(57)【要約】【課題】脈波のように信号そのものが低周波である場合は、設定するアナログフィルタの時定数も大きくなり、フィルタを通した後の信号が安定になるまで時間がかかり、結果的に測定時間が長かった。さらに、生体信号は、アナログフィルタを通すことによってノイズを除去すると同時に、生体信号のもつ情報も加工することになり、血液成分比を計算する上で誤差の要因になっていた。【解決手段】デジタル化した脈動波形の傾きから脈動微分波形を求め、その比から脈動成分比を算出することによって、短時間でしかも高精度に血液成分を分析できる優れた血液分析装置を提供する。【選択図】            図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
２つ以上の発光素子と、該発光素子から発せられたそれぞれの光を生体を通して受ける少なくとも１つの受光素子とを有し、前記それぞれの光ごとの前記受光素子の出力に基づいて、前記生体の少なくとも１つの血液成分の濃度を演算する血液分析装置において、
該血液分析装置は、前記受光素子の出力から直流成分のみを除去して交流成分を抽出する交流成分抽出手段と、該交流成分抽出手段の出力をアナログ／デジタル変換するアナログ／デジタル変換器とを有する脈動抽出手段と、前記アナログ／デジタル変換器の出力から前記抽出された交流成分の変化量を演算するとともに、該変化量を用いて前記血液成分の濃度を演算する演算手段とを有することを特徴とする血液分析装置。
【請求項２】
前記変化量は、所定時間間隔で前記アナログ／デジタル変換器から出力された２つの出力値の差であることを特徴とする請求項１に記載の血液分析装置。
【請求項３】
前記演算手段は、所定値以上の前記変化量を用いて、前記血液成分の濃度を演算することを特徴とする請求項１または２のいずれかに記載の血液分析装置。
【請求項４】
前記演算手段は、前記所定値以上の複数の変化量の平均値を演算し、該平均値を用いて前記血液成分の濃度を演算することを特徴とする請求項３に記載の血液分析装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、非侵襲で血液中の成分を分析する血液分析装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来から採血しないで血液成分を検査する装置としては、例えば動脈血の酸素飽和度を測定するパルスオキシメーターがある。これは動脈血中のヘモグロビンのうち酸素と結合したヘモグロビンの割合を非侵襲で測定するものであり、使いやすく装置の価格も妥当なことから、さまざまな医療現場で使われてきた。例えば、手術中や手術後、集中治療室では、患者の容体を連続的に監視している。また、救急医療では、輸送中に患者の容体を短時間で把握するために使われてきた。
【０００３】
このパルスオキシメーターは、例えば、血流の脈動に起因する透過光量の脈動成分を、赤色光の６６０ｎｍと赤外光の９００ｎｍふたつの異なる波長帯域において測定して、このふたつの脈動成分ΔＡ１とΔＡ２の比から、２成分の成分比を計算し、動脈血の酸素飽和度を算出している。（例えば、特許文献１参照）
【０００４】
この特許文献１によれば、赤色光と赤外光の発光ダイオードで交互に生体組織に照射させ、まず生体組織からの透過光を受光し電気信号に変換する。それぞれの透過光信号は分配され、アナログのバンドパスフィルタに通される。そして、バンドパスフィルタの出力波形のピークとボトムの差を検出することにより、脈動成分ΔＡ１とΔＡ２を求めていた。
【０００５】
バンドパス型のアナログフィルタによって脈動成分を取り出すのでは、脈動波形に位相歪を生じてしまう。そこで、位相歪のない脈動波形を取り出すために、無位相フィルタが開発された。（例えば、特許文献２参照）
【０００６】
