(57)【要約】指（１）の測定部位に２つの異なる近赤外波長領域の照射光（１１，１２）を照射する光源制御部（２２０）を設け、照射光（１１，１２）が指（１）の側定部位を透過した透過光（１２，２２）及び（１３，２３）を異なる距離をおいた２箇所で受光してその透過光量を検出する光検出器（５１，６１）を設け、検出した２箇所での同波長の透過光量の比である相対透過度を各波長毎に算出し、同各波長の相対透過度を用いて血糖値を算定するようにし、人体の血糖値を非侵襲的に誤差なく測定できる小型で携帯容易な血糖値の非侵襲測定をする。【特許請求の範囲】
【請求項１】
人体の測定部位に複数の異なる波長からなる光を照射する照射手段を設け、同照射手段の光が人体の測定部位を透過した透過光を異なる距離をおいた２箇所で受光してその透過光量を検出する透過光量検出手段を設け、同透過光量検出手段で検出した２箇所での同波長の透過光量の比である相対透過度を各波長毎に算出し、同各波長の相対透過度を用いて人体の血糖値を算定する演算手段を設けた血糖値の非侵襲測定装置。
【請求項２】
照射手段が、２つの異なる波長の光を照射するもので、演算手段が、２箇所で検出した各透過光量のうち透過距離が短い方をＩ１．λ１，Ｉ１．λ２とし、透過距離が長い方をＩ２．λ１，Ｉ２．λ２とし、２つの異なる波長の相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２を式Ｒλ１＝Ｉ２．λ１／Ｉ１．λ１，Ｒλ２＝Ｉ２．λ２／Ｉ１．λ２とし、予め実測した血糖値と相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２を用いて次式の係数ｋ０，ｋ１を求め、血糖値Ｃを式Ｃ＝ｋ０＋ｋ１＊ｌｎ（Ｒλ１）／ｌｎ（Ｒλ２）に従って算定するようにしたものである請求項１記載の血糖値の非侵襲測定装置。
【請求項３】
照射手段が、２つの異なる波長の光を照射するもので、演算手段が、２箇所で検出した各透過光量のうち透過距離が短い方をＩ１．λ１，Ｉ１．λ２とし、透過距離が長い方をＩ２．λ１，Ｉ２．λ２とし、２つの異なる波長の相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２を式Ｒλ１＝Ｉ２．λ１／Ｉ１．λ１，Ｒλ２＝Ｉ２．λ２／Ｉ１．λ２とし、同各相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２に基づいて２つの異なる波長の吸光度Ａ１，Ａ２を式Ａ１＝−１ｎ（Ｒλ１），Ａ２＝−１ｎ（Ｒλ２）とし、予め実測した血糖値と吸光度Ａ１，Ａ２を用いて次式の係数ｋ０，ｋ１を求め、血糖値Ｃを式Ｃ＝ｋ０＋ｋ１＊Ａ１／Ａ２に従って算定するようにしたものである請求項１記載の血糖値の非侵襲測定装置。
【請求項４】
照射手段が照射する２つの異なる波長の光が、９００〜１１００ｎｍの範囲から選ばれたものである請求項２又は３記載の血糖値の非侵襲測定装置。
【請求項５】
照射手段が、３つの異なる波長の光を照射するもので、演算手段が、２箇所で検出した各透過光量のうち透過距離が短い方をＩ１．λ１，Ｉ１．λ２，Ｉ１．λ３とし、透過距離が長い方をＩ２．λ１，Ｉ２．λ２，Ｉ２．λ３とし、３つの波長の相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２，Ｒλ３を式Ｒλ１＝Ｉ２．λ１／Ｉ１．λ１，Ｒλ２＝Ｉ２．λ２／Ｉ１．λ２，Ｒλ３＝Ｉ２．λ３／Ｉ１．λ３とし、予め実測した血糖値と相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２，Ｒλ３を用いて次式の係数ｋ０，ｋ１を求め、血糖値Ｃを式Ｃ＝ｋ０＋ｋ１＊ｌｎ（Ｒλ１／Ｒλ３）／ｌｎ（Ｒλ２／Ｒλ３）に従って算定するようにしたものである請求項１記載の血糖値の非侵襲測定装置。
