
上記血液成分測定装置は、前記受光素子の出力端子がグランドに接続された接続状態と、前記出力端子が前記グランドから切り離された非接続状態とを切り替えるスイッチング素子を更に備え、前記測定部位における生体透過性の低い波長順に前記複数の発光素子が光を各１回ずつ照射して前記測定部位における血液を通過した前記光を前記受光素子が受光して受光データを取得するサイクルを複数回実行する場合、前記スイッチング素子は、１回の前記サイクルが終了する毎に、前記受光素子の前記出力端子を前記グランドに接続してもよい。これにより、血液成分測定装置は、複数サイクルで受光データを取得する場合に、前回のサイクルにおける出力信号成分の影響を無くすことができる。このため、血液成分測定装置によれば、正確な受光データを取得することによって、血液成分の濃度の測定精度を向上できる。
【００１１】
また、本件開示は血液成分測定装置の制御方法または血液成分測定装置の制御プログラムの側面からも捉えることができる。例えば、本件開示の血液成分測定装置の制御方法は、生体の測定部位に対して異なる波長の光をそれぞれ照射する複数の発光素子と、前記測定部位における血液を通過した前記光を受光する受光素子と、を備える血液成分測定装置の制御方法であって、前記測定部位における生体透過性の低い波長順に光を照射するように前記複数の発光素子を制御してもよい。
【発明の効果】
【００１２】
本件開示の技術によれば、血液成分の濃度の測定精度を向上し得る。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】一実施形態に係る血液成分測定装置の構成の一例を示す図である。
【図２】一実施形態に係る血液成分測定装置を模式的に示す図である。
【図３】一実施形態に係る血液成分測定装置の一部を模式的に示す図である。
【図４】一実施形態に係る血液成分測定装置の一部を模式的に示す図である。
【図５】一実施形態に係る血液成分測定装置の一部の回路図である。
【図６】ＰＤの応答特性を示すグラフである。
【図７】ＰＤの応答特性を示すグラフである。
【図８】近赤外光をヒトの親指に照射して、その光を検出したＰＤの出力信号を示すグラフである。
【図９】一実施形態に係る血液成分測定装置による受光データ取得方法を説明するグラフである。
【図１０】比較例に係る血液成分測定装置による受光データ取得方法を説明するグラフである。
【図１１】一実施形態に係る血液成分測定装置によって受光データを複数サイクルで取得する方法を説明するグラフである。
【図１２】比較例に係る血液成分測定装置によって受光データを複数サイクルで取得する方法を説明するグラフである。
【図１３】一実施形態に係る血液成分測定装置を用いた血液成分測定処理に関するフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
以下に、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。なお、以下の実施形態の構成は例示であり、本発明はこれらの実施形態の構成に限定されるものではない。
【００１５】
まず、本実施形態に係る血液成分測定装置について説明する。本実施形態に係る血液成分測定装置１は、血液を含む生体の身体の一部である測定部位にLight-Emitting Diode（ＬＥＤ）によって近赤外光を照射して、測定部位内の血液を通過した近赤外光をPhotodiode（ＰＤ）で受光して受光データを取得する。生体は眼球などの例外を除いて透明ではないので光は透過しない。しかしながら、例えば、ヒトの指の内部に侵入した光は組織、血液などに散乱されて直進しないが、侵入した光のごく一部がＰＤに到達して検出される。この検出された光の強度のうち、周期的に変動する成分は血液を通過してきた光の受光データによって検出される脈波信号である。
【００１６】
ここで、血液成分測定装置１による測定対象の生体としては、ヒトが挙げられる。測定対象がヒトである場合、測定部位は、近赤外光により容易に脈動を検出できる部位であればよく、手の指、手のひら、手首、肘の内側、膝の裏側、足の裏、足の指、耳たぶ、耳の前側、唇、みぞおちなどが好ましく、脈動を明瞭に検出できる親指、人差し指、中指がより好ましい。以下では、測定対象の生物をヒトとし、測定部位を親指として説明する。なお、測定対象の生物および測定部位はこれらに限られない。
【００１７】
図１は、本実施形態に係る血液成分測定装置１の概略構成を示す図である。図１に示すように、血液成分測定装置１は、制御部１０、記憶部２０、照射部３０、受光部４０、通信部５０を備える。
【００１８】
制御部１０は、Central Processing Unit（ＣＰＵ）を含み、血液成分測定装置１内の
各部を制御する。例えば、制御部１０は、測定部位における生体透過性の低い波長順に光を照射するように照射部３０を制御する。記憶部２０は、フラッシュメモリやElectrically Erasable Programmable Read-Only Memory（ＥＥＰＲＯＭ）などの不揮発性メモリとRandom Access Memory（ＲＡＭ）を含む。記憶部２０は、血液成分測定装置１における制
御プログラム、および種々の処理を実行した際に得られるデータを記憶する。