この特許文献２によれば、生体組織からの透過光は、電気信号に変換され光波長毎に分配される。それぞれの脈動波形はハイパスフィルタを介して、Ａ／Ｄ変換によってデジタル化されデジタル処理される。処理されたデジタルデータはＤ／Ａ変換によって、再びアナログ信号に戻され、アナログのハイパスフィルタに通される。このような無位相フィルタによって、パルスオキシメーターの高精度化を図った。
【０００７】
また、脈波信号は大きな直流成分に小さな変化成分が重畳した信号であり、直接小さな変化成分を求めても有効桁は非常に小さくなってしまう。そこで、この脈波成分の変化量を、有効桁数を上げて測定することが開発された。（例えば、特許文献３参照）  特許文献３によれば、脈波信号の時間あたりの変化量は、直流信号を除いておけば、信号の必要成分だけを充分に増幅できる。そして差分を求める回路のＳ／Ｎ比が向上し、有効桁数を上げることができた。具体的には、生体組織を透過した光を、ある時点と少し後の時点で測定し、測定値の２時点間の変化量をアナログ回路によって光波長毎に求めて、最終的な酸素飽和度の演算処理だけをデジタル処理している。
【０００８】
【特許文献１】
特開平６−１７４号公報（第２−４頁、第５図）
【特許文献２】
実開昭６４−２８６１２号公報（第４−１１頁、第２図）
【特許文献３】
特開平３−８６１５２号公報（第３−６頁、第５図）
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
アナログフィルタによって脈動波形を抽出するためには、バンドパスフィルタやハイパスフィルタによって直流成分はカットして、脈波の信号成分を通過させることになる。生体の脈動波形は低周波であり、このように動作させて脈動波形が安定して出力されるまでには時間が掛かる。脈動波形の抽出を開始するまでの待ち時間は、短くとも脈動周期の十倍程度、およそ１０秒以上が必要となる。手術中や手術後、集中治療室のような連続監視の場合には、この待ち時間はそれほど問題にならない。しかし、この酸素飽和度を測定するパルスオキシメーターの原理を応用して、健康管理のために家庭で使用するなど、他の用途で使用した場合には使い勝手が悪く、この待ち時間の長さは重大な欠点となってしまう。実際にこの原理を応用して短時間に血液成分を分析する血液分析装置の実用化には至っていない。
【００１０】
また、バンドパスフィルタやローパスフィルタによって、高周波成分を除去して、脈波の基本波成分を抽出する方法が採られている。しかし、
検出すべき脈動波形には基本波成分だけでなく高調波成分も含んでいる。それを無視してアナログアィルタによって、高調波成分を取り除いてしまうので、脈波が歪んでしまうことになる。このように歪んだ脈波を光波長ごとに比較しても正確な分析はできなかった。
【００１１】
本発明の目的は上記課題を解決し、待ち時間を必要としないで、高速に血液成分の濃度を分析するとともに、生体信号のもつ情報を低下させることなく、高精度に血液を分析する血液分析装置を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するための本発明で用いる手段は、２つ以上の発光素子と、該発光素子から発せられたそれぞれの光を生体を通して受ける少なくとも１つの受光素子とを有し、前記それぞれの光ごとの前記受光素子の出力に基づいて、前記生体の少なくとも１つの血液成分の濃度を演算する血液分析装置において、該血液分析装置は、前記受光素子の出力から直流成分のみを除去して交流成分を抽出する交流成分抽出手段と、該交流成分抽出手段の出力をアナログ／デジタル変換するアナログ／デジタル変換器とを有する脈動抽出手段と、前記アナログ／デジタル変換器の出力から前記抽出された交流成分の変化量を演算するとともに、該変化量を用いて前記血液成分の濃度を演算する演算手段とを有することを特徴とすることである。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、図面により本発明の実施の形態を詳述する。