【請求項６】
照射手段が、３つの異なる波長の光を照射するもので、演算手段が、２箇所で検出した各透過光量のうち透過距離が短い方をＩ１．λ１，Ｉ１．λ２，Ｉ１．λ３とし、透過距離が長い方をＩ２．λ１，Ｉ２．λ２，Ｉ２．λ３とし、３つの波長の相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２，Ｒλ３を式Ｒλ１＝Ｉ２．λ１／Ｉ１．λ１，Ｒλ２＝Ｉ２．λ２／Ｉ１．λ２，Ｒλ３＝Ｉ２．λ３／Ｉ１．λ３とし、同各相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２，Ｒλ３に基づいて３つの異なる波長の吸光度Ａ１，Ａ２，Ａ３を式Ａ１＝−１ｎ（Ｒλ１），Ａ２＝−１ｎ（Ｒλ２），Ａ３＝−１ｎ（Ｒλ３）とし、予め実測した血糖値と吸光度Ａ１，Ａ２，Ａ３を用いて次式の係数ｋ０，ｋ１を求め、血糖値Ｃを式Ｃ＝ｋ０＋ｋ１＊（Ａ１−Ａ３）／（Ａ２−Ａ３）に従って算定するようにしたものである請求項１記載の血糖値の非侵襲測定装置。
【請求項７】
照射手段が照射する３つの異なる波長の光が、その内２つが９００〜１１００ｎｍの範囲から選ばれたもので、残りの１つが９００〜９３０ｎｍ又は１０００〜１０３０ｎｍの範囲から選ばれたものである請求項５又は６記載の血糖値の非侵襲測定装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】  本発明は、人体の血糖値を非侵襲的に測定する装置に関し、詳しくは特定波長の光を人体に照射して得られる人体からの透過光から人体の血糖値を非侵襲的に誤差なく測定する技術に関する。
【背景技術】  糖尿病では、肝臓から分泌されるインスリンの不足、あるいは体の細胞がインスリンに反応しなくなることで筋肉や肝臓への糖の蓄積が行われなくなり、血液中のグルコース濃度、つまり血糖値が高くなり、これにより網膜症・神経障害・腎症等様々な合併症が引き起こされる。糖尿病患者は国内に６９０万人、その予備軍を含め１３００万人以上にもなるといわれ、深刻な国民病となっている。現状、糖尿病治療では完全な治療方法がなく、血糖値測定を行いながらインスリンの投与、あるいは食事療法によって血糖値を適正なレベルに維持させている。
現状の血糖値測定は、採血した血液を用いて血液に対するグルコース酸化酵素の反応を電気化学的に定量し、血糖値に換算するグルコースセンサー法を用いた測定器により行われており、糖尿病患者の日常での血糖値管理に用いる携帯型血糖値測定器などはすでに市販化されている。こうした血糖値検査では、１日数回の採血に伴う苦痛や採血針による感染等の問題があり、採血が不要で且つ血糖値の日内変動をリアルタイムで測定できる非侵襲の血糖値測定装置が望まれている。
そこで、近赤外領域の波長の光を人体に照射し、その人体からの拡散反射光又は透過光を分光器を用いて測定し、その拡散反射光又は透過光のスペクトルから人体の血糖値を算出しようとする技術が開示されている（例えば非特許文献１，非特許文献２，特許文献１参照）。非特許文献１では近赤外領域の波長の光を前腕皮膚と標準反射板に交互に照射し、その各拡散反射光から分光器等を用いて各拡散反射光のスペクトルを測定し、前腕皮膚と標準反射板の拡散反射光のスペクトル比から算定される拡散反射率スペクトルから多変量解析により血糖値を測定する方法を提案している。特許文献１では近赤外領域の波長の光を指等に照射し、その透過光を検出して特定波長９４４ｎｍと９６４ｎｍでの吸光度を求め、その値から血糖値を測定する方法を提案している。