【００１９】
照射部３０は、生体の測定部位に近赤外光を照射する。本実施形態に係る血液成分測定装置１は、測定対象であるヒトの親指に照射部３０によって近赤外光を照射することにより、血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値を測定する。
【００２０】
ヒトの指の血管内における血液を通過した光の強度は、血液の脈動によって周期的に変動する。本実施形態に係る血液成分測定装置１は、ヒトの親指の血管内における血液を通過した光強度の経時変化である脈波信号を利用して、複数の波長における血液の吸光度を非侵襲的に測定することによって、血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値を測定する。
【００２１】
血中ＴＧ値の濃度が上昇して血液の濁度が大きくなると、波長１０５０ｎｍ付近の近赤外光における吸光度が大きくなる。そこで、本実施形態では、波長１０５０ｎｍにおける血液の吸光度と、波長１３００ｎｍにおける血液の吸光度との差分に基づいて血中ＴＧ値を測定する。
【００２２】
また、本願発明の発明者達によって、ＨｂＡ１ｃ値に応じて波長１４５０ｎｍ付近の吸光度が他波長に比べて大きく変化することが見出されている。更に、血液中の総ヘモグロビン濃度に応じて波長９００ｎｍ〜１３００ｎｍ付近の吸光度が変化することから、本実施形態では、１４５０ｎｍの吸光度と、波長１０５０ｎｍまたは波長１３００ｎｍの吸光度とを用いてＨｂＡ１ｃ値を測定する。
【００２３】
本実施形態に係る血液成分測定装置１の照射部３０は、上記波長の近赤外光をヒトの指に照射することで非侵襲的に血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値を測定するために、第１発光素子としてピーク波長が１０５０ｎｍであるＬＥＤ、第２発光素子としてピーク波長が１３００ｎｍであるＬＥＤ、第３発光素子としてピーク波長が１４５０ｎｍであるＬＥＤを有している。なお、これらのＬＥＤの詳細、および血中ＴＧ値、ＨｂＡ１ｃ値の測定方法の詳細については後述する。
【００２４】
受光部４０は、測定部位における血液を通過した光を受光する。照射部３０によって照射された近赤外光は、生体の測定部位に含まれる血液を通過し、受光部４０によって受光される。受光部４０は、ＰＤ（フォトダイオード）を有しており、血液を通過した光をＰＤによって検出してその強さを電圧信号として出力する。また、血液成分測定装置１は、ＡＤ（Analog Digital）変換器（不図示）を有しており、受光部４０のＰＤからの受光データとしての出力信号をＡＤ変換した後、制御部１０に出力する。制御部１０は、受光データを記憶部２０に記憶する。なお、照射部３０と受光部４０の位置関係については後述する。
【００２５】
通信部５０は、Bluetooth（登録商標）、Bluetooth Low Energy（ＢＬＥ）、Wi-Fiなどの公知の近距離無線通信によってユーザーが有する端末装置１００と無線通信を行い、各種データを端末装置１００に送信することができる。
【００２６】
端末装置１００としては、スマートフォン、フィーチャーフォン、タブレット型パーソナルコンピュータ、ノート型パーソナルコンピュータ、デスクトップ型パーソナルコンピュータ、その他の各種電子機器が挙げられる。端末装置１００は、液晶表示装置や有機ＥＬ表示装置などで構成され、血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値を測定値として表示する表示部１００ａを備えている。また、端末装置１００には、以下に説明する血液成分測定における種々の処理（図１３参照）を実行するための血液成分測定プログラムや各種データが格納されている。本実施形態において、端末装置１００はコンピュータの一例である。本実施形態では、血液成分測定装置１によって得られた脈波信号に基づいて端末装置１００が血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値を算出する。
【００２７】
次に図２を用いて、本実施形態に係る血液成分測定装置１の構成例について更に詳細に説明する。図２は、血液成分測定装置１の外観斜視図である。血液成分測定装置１は、筐体６０と、筐体６０の上部を覆う上部カバー６１とを備える。また、血液成分測定装置１
において筐体６０と上部カバー６１との間には測定対象である被験者の指を挿入するための開口部６２が設けられている。開口部６２内に被験者が指を挿入した場合に、筐体６０において当該指と当接する当接面６０ａには照射部３０と受光部４０が設けられている。
【００２８】
図３は、図２に示す血液成分測定装置１において、被験者が親指１０１を開口部６２に挿入した状態を模式的に示す図である。本実施形態に係る血液成分測定装置１には、照射部３０が親指１０１の腹側に光を照射し、血液を通過した当該光を当該指の腹側に配置されている受光部４０で受光する反射光方式が採用されている。
【００２９】