図１は本発明の一実施の形態による血液分析装置で取得した脈動成分の傾きの一例を示したグラフである。図２（ａ）および（ｂ）は本発明の一実施の形態による血液分析装置の外観図であり、（ａ）は上面図、（ｂ）は側面図である。図３は本発明の一実施の形態による血液分析装置の測定時の姿勢を示す装着図である。図４は本発明の一実施の形態による血液分析装置のブロック図である。図５は本発明の一実施の形態による血液分析装置の差分ブロック図である。図６は本発明の一実施の形態による血液分析装置で取得した脈動成分の一例を示したグラフである。図７は本発明の一実施の形態による血液分析装置で取得した脈動成分比の一例を示す。
【００１４】
まず図２（ａ）および（ｂ）を用いて、本実施の形態による血液分析装置の外観を説明する。これは糖尿病の診断や検査のための血液分析装置であり、分析装置１０は、血液中の赤血球に含まれるヘモグロビンが、血液中のグルコースと結合した割合を測定する。ヘモグロビンにグルコースが結合したものを総称してグリコヘモグロビンと呼び、その中でもヘモグロビンのβ鎖のＮ末端にグルコースが結合したものをヘモグロビンＡ１ｃと呼ぶ。このヘモグロビンＡ１ｃは、臨床的には過去１〜２ヶ月の平均血糖値を反映する情報として、血糖コントロールの指標とされ、患者の治療状態を把握するマーカーとなっている。但し、グリコヘモグロビンとヘモグロビンＡ１ｃとは同義語として用いられ、臨床医学の領域では一般には区別せずに用いている。
【００１５】
分析装置１０の側面には、測定部位を入れられる挿入穴１１があり、患者の指が入るようにほぼ円筒形状をしている。上面には電源を入れて分析を開始させるスイッチ１２と、分析結果を表示する表示器１３が設けられている。表示器１３には血糖コントロールの指標となる血液中の総ヘモグロビンに対するヘモグロビンＡ１ｃの割合が、小数点以下第一位までの質量百分率で表した濃度で表示される。
【００１６】
次に図３を用いて、本実施の形態による血液分析装置の使用方法を説明する。挿入穴１１には指が挿入されている。標準的な指の使い方は、右手第３指（中指）を挿入穴１１に入れて、両脇の第２指（人差し指）と第４指（薬指）で軽く分析装置１０を支えて、手のひらを上に向ける。これが測定時の標準的な装着姿勢である。この場合には測定対象の生体組織１は右手第３指となる。この姿勢のままで、スイッチ１２を押せば、電源が入り分析が開始される。例えば、スイッチ１２は右手第１指（親指）で押しやすいように、上面つまり上を向いて配置されている。分析結果の血液中のヘモグロビンＡ１ｃ濃度は、スイッチ１２と同じように、上を向いている表示器１３に表示されるので、簡単に読み取ることができる。スイッチ１２を押してから表示器１３にヘモグロビンＡ１ｃが表示されるまでの測定時間はおよそ３秒である。
【００１７】
次に、図４を用いて本発明の実施の形態による血液分析装置のブロック図を説明する。波長λ１、λ２、λ３の光を発光する発光素子２１、２２、２３は、発光駆動回路３１の出力を受けて順番に点灯する。例えば、繰返し周期は５０ｍｓで点灯を繰り返している。これらの発光素子２１、２２、２３の光が、生体組織１である指に照射される。照射された光は、生体組織１の各種ヘモグロビンによって吸収される。同時に、この照射された光は、生体組織中の細胞組織や血液成分によって散乱も起こしている。生体組織１を挟んで対向して配置された受光素子２４によって、生体組織１の光学的特性を検出できる。つまり、生体組織１を介すことによって、吸収および散乱により減光された透過光が受光される。分光学的測定方法としては、この透過光を用いる透過吸収スペクトル法や、この他には全反射測定法や拡散反射法などがある。発光素子２１、２２、２３と、受光素子２４の生体組織１への取り付け位置は、それぞれの方法に適した位置に付けられる。ここでは、指を挟んで対向して配置されており、発光波長λ１、λ２、λ３は、例えば６３０ｎｍ、６８０ｎｍ、９４０ｎｍにそれぞれ設定されている。