図４は、血液成分測定装置１において照射部３０および受光部４０が配置される当接面６０ａを示す平面図である。照射部３０は、第１ＬＥＤ３１（「第１発光素子」の一例）と、第２ＬＥＤ３２（「第２発光素子」の一例）と、第３ＬＥＤ３３（「第３発光素子」の一例）と、を有する。第１ＬＥＤ３１は、波長１０５０ｎｍにピーク波長を有する光を照射する。第２ＬＥＤ３２は、波長１３００ｎｍにピーク波長を有する光を照射する。第３ＬＥＤ３３は、波長１４５０ｎｍにピーク波長を有する光を照射する。
【００３０】
また、本実施形態では、照射部３０は、生体の測定部位における生体透過性の低い波長順に光を照射する。ここで、生体透過性は、生体内での光の吸収率が低いほど高く、生体内での光の吸収率が高いほど低い。一般的に、波長８５０ｎｍ〜１５００ｎｍにおける近赤外光は、生体内での吸収率が小さく、生体透過性が高い。上記波長の近赤外光において、ヒトの指における生体透過性は、低い順に、波長１４５０ｎｍ、波長１３００ｎｍ、波長１０５０ｎｍである。照射部３０は、制御部１０によって制御されることによって、生体透過性の低い波長順、すなわち、第３ＬＥＤ３３、第２ＬＥＤ３２、第１ＬＥＤ３１の順で光を照射する。また、図４に示すように、生体透過性がこの３波長の中で相対的に低い波長１４５０ｎｍにピーク波長を有する光を照射する第３ＬＥＤ３３が受光部４０との距離が最も近くなるように、３つ並んだＬＥＤ３１〜３３の中央に配置されている。
【００３１】
また、受光部４０は、ＰＤ４１（「受光素子」の一例）を有する。ＰＤ４１は、照射部３０から指に照射されて血液を通過した光を受光する。ＰＤ４１は光を受光することによって受光データとしての電圧信号を出力する。
【００３２】
図５は、本実施形態に係る血液成分測定装置１の一部の回路図である。血液成分測定装置１は、制御部１０および記憶部２０を構成するマイコン７０を備える。マイコン７０は、血液成分測定装置１が備える不図示の電源（例えば、二次電池）によって電力が供給されることによって作動する。ＰＤ４１の一端側（出力端子）は抵抗器７１とコンデンサ７２が並列に接続されたＲＣ並列回路（Ｒ＝６８０ｋΩ、Ｃ＝３ｎＦ）を介してマイコン７０に接続され、ＰＤ４１の他端側はグランドに接続（接地）されている。また、血液成分測定装置１は、トランジスタ７３（ＮＰＮ型）を備える。トランジスタ７３において、コレクタ端子がＰＤ４１の出力端子に接続され、エミッタ端子がグランドに接続され、ベース端子がマイコン７０に接続されている。トランジスタ７３は、ＰＤ４１の出力端子がグランドに接続された接続状態と、ＰＤ４１の出力端子がグランドから切り離された非接続状態とを切り替えるスイッチング素子の一例である。
【００３３】
また、本実施形態に係る血液成分測定装置１は、所定時間（１００ｍｓｅｃ）内で第３ＬＥＤ３３、第２ＬＥＤ３２、第１ＬＥＤ３１の順で異なる波長の光を照射することによって１サイクル分の受光データを取得する。トランジスタ７３によって、あるサイクルにおける第１ＬＥＤ３１による光照射後にＰＤ４１の出力端子がグランドに接続され、あるサイクルの次のサイクルにおける第３ＬＥＤ３３による光照射前にＰＤ４１の出力端子がグランドから切り離される。トランジスタ７３のスイッチング制御は、マイコン７０によって実行される。この制御を実行するための制御プログラムは、マイコンの記憶部（図１
に示す記憶部２０）に格納されている。
【００３４】
また、図５に示すように、第１ＬＥＤ３１、第２ＬＥＤ３２、第３ＬＥＤ３３のアノード端子は３．３Ｖの直流電圧を印加する電源回路（不図示）に接続されており、それらのカソード端子は抵抗器を介してトランジスタ７４〜７６（ＮＰＮ型）のコレクタ端子に接続されている。トランジスタ７４〜７６のいずれのエミッタ端子もグランドに接続されており、また、トランジスタ７４〜７６のいずれのベース端子も抵抗器を介してマイコン７０に接続されている。マイコン７０が第１ＬＥＤ３１、第２ＬＥＤ３２、および第３ＬＥＤ３３による光照射タイミングに応じてトランジスタ７４〜７６の各ベース端子に電圧を印加することによって、３．３Ｖの直流電圧が各ＬＥＤに印加される。これにより、血液成分測定装置１は、所定のタイミングで第１ＬＥＤ３１、第２ＬＥＤ３２、および第３ＬＥＤ３３による光照射を実行することができる。なお、この制御を実行するための制御プログラムは、マイコンの記憶部（図１に示す記憶部２０）に格納されている。
【００３５】
次に、図６および図７を用いて、ＰＤの応答特性について説明する。図６は、ＰＤの応答特性（応答速度）を示すグラフである。図６のグラフの横軸は時間（任意単位）を表している。ＰＤの応答特性は、端子間容量と負荷抵抗器の時定数（ｔ１）、空乏層外の生成キャリアの拡散時間（ｔ２）、およびキャリアの空乏層走行時間（ｔ３）の要因に起因して決定される。図６の上段にはＬＥＤへの入力信号（電圧）の波形を示し、中段にはｔ１およびｔ３が支配的な場合のＰＤからの出力信号（電圧）の波形を示し、下段にはｔ２が支配的な場合のＰＤからの出力信号の波形を示している。図６に示す時刻ｓ１〜ｓ２の時間においてＬＥＤからの光がＰＤで受光されているが、ＰＤからの出力信号はＬＥＤへの入力信号よりも最大値に至るまでの立ち上がり、および最小値に至るまでの立ち下がりの両方で遅延している。
【００３６】
図７は、負荷抵抗器の抵抗値を変化させた場合のＰＤからの出力信号の波形を示すグラフである。図７のグラフの横軸は時間（任意単位）を表している。また、図７のグラフにおける線ａ１はＬＥＤへの入力信号の波形を示し、線ｂ１〜ｂ５はＰＤからの出力信号の波形を示している。線ｂ１〜ｂ５は、この順に負荷抵抗器の抵抗値が大きくなる場合の出力信号の波形の一例をそれぞれ示している。図７のグラフに示すように、負荷抵抗器の抵抗値が大きくなるほどＰＤの出力信号が最大値に至るまでの立ち上がり、および最小値に至るまでの立ち下がりの両方で応答遅延が増大する。このように、一般的にＰＤは、光入力に対する出力信号の立ち上がりおよび立ち下がりが遅延する応答特性を有している。
【００３７】
次に、図８を用いて、近赤外光の生体透過性について説明する。図８（ａ）〜（ｃ）のそれぞれは、近赤外光をヒトの親指に照射して、その光を受光したＰＤの出力信号を示すグラフである。図８（ａ）〜（ｃ）の横軸は時間（ｍｓｅｃ）を表している。
【００３８】
図８（ａ）のグラフにおいて、線ｃ１は波長１０５０ｎｍにピーク波長を有する光を照射するＬＥＤへの入力信号の波形を示し、線ｄ１はヒトの親指内の血液を通過した光を受光するＰＤからの出力信号の波形を示している。同様に図８（ｂ）のグラフにおいて、線ｃ２は波長１３００ｎｍにピーク波長を有する光を照射するＬＥＤへの入力信号の波形を示し、線ｄ２はヒトの親指内の血液を通過した光を受光するＰＤからの出力信号の波形を示している。同様に図８（ｃ）のグラフにおいて、線ｃ３は波長１４５０ｎｍにピーク波長を有する光を照射するＬＥＤへの入力信号の波形を示し、線ｄ３はヒトの親指内の血液を通過した光を受光するＰＤからの出力信号の波形を示している。
【００３９】
図８（ａ）〜（ｃ）に示すように、波長１０５０ｎｍ、波長１３００ｎｍ、および波長１４５０ｎｍの３波長の近赤外光においては、この順にＰＤからの出力信号が大きくなる。ＰＤからの出力信号が大きいほど光の生体透過性は高く、ＰＤからの出力信号が小さい
ほど光の生体透過性は低い。このため、ヒトの親指におけるこの３波長の近赤外光の生体透過性は、低い順に、波長１４５０ｎｍ、波長１３００ｎｍ、波長１０５０ｎｍであることが分かる。なお、ヒトの人差し指や中指における生体透過性についても同様である。
【００４０】
次に、図９を用いて、本実施形態に係る血液成分測定装置１での受光データの取得方法について説明する。本実施形態では、血液成分測定装置１を用いて生体透過性の低い波長順に近赤外光を被験者の親指に照射し、血液を通過した光をＰＤ４１で受光する。図９は、本実施形態での受光データの取得方法を説明するグラフである。図９のグラフにおいて、線ｅはＰＤ４１からの出力信号の波形を示し、線ｆ１は第３ＬＥＤ３３への入力信号の波形を示し、線ｆ２は第２ＬＥＤ３２への入力信号の波形を示し、線ｆ３は第１ＬＥＤ３１への入力信号の波形を示している。また、図９のグラフの横軸は時間（ｍｓｅｃ）を表している。
【００４１】
各ＬＥＤによる光の照射時間は、ピーク波長の生体透過性が低い程長く設定する。具体的には、第３ＬＥＤ３３は５０ｍｓｅｃ程度の時間で光照射を行い、第２ＬＥＤ３２は２５ｍｓｅｃ程度の時間で光照射を行い、第１ＬＥＤ３１は７ｍｓｅｃ程度の時間で光照射を行う。これにより、血液成分測定装置１は、ヒトの脈波に対応する所定時間（本実施形態では１００ｍｓ）を１サイクルとして生体透過性の低い波長順、すなわち、第３ＬＥＤ３３、第２ＬＥＤ３２、第１ＬＥＤ３１の順で光を照射して受光部４０のＰＤ４１によって受光データを取得する。
【００４２】
また、図６および図７を用いて上記で説明した通り、一般的に、ＰＤは、入力光に対応する出力信号の立ち上がりおよび立ち下がりが遅延する応答特性を有する。ＰＤ４１の出力信号は、その波形を示す線の傾きが略ゼロとなる期間において安定している。図９のグラフに示すように、第３ＬＥＤ３３が光を照射する期間においては、線ｅの傾きが略ゼロになる期間ｐ１においてＰＤ４１の出力信号は安定している。同様に、第２ＬＥＤ３２が光を照射する期間においては、線ｅの傾きが略ゼロになる期間ｐ２においてＰＤ４１の出力信号は安定している。同様に、第１ＬＥＤ３１が光を照射する期間においては、線ｅの傾きが略ゼロになる期間ｐ３においてＰＤ４１の出力信号は安定している。血液成分測定装置１は、ＰＤ４１の出力信号が安定している期間における当該出力信号を受光データとして取得する。
【００４３】
次に、図１０を用いて、比較例に係る血液成分測定装置での受光データの取得方法について説明する。比較例においては、本実施形態に係る血液成分測定装置１と同じ構成を備えた血液成分測定装置を用いて生体透過性の高い波長順に近赤外光を被験者の親指に照射し、血液を通過した光をＰＤで受光する。図１０は、比較例での受光データの取得方法を説明するグラフである。図１０のグラフにおいて、線ｇはＰＤからの出力信号の波形を示し、線ｈ１はピーク波長が１０５０ｎｍの光を照射するＬＥＤへの入力信号の波形を示し、線ｈ２はピーク波長が１３００ｎｍの光を照射するＬＥＤへの入力信号の波形を示し、線ｈ３はピーク波長が１４５０ｎｍの光を照射するＬＥＤへの入力信号の波形を示している。また、図１０のグラフの横軸は時間（ｍｓｅｃ）を表している。
【００４４】