【００１８】
受光素子２４の各波長における光電流は、生体組織１によって減光された透過光量に対応している。増幅器３２は受光素子２４の光電流を電圧変換し、それを電圧増幅している。例えば、増幅器３２は光電流の電荷をコンデンサに蓄えるチャージアンプの構成になっていて、発光波長が替わるごとに受光信号Ａ１、Ａ２、Ａ３がサンプル値としてホールドされる。なお、各波長における透過光量には、脈動変動分に相当する脈動成分が含まれている。
【００１９】
増幅器３２の出力は、差動増幅器３３の一方の入力に接続されている。差動増幅器３３の他方の入力には、直流バイアスがデジタル／アナログ変換器（ＤＡＣ）３５の出力として加えられている。そして測定状態では、差動増幅器３３は増幅器３２の受光信号Ａ１、Ａ２、Ａ３と、ＤＡＣ３５の直流バイアスＤＣ１、ＤＣ２、ＤＣ３の差を増幅して、脈動成分のアナログのサンプル値を出力している。この差動増幅器３３によって、増幅器３２によって増幅された受光素子２４の出力から直流成分のみが除去されるとともに、交流成分が増幅される。すなわち、差動増幅器３３は交流成分抽出手段である。なお、スイッチ１２を押した直後は準備状態となり、デジタル／アナログ変換器（ＤＡＣ）３５と、制御および演算手段４０は、ＡＤＣ３４の出力が小さくなるようにフィードバックして、直流バイアスＤＣ１、ＤＣ２、ＤＣ３の適正化を図っている。つまり、スイッチ１２の操作直後は、準備状態で直流バイアスの最適化を行い、その後の測定状態では、直流バイアスを固定値として、脈動成分を出力している。
【００２０】
アナログ／デジタル変換器（ＡＤＣ）３４は、差動増幅器３３に保持されたサンプル値を、デジタル値に変換した脈動成分ＡＣ１、ＡＣ２、ＡＣ３として出力するためのものである。差動増幅器３３と、アナログ／デジタル変換機３４と、デジタル／アナログ変換機３５によって、脈動抽出手段が構成されている。ＡＤＣ３４の出力信号ＡＣ１、ＡＣ２、ＡＣ３は、制御・演算手段４０に供給されて、各ヘモグロビンの成分比が算出される。そして、表示手段４５ではヘモグロビンＡ１ｃの濃度が表示される。
【００２１】
次に、図４に示した血液分析装置の動作を説明する。まず、挿入穴１１に測定対象の指、つまり生体組織１を入れ、スイッチ１２を押す。発光素子２１、２２、２３は順番に点灯し、繰返し周期は５０ｍｓで点灯を繰り返す。まず、それぞれの直流バイアスＤＣ１、ＤＣ２、ＤＣ３の適正化するために、ＡＤＣ３４の出力信号ＡＣ１、ＡＣ２、ＡＣ３をモニターしながら直流バイアスを可変して、制御・演算手段４０が適正値を設定する。例えば、ＤＡＣ３５が１０ビット分解能のデジタル／アナログ変換器であり、繰返し周期１０ｍｓでＡＤＣ３４の出力をモニターしている場合は、逐次比較型で直流バイアスの適正化を行えば、０．１秒で設定できることになる。仮に、脈動成分の１周期に相当する１秒間、ＡＤＣ３４の出力信号をモニターして直流バイアスの最適化を図っても、この設定までの準備状態はおよそ１秒間である。
【００２２】
準備状態が終了すると、次は測定状態となる。適正化された直流バイアスＤＣ１、ＤＣ２、ＤＣ３は固定値となり、ＡＤＣ３４の出力信号ＡＣ１、ＡＣ２、ＡＣは、各光波長での脈動成分となる。この脈動成分を分析して、表示器１３にヘモグロビンＡ１ｃ濃度が表示される。スイッチ１２を押してから表示されるまでの時間はおよそ３秒である。
【００２３】
図６を用いて、本発明の実施の形態による血液分析装置の測定状態での脈動成分について説明する。この測定状態は、１秒間の準備状態の経過後で、脈動成分を分析する状態である。まず図６は、血液分析装置１０に中指を入れて、生体の脈動成分であるＡＤＣ３４の出力信号を示したグラフである。横軸は時間、縦軸はＡＤＣ３４の出力値を示している。この時のサンプリング周期は５０ｍｓである。脈動成分ＡＣ１は、発光素子２１から照射する波長λ１の光が、生体組織１を介して得られる透過光の交流成分をデジタル化した値の一例である。同様に脈動成分ＡＣ２は、発光素子２２からの波長λ２に対応した透過光の脈動成分を示す。同様に、発光素子２３からの波長λ３に対応した透過光の脈動成分も存在するが、説明を簡略化するために図示を省略してある。