各ＬＥＤによる光の照射時間は、上記の本実施形態と同じにする。よって、ピーク波長が１０５０ｎｍの光を照射するＬＥＤは７ｍｓｅｃ程度の時間で光照射を行う。ピーク波長が１３００ｎｍの光を照射するＬＥＤは２５ｍｓｅｃ程度の時間で光照射を行う。ピーク波長が１４５０ｎｍの光を照射するＬＥＤは５０ｍｓｅｃ程度の時間で光照射を行う。これにより、比較例に係る血液成分測定装置は、ヒトの脈波に対応する所定時間（本実施形態では１００ｍｓ）を１サイクルとして生体透過性の高い波長順に光を照射して受光データを取得する。
【００４５】
また、上記で説明した通り、ＰＤからの出力信号の波形を示す線の傾きが略ゼロになる期間においてＰＤの出力信号が安定している。図１０のグラフに示すように、線ｇの傾きが略ゼロとなる期間ｑ１、ｑ２、ｑ３においてＰＤの出力信号が安定している。
【００４６】
上記の通り、本実施形態に係る血液成分測定装置１においては、生体透過性の低い波長順に光を照射している。また、ＰＤは、出力信号の立ち上がりおよび立ち下がりが遅延する応答特性を有する。また、図８（ａ）〜（ｃ）を用いて説明した通り、波長１４５０ｎｍの光を被験者の親指に照射してその光をＰＤで受光した場合の当該ＰＤの出力信号は、波長１３００ｎｍの光を被験者の親指に照射してその光をＰＤで受光した場合の当該ＰＤの出力信号に比べて小さい。このため、第３ＬＥＤ３３（ピーク波長：１４５０ｎｍ）による光照射を停止した後、第２ＬＥＤ３２（ピーク波長：１３００ｎｍ）による光照射を直ちに開始してこれら２つのＬＥＤからの入力光に対応するＰＤ４１の各出力信号成分が重なり合っても、第２ＬＥＤ３２からの入力光に対応するＰＤ４１の出力信号成分への影響は小さい。同様に、波長１３００ｎｍの光を被験者の親指に照射してその光をＰＤで受光した場合の当該ＰＤの出力信号は、波長１０５０ｎｍの光を被験者の親指に照射してその光をＰＤで受光した場合の当該ＰＤの出力信号に比べて小さい。このため、第２ＬＥＤ３２（ピーク波長：１３００ｎｍ）による光照射を停止した後、第１ＬＥＤ３１（ピーク波長：１０５０ｎｍ）による光照射を直ちに開始してこれら２つのＬＥＤからの入力光に対応するＰＤ４１の各出力信号成分が重なり合っても、第１ＬＥＤ３１からの入力光に対応するＰＤ４１の出力信号成分への影響は小さい。
【００４７】
一方、比較例に係る血液成分測定装置においては、生体透過性の高い波長順に光を照射している。波長１０５０ｎｍの光を被験者の親指に照射してその光をＰＤで受光した場合の当該ＰＤの出力信号は、波長１３００ｎｍの光を被験者の親指に照射してその光をＰＤで受光した場合の当該ＰＤの出力信号に比べて大きい。このため、波長１０５０ｎｍの光照射を停止した後、波長１３００ｎｍの光照射を直ちに開始すると、波長１３００ｎｍの入力光に対応するＰＤの出力信号成分が波長１０５０ｎｍの入力光に対応するＰＤの出力信号成分に重なって埋もれてしまう。したがって、波長１３００ｎｍの入力光に対応するＰＤの正確な出力信号成分が得られる比較例における期間ｑ２は本実施形態における期間ｐ２と比較して短くなる。同様に、波長１３００ｎｍの光を被験者の親指に照射してその光をＰＤで受光した場合の当該ＰＤの出力信号は、波長１４５０ｎｍの光を被験者の親指に照射してその光をＰＤで受光した場合の当該ＰＤの出力信号に比べて大きい。このため、波長１３００ｎｍの光照射を停止した後、波長１４５０ｎｍの光照射を直ちに開始すると、波長１４５０ｎｍの入力光に対応するＰＤの出力信号成分が波長１３００ｎｍの入力光に対応するＰＤの出力信号成分に重なって埋もれてしまう。したがって、波長１４５０ｎｍの入力光に対応するＰＤの正確な出力信号成分が得られる比較例における期間ｑ３は本実施形態における期間ｐ１と比較して短くなる。
【００４８】
以上の通り、波長１４５０ｎｍの光を照射する期間においてＰＤの正確な出力信号成分が得られる期間ｐ１は、期間ｑ３よりも長く、波長１３００ｎｍの光を照射する期間においてＰＤの正確な出力信号成分が得られる期間ｐ２は、期間ｑ２よりも長い。したがって、本実施形態においては、ＰＤ４１の出力信号が安定している期間ｐ１、ｐ２を比較例よりも長く得ることができ、脈波信号を取得する信号処理を行うための正確な受光データを比較例よりも多く取得できる。なお、波長１０５０ｎｍの光を照射する期間においてＰＤの正確な出力信号成分が得られる期間ｐ３も脈波信号を取得する信号処理を行うための正確な受光データを得るのに十分な長さとすることができる。
【００４９】
上記の通り、本実施形態に係る血液成分測定装置１は、ヒトの親指における生体透過性の低い波長順になるように、すなわち、第３ＬＥＤ３３、第２ＬＥＤ３２、第１ＬＥＤ３１の順に１００ｍｓｅｃ内で光を照射して１サイクル分の受光データを取得する。血液成