【００２４】
詳しい説明は後述するが、血液の成分濃度は、異なる波長の透過光から得られた脈動成分比と、直流バイアス成分比から算出することができる。図６に示した２つの波形の振幅を比較すると、脈動成分ＡＣ２の方が、脈動成分ＡＣ１よりも振幅が大きいことが、図から簡単に読み取れるが、このままでは脈動成分比を定量化できない。また、これらの脈動成分ＡＣ１、ＡＣ２には、生体の筋肉の緊張や呼吸などによる大きなうねり成分を含んでいて、各脈動成分の波形のピークとボトムの差を検出したのでは、この大きなうねりの影響をまともに受けてしまう。
【００２５】
そこで、それぞれの脈動成分の変化量である脈動成分の傾きから、脈動成分比の定量化を図る。図５を用いて本発明の実施の形態による血液分析装置の、脈動成分の傾き算出に用いる差分ブロックについて説明する。この差分ブロック４１は、制御・演算手段４０の内部のソフトウェア処理によって実行されている。勿論、この処理はデジタル信号処理である。この差分ブロック４１は、１サンプルの遅延部４２と、係数−１の乗算部４３と、加算部４４から構成されている。現在の時刻をｎとすると、現在の出力信号である脈動成分の傾きΔＡＣ１［ｎ］は、入力信号ＡＣ１［ｎ］と、遅延部４２の出力信号ＡＣ１［ｎ−１］に−１を乗じて、加算部４４で加算して得られる。同様にして、ΔＡＣ２も求めることができる。つまり、この差分ブロック４１は、脈動成分ＡＣ１から、所定時間間隔である５０ｍｓ前に変換した脈動成分ＡＣ１を差し引いて脈動成分の傾きを求めている。計算式で示すと式１となる。
【数１】
2004290545.tif 000003
【００２６】
それぞれの脈動成分の比較は、アナログ回路を主体にして測定するのではなく、デジタル演算処理を主体にしている。このことによって、アナログ回路の増幅度や時定数など、不確定な誤差要素を含まずに正確に分析できる。また、脈動成分の傾きは、簡単な差分によって求めるので、デジタル演算の負担を軽くできる。これは演算時間を短縮できるだけでなく、処理スピードが比較的遅い安価なマイクロコンピュータを採用することができるコストメリットがある。なお、この差分ブロック４１と同様な処理内容は、専用のハードウェア回路によっても実現でき、制御・演算手段４０の内部にそれを構成してもよい。
【００２７】
図１を用いて本発明の実施の形態による血液分析装置の脈動成分の傾きについて説明する。この脈動成分の傾きΔＡＣ１及びΔＡＣ２は、図６の脈動波形に基づいて差分ブロック４１によって、式１の計算処理で求めた。そして、それぞれの脈動成分の傾きΔＡＣ１及びΔＡＣ２から、脈動成分を定量的に比較することになる。光波長λ１とλ２で比較すると、脈動成分の波形の振幅ではＡＣ２が大きく、脈動成分の傾きでもΔＡＣ２が大きいことは、図６及び図１から明らかに読み取ることができる。なお、脈動成分の波形の振幅の比であるＡＣ２／ＡＣ１（以下脈動振幅比とする）は、脈動成分の傾きの比であるΔＡＣ２／ΔＡＣ１と等しくなっている。このことは数学的にも簡単に説明ができる。
【００２８】
図７で本発明の実施の形態による血液分析装置で求めた脈動成分の傾きの比について説明する。脈動成分比として、脈動成分の傾きΔＡＣ１とΔＡＣ２の比を式２のように求めてプロットした。ただし、微分波形ΔＡＣ１及びΔＡＣ２の値が小さいと、計算結果の脈動成分比には大きな誤差を含むことになる。そこで脈動成分の傾きΔＡＣ１またはΔＡＣ２が所定値とした１未満の場合は、無効として取扱い白丸印でプロットした。それ以外の所定値以上の場合は、黒丸印で有効の取扱いとした。