分測定装置１は、受光データを取得する際、ＰＤ４１からの出力信号が安定している期間ｐ１、ｐ２、ｐ３において各出力信号の大きさに対応した回数分だけ出力信号を検出する。例えば、血液成分測定装置１は、ＰＤ４１の出力信号が小さい第３ＬＥＤ３３が光を照射する期間ｐ１においては９００回分の信号値を検出する。また、血液成分測定装置１は、ＰＤ４１の出力信号が中間の大きさである第２ＬＥＤ３２が光を照射する期間ｐ２においては３００回分の信号値を検出する。また、血液成分測定装置１は、ＰＤ４１の出力信号が大きい第１ＬＥＤ３１が光を照射する期間ｐ１においては１００回分の信号値を検出する。血液成分測定装置１の制御部１０は、波長毎に検出値を足し合わせたのち各検出回数分で除算を行うことによって１サイクル分の波長毎の受光データを取得する。これにより、血液成分測定装置１は、ＰＤの出力信号のノイズ除去を行い、正確な受光データを取得することができる。血液成分測定装置１は、このサイクルを複数回行い（例えば、１００ｍｓｅｃの１サイクルを２００回）、ヒトの脈波信号を得るのに十分な時間（例えば、２０秒）の受光データを取得する。本実施形態に係る血液成分測定装置１によれば、ＰＤ４１の出力信号が安定している期間を長く得ることができ、脈波信号を取得する信号処理を行う正確な受光データを多く取得できるので、血液中に含まれる血液成分の濃度の測定精度を向上できる。
【００５０】
また、本実施形態に係る血液成分測定装置１は、図５に示すトランジスタ７３を備えることでＰＤ４１の出力端子をグランドに接続することによって、サイクル毎でＰＤ４１の出力信号を一旦リセットすることができる。ＰＤ４１の出力信号を一旦リセットすることによる効果について、図１１および図１２を用いて説明する。図１１および図１２は、ＰＤの出力信号を示すグラフであり、図１１の線ｊおよび図１２の線ｋは、ＰＤの出力信号の波形を示している。また、図１１および図１２の横軸は、時間（ｍｓｅｃ）を表している。
【００５１】
図１１は、本実施形態に係る血液成分測定装置１において、サイクル毎にＰＤ４１の出力信号を一旦リセットする場合の例、すなわち、サイクル毎にＰＤ４１の出力端子をグランドに接続する場合の例を示している。図１１に示すように、Ｎ（Ｎは自然数）回目のサイクルにおける第１ＬＥＤ３１による光照射後、Ｎ＋１回目のサイクルにおける第３ＬＥＤ３３による光照射開始前にＰＤ４１の出力端子をグランドに接続する場合には、Ｎ回目の第１ＬＥＤ３１の光照射に対応するＰＤ４１の出力信号成分が一旦ゼロにリセットされるので、Ｎ回目の第１ＬＥＤ３１の光照射に対応するＰＤ４１の出力信号成分が、Ｎ＋１回目の第３ＬＥＤ３３の光照射に対応するＰＤ４１の出力信号成分と重なり合うのを防ぐことができる。
【００５２】
図１２は、比較例に係る血液成分測定装置において、サイクル毎にＰＤの出力信号を一旦リセットしない場合の例、すなわち、サイクル毎にＰＤの出力端子をグランドに接続しない場合の例を示している。図１２に示すように、Ｎサイクル目における波長１０５０ｎｍにピーク波長を有するＬＥＤによる光照射後、Ｎ＋１サイクル目における波長１４５０ｎｍにピーク波長を有するＬＥＤによる光照射開始前にＰＤの出力端子をグランドに接続しない場合には、ＰＤの上記の応答特性により、Ｎサイクル目の波長１０５０ｎｍの光照射に対応するＰＤの出力信号成分（図中、破線ｋ１で示す）が、Ｎ＋１サイクル目の波長１４５０ｎｍの光照射に対応するＰＤの出力信号成分（図中、破線ｋ２で示す）と重なり合ってしまう虞がある。
【００５３】
本実施形態に係る血液成分測定装置１は、照射部３０の第１ＬＥＤ３１、第２ＬＥＤ３２、第３ＬＥＤ３３によって各波長の光を各１回ずつ照射してヒトの親指内の血液を通過した光を受光部４０のＰＤ４１が受光して受光データを取得するサイクルを複数回実行する場合において、トランジスタ７３によって、１回のサイクルが終了する毎にＰＤ４１の出力端子をグランドに一時的に接続する。これにより、血液成分測定装置１は、複数サイ
クルでＰＤ４１により受光データを取得する場合に、前回のサイクルにおける出力信号成分の影響を無くすことができる。このため、血液成分測定装置１によれば、より正確な受光データを取得することによって、血液中に含まれる血液成分の濃度の測定精度をより向上できる。
【００５４】
次に、図１３を用いて本実施形態に係る血液成分測定装置１における血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値の測定処理について説明する。図１３は、血液成分測定装置１における血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値の測定処理に関するフローチャートである。
【００５５】
まず、ＯＰ１０１において、血液成分測定装置１は、第３ＬＥＤ３３、第２ＬＥＤ３２、第１ＬＥＤ３１の順で光を被験者の親指に照射して、当該指内の血液を通過した光をＰＤ４１で受光して受光データを取得する。血液成分測定装置１は、例えば、２０秒分（２００サイクル分）の受光データを取得して、２０秒分の受光データを脈波信号データとする。
【００５６】
本実施形態では、血液成分測定装置１が脈波信号データを取得し、端末装置１００が脈波データ信号を解析して血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値を算出するので、血液成分測定装置１は、端末装置１００に取得した脈波信号データを送信し、端末装置１００は、血液成分測定装置１から脈波信号データを受信する。
【００５７】