【数２】
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【００２９】
図７から明らかなように、脈動成分比は極めて短時間に求めることが可能であるということである。短い場合には５０ｍｓ（サンプリング２回）で求めることができる。測定精度を上げるために、データ数を増やして平均化処理を行っても良い。例えば、２秒間の有効となった黒丸印の平均値を求めると、脈動成分比は１．５０となった。この所定値以上の複数の脈動成分の傾きの平均化処理によって測定精度を向上できる。
【００３０】
その後、制御・演算手段４０によって血液成分比を算出し、測定計算結果を表示手段４５によって表示する。説明を簡略化するために、２波長による２成分の血液分析について説明するが、同様に３波長による３成分の分析もできる。吸光度は濃度とセルの厚さに比例するというＬａｍｂｅｒｔ−Ｂｅｅｒの法則によれば、以下の式３が成り立つ。
【数３】
2004290545.tif 000005
ｘ、ｙは、それぞれの血液成分の濃度、ｂ１、ｂ２は、それぞれの波長λ１およびλ２での吸光度、ａ１１は血液成分ｘにおける波長λ１の吸光係数、ａ１２は血液成分ｙにおける波長λ１の吸光係数、ａ２１は血液成分ｘにおける波長λ２の吸光係数、ａ２２は血液成分ｙにおける波長λ２の吸光係数を示す。式３に示すＬａｍｂｅｒｔ−Ｂｅｅｒの法則は、光散乱がない場合の関係を示すものであるが、実際の生体組織は光散乱性物質であると考えられ、光散乱の影響を受ける。説明を簡単にするため光散乱を除いた式で説明する。この式を濃度について変形すると、式４のようになる。
【数４】
2004290545.tif 000006
ただし、｜Ａ｜は、吸光係数ａ１１〜ａ２２の２行２列行列の行列式を表す。式４により、吸光係数が既知であるので、吸光度ｂ１、ｂ２を測定することによりｘ、ｙの濃度を求めることができる。
【００３１】
生体組織１を通過する光は、動脈血層、静脈血層、血液以外の組織の３つのブロックで吸収される。そのうち、動脈血層の一部と静脈血層と血液以外の組織は、直流信号成分として出力され、動脈血層の一部は、脈動に応じた交流信号成分として出力される。この直流信号成分と交流信号成分は、発光素子から発せられる光量、生体組織１への照射角度などによって変化する。そして、これらの成分の間には、直流信号成分が増加すれば、それに応じて交流信号成分も増加し、また、直流信号成分が減少すれば、それに応じて交流信号成分も減少するという比例関係がある。したがって、それらの吸収は、交流信号成分と直流信号成分との比、つまり交流信号成分／直流信号成分を求めることによって、吸光度に比例した相対的な交流信号成分量を求めることができる。そして、複数波長の各発光素子から発せられた光に基づいて求められた、相対的な交流信号成分量の比を求めることによって血液成分比を求めることができる。
【００３２】
ｘ及びｙは、それぞれの血液成分の濃度であり、例えば単位体積あたりの質量で表されたり、光路長あたりの物質量などで表される濃度である。ここで、成分比Ｘ及びＹは、質量百分率や物質量百分率で表される濃度であり、それぞれの血液成分の濃度がｘ及びｙとすると、それぞれの成分が占める割合Ｘ及びＹは、式５のように表される。
【数５】
2004290545.tif 000007
【００３３】
式４から、各血液成分ｘ，ｙについて解くと次のようになる。
【数６】
2004290545.tif 000008
【００３４】
この血液成分ｘ，ｙを式５に代入して整理すると、血液成分ＸとＹは次のように表される。
【数７】
2004290545.tif 000009
【００３５】
吸光度ｂ１、ｂ２は、前述の相対的な交流成分であるから、それぞれ次のように表すことができる。
【数８】
2004290545.tif 000010
ここで、ＡＣ１，ＡＣ２は、波長λ１，λ２の波長の光を生体に照射したときの脈動成分の値である。ＤＣ１，ＤＣ２は、波長λ１，λ２の光を生体に照射したときの直流バイアスのデジタル値である。
【００３６】
式７に式８のｂ１，ｂ２を代入して整理すると、次のように表される。
【数９】
2004290545.tif 000011
式９の、血液成分比Ｘ，Ｙには、脈動振幅比ＡＣ１／ＡＣ２の項が含まれている。このＡＣ１／ＡＣ２は、前述したように、ΔＡＣ１／ΔＡＣ２と等しい。従って、式９のＡＣ１／ＡＣ２には、ΔＡＣ１／ΔＡＣ２を代入して算出すればよい。すなわち、脈動成分の傾きの比ΔＡＣ１／ΔＡＣ２から血液成分比を算出することができる。式９は、２波長の光で２つの血液成分を分析した例であるが、これに限らず、複数波長の光で複数の血液成分を分析する場合、その成分比の式には、脈動振幅比が含まれており、それを脈動成分の傾きの比として演算することで、血液成分比を算出することができる。
【００３７】
以上説明したように、脈動成分の傾きから簡単に脈動成分比として求めることができる。勿論、この脈動成分比は、血液の成分濃度を算出するために求めたものである。この脈動成分比を求めるためアナログフィルタによって基本波成分だけに着目する必要はなく、脈動波形を歪ませることなく脈動成分比を求めることができる。
【００３８】
本例は、発光素子の発する光が生体組織１を透過する場合について詳述したが、生体組織１に対して反射する光を受光する場合にも適用できる。また、測定対象の血液成分をヘモグロビンＡ１ｃとして説明した。しかし、これに限るものではなく、例えば血液中のグルコース濃度を非侵襲で計測する血糖値測定装置にも適用できる。さらに、高脂血症と関連性のあるリポ蛋白などの血液分析装置にも利用できる。
【００３９】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明の構成によれば、脈動成分の比較は、ゆっくりとした脈動波形を分析するために、一般に非常に長い測定時間を必要としていた。しかし、脈動成分の変化量から非常に短時間で分析できる技術を確立できた。そのことによって、スピーディな臨床検査を実施できるようになり、また在宅でも手軽に検査できるようになった。
【００４０】
また、アナログフィルタを通さずに演算できるため、脈波信号を歪ませずに分析できるようになった。このことは生体信号の情報を低下させることなく分析できるということであり、血液分析装置の高精度化に欠かせない技術を確立した。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態による血液分析装置で取得した脈動成分の傾きの一例を示したグラフである。
【図２】本発明の実施の形態による血液分析装置の外観図であり、（ａ）は正面図、（ｂ）は側面図である。
【図３】本発明の実施の形態による血液分析装置の装着図である。
【図４】本発明の実施の形態による血液分析装置のブロック図である。
【図５】本発明の実施の形態による血液分析装置の差分ブロックを示すものである。
【図６】本発明の実施の形態による血液分析装置で取得した脈動成分の一例を示したグラフである。
【図７】本発明の実施の形態による血液分析装置の脈動成分比を示すものである。
【符号の説明】
１  生体組織
１０  分析装置
１１  挿入穴
１３  表示器
２１、２２、２３  発光素子
２４  受光素子
３３  差動増幅器
３４  アナログ／デジタル変換器
３５  デジタル／アナログ変換器
４１  差分ブロック
【図１】
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【図２】
2004290545.tif 000013
【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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