次のＯＰ１０２では、端末装置１００は、脈波信号データから各波長に対応する吸光度を算出する。例えば、各波長に対応する脈動信号の変化幅は適宜吸光度に変換できる。端末装置１００は、各波長の照射時に対応する脈波信号の変化幅から、波長１０５０ｎｍの光照射に対応する血液の吸光度（以下、「第１吸光度」と称する）と、波長１３００ｎｍの光照射に対応する血液の吸光度（以下、「第２吸光度」を称する）と、波長１４５０ｎｍの光照射に対応する血液の吸光度（以下、「第３吸光度」を称する）を算出する。本実施形態によれば、図９で説明した受光データ取得方法によって各波長の正確な脈波信号を分離抽出することができるので、各波長に対応する第１〜第３吸光度を正確に算出することができる。
【００５８】
次のＯＰ１０３では、端末装置１００は、第１吸光度と第２吸光度から、血中ＴＧ値を算出する。端末装置１００は、例えば、第１吸光度と第２吸光度との差分を行うことによって非侵襲血液吸光度を算出し、所定の変換テーブルを用いて非侵襲血液吸光度を血中ＴＧ値に変換する。これにより、血中ＴＧ値が算出される。
【００５９】
次のＯＰ１０４では、端末装置１００は、第３吸光度を規格化し、規格化された第３吸光度をＨｂＡ１ｃ値に変換する。規格化の一例としては、例えば、第１吸光度または第２吸光度で第３吸光度を除算することが挙げられる。第３吸光度の規格化により、総ヘモグロビン濃度に依存することなくより正確にＨｂＡ１ｃ値を算出することができる。また、規格化された第３吸光度をＨｂＡ１ｃ値に変換する方法としては、例えば、端末装置１００にはあらかじめ作成された吸光度とＨｂＡ１ｃ値の関係を表す検量線のデータが格納されており、規格化後の第３吸光度と検量線とを比較することでＨｂＡ１ｃ値を算出することが挙げられる。なお、検量線の作成には、測定対象であるヒトのヘモグロビンおよび糖化ヘモグロビンを用いることが好ましい。
【００６０】
端末装置１００は、血液成分測定プログラムによって上記の方法で血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値を算出する。
【００６１】
次のＯＰ１０５では、端末装置１００は、血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値を測定値として表示部１００ａに表示する。これにより、被験者は血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値を知
ることができる。本実施形態によれば、正確な脈波信号を検出することができるので、血液成分の濃度の測定精度を向上できる。
【００６２】
以上が本実施形態に関する説明であるが、上記の血液成分測定装置１の構成、血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値の算出処理などは、上記の実施形態に限定されるものではなく、本発明の技術的思想と同一性を失わない範囲内において種々の変更が可能である。
【００６３】
また、上記実施形態では、生体の測定部位に対して生体透過性の低い波長順に光を照射しているが、生体やその測定部位によって生体透過性は異なる。このため、生体透過性の低い波長順は波長１４５０ｎｍ、波長１３００ｎｍ、波長１０５０ｎｍには限られない。なお、生体透過性の低い波長順に光を照射する制御は、端末装置１００からの制御信号に基づいて実行されてもよい。例えば、端末装置１００には種々の生体の測定部位における各波長の生体透過性情報が格納されており、端末装置１００は、測定対象となる生体の測定部位における生体透過性の低い順に光を照射するように、血液成分測定装置１を制御してもよい。
【００６４】
また、上記本実施形態では、血液成分測定装置１によって得た脈波信号データに基づいて端末装置１００が血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値を算出して表示しているがこれに限られない。例えば、脈波信号データに基づいて血液成分測定装置１が血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値を算出して、血液成分測定装置１が備える表示部が血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値を表示してもよい。また、脈波信号データに基づいて血液成分測定装置１が血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値を算出して、端末装置１００が血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値を表示してもよい。この場合において、血液成分測定装置１は、コンピュータの一例であり、記憶部２０に血液成分測定プログラムが格納されており、制御部１０が血液成分測定プログラムを記憶部２０内のＲＡＭに展開して実行することで図１３に示す種々の処理（例えば、ＯＰ１０２〜ＯＰ１０５の処理）を実行する。
【００６５】
また、血液成分測定装置１によって得た脈波信号データを端末装置１００が通信回線を介して外部サーバに送信し、この外部サーバが脈波信号データに基づいて血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値を算出して血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値を含む情報を通信回線を介して端末装置１００に送信し、端末装置１００が血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値を表示部１００ａに表示してもよい。
【００６６】
また、上記実施形態では血液成分測定装置１には、反射光方式が採用されているが、透過光方式が採用されてもよい。透過光方式の血液成分測定装置１は、照射部３０と受光部４０が開口部６２から挿入された被験者の親指１０１を挟むように例えば照射部３０が上部カバー６１に配置されており、親指１０１の背側（爪側）から照射部３０が光を照射し、親指を通過した光を受光部４０が受光する構成であってもよい。
【００６７】
また、上記実施形態に係る血液成分測定装置１において、照射部３０が所定時間内で第３ＬＥＤ３３、第２ＬＥＤ３２、第１ＬＥＤ３１の順で異なる波長の光を照射することによってＰＤ４１からの出力信号を取得することを１サイクルとし、複数サイクルを連続的または断続的に行ってもよい。この場合の照射部３０の制御は、制御部１０が行ってもよいし、端末装置１００からの制御信号に基づいて血液成分測定装置１が行ってもよい。
【００６８】
なお、照射部３０が有するＬＥＤの個数、各ＬＥＤの照射光のピーク波長および配置パターンは上記実施形態に限られない。例えば、血中ＴＧ値のみを測定する場合には、照射部３０は第１ＬＥＤ３１および第２ＬＥＤ３２を有していればよい。また、この場合において、血液成分測定装置１が複数サイクルでＰＤ４１からの出力信号を取得する場合には、トランジスタ７３によって、Ｎサイクル目における第１ＬＥＤ３１による光照射後にＰ
Ｄ４１の出力端子がグランドに接続され、Ｎ＋１サイクル目における第２ＬＥＤ３２による光照射前にＰＤ４１の出力端子がグランドから切り離されるようにしてもよい。また、ＨｂＡ１ｃ値のみを測定する場合には、照射部３０は第１ＬＥＤ３１または第２ＬＥＤ３２のいずれかと、第３ＬＥＤ３３とを有していればよい。また、この場合において、血液成分測定装置１が複数サイクルでＰＤ４１からの出力信号を取得する場合には、トランジスタ７３によって、Ｎサイクル目における第１ＬＥＤ３１または第２ＬＥＤ３２による光照射後にＰＤ４１の出力端子がグランドに接続され、Ｎ＋１サイクル目における第３ＬＥＤ３３による光照射前にＰＤ４１の出力端子がグランドから切り離されるようにしてもよい。このように、血液成分測定装置１は、測定対象とする血液成分によらず、１回のサイクルが終了する毎にＰＤ４１の出力端子をグランドに接続してもよい。
【００６９】
また、上記実施形態における測定対象の生体はヒトであったが、測定対象の生体はヒトに限られない。具体的な測定対象の生体の一例としては、哺乳類、鳥類が挙げられる。このうち、高血糖による病気（例えば、糖尿病）の診断の可能性があるヒトや、ペットや家畜になり得る哺乳類や鳥類を測定対象とするのがより好ましい。
【００７０】
また、上記実施形態においては血液成分の濃度として血中ＴＧ値およびＨｂＡ１ｃ値が測定されているが、他の血液成分の濃度を測定してもよい。例えば、血液中のヘモグロビン、グルコース、コレステロール類（総コレステロール、ＨＤＬ−またはＬＤＬ−コレステロール、遊離コレステロール）、尿素、ビリルビン、リポ蛋白質、リン脂質、エチルアルコール等を測定してもよい。この場合には、各血液成分の濃度によって吸光度が変化する波長の光を生体に対して照射して、当該吸光度から各血液成分の濃度を算出する。
【００７１】
また、上記実施形態では、発光波長の異なる３つのＬＥＤを使用した例を示したが、測定対象の血液成分を変更したり、増加させたりすることで、必要なＬＥＤの個数や、ＬＥＤの発光波長の種類は適宜変更される。この場合、さらに生体透過性が低下する波長も想定され、複数のＬＥＤの点灯順序をより厳密に制御しなくてはならない場合も想定できる。このような場合においても、本件開示の技術によれば、血液成分の濃度の測定精度を向上することができる。
【符号の説明】
【００７２】
１      血液成分測定装置
１０    制御部
２０    記憶部
３０    照射部
４０    受光部
５０    通信部
１００  端末装置
【図１】
2020146364.tif 000003
【図２】
2020146364.tif 000004
【図３】
2020146364.tif 000005
【図４】
2020146364.tif 000006
【図５】
2020146364.tif 000007
【図６】
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【図７】
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【図８】
2020146364.tif 000010
【図９】
2020146364.tif 000011
【図１０】
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【図１１】
2020146364.tif 000013
【図１２】
2020146364.tif 000014
【図１３】
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