ところで、非特許文献１の方法によれば、近赤外領域の波長の光を前腕皮膚に照射し、その拡散反射光の連続したスペクトルを測定する為に回折格子等から構成される複雑な分光器を必要としている。これは、血糖値を算出する為には連続した波長の光の反射率データを必要とし、このためにはこうした領域の波長の光を有する白色光源からの光を人体に照射し、その反射スペクトルを得る為には前記した分光器が必要となる。また、標準反射板と人体からの各拡散反射光を交互に計測するため、光源の変動が計測誤差の原因になる。こうした白色光源や分光器をベースとした血糖値の測定方法では、糖尿病患者が日常の血糖値管理を行う為に持ち運びが容易な血糖値測定装置の小型・携帯化が難しいものであった。
一方、特許文献１では特定の２波長の光を用い、その透過光により血糖値を測定する装置を提案している。この技術を図９に基づいて説明する。図９に示す測定装置は、近赤外光を発する光源１００とその光から所定の単色光のみを指１に照射する為の回折格子３４０，反射ミラー３６０を備え、また分光された単色光１０１の一部を検出する為のサンプリング用プリズム３７０，ＮＤフィルター３９０，光検出器３８０を備えている。さらに人の指１からの透過光１０２を検出するためのレンズ５０，光検出器５１を、また光検出器５１，３８０からの検出信号を増幅してデジタル化する信号処理部２３０、及び中央制御部２００を備えている。中央制御部２００は信号処理部２３０で増幅・デジタル化された光検出器５１，３８０からの検出信号をもとに指１の透過率Ｔを下記式で算出する。
Ｔ＝Ｉ１／Ｉ０・・・（１．１）
ここで、Ｉ０は照射光１０１の照射光量で、光検出器３８０で検出された検出信号に一定数を乗じて算出される。またＩ１は透過光１０２の光量で検出器５１で検出された検出信号に一定数を乗じて算出される。ここでは照射光１０１の波長として２つの９４４ｎｍ，９６４ｎｍを選択し、その各波長に対する前記透過率をそれぞれＴ１，Ｔ２として下記式により血糖値Ｃを算出する。
Ｃ＝ｋ０＋ｋ１＊ＡＢＳ１／ＡＢＳ２・・・（１．２）
ここで、ＡＢＳ１＝−ｌｎ（Ｔ１），ＡＢＳ２＝−ｌｎ（Ｔ２）をそれぞれ表す。またｋ０，ｋ１は実測した血糖値を用いて最小２乗法で決定された係数を示す。なお、ここでは光源に白色光源を用いたが、前記波長の異なる２つの波長に９４４ｎｍ，９６４ｎｍの半導体レーザー等を用いることができれば、回折格子等から構成される複雑な分光器を必要としない血糖値の非侵襲測定装置が実現できる。
しかしながら、この先願発明では、照射光１０１の照射位置Ｐ０と透過光１０２の検出位置Ｐ１との直線距離ｒ１が指１の大きさに依存してわずかに変化する。そのわずかな変化量に対して、前記式による血糖値Ｃの算出において無視できない測定誤差が生じる問題があった。また、指の大きさに影響されないように、例えば照射位置Ｐｏを直線距離ｒ１隔てて検出位置Ｐ１と同じ側に配置したとしても、心拍数に対応して変化する血管の膨張・収縮により式（１．１）で表される透過率が変化し、前記式（１．２）による血糖値Ｃの算出において無視できない測定誤差が生じてしまう問題があった。
【非特許文献１】  ｋａｔｓｕｈｉｋｏ  Ｍａｒｕｋｏ，ｅｔ  ａｌ．，ＩＥＥＥ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｓｅｌｅｃｔｅｄ  Ｏｐｔｉｃｓ  ｉｎ  Ｑｕａｎｔｕｍ  Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ，Ｖｏｌ．９，ＮＯ．２、ｐｐ．３２２  ３３０、２００３
【非特許文献２】  Ｈ．Ｍ．Ｈｅｉｓｅ，ｅｔ  ａｌ．，Ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ  Ｏｒｇａｎｓ，１８（６）ｐｐ．４３９−４４７，１９９４
【特許文献１】  特開平５−１７６９１７号公報
【発明の開示】
本発明が解決しようとする目的は、従来のこれらの問題点を解消し、人体の血糖値を非侵襲的に誤差なく測定できる小型で携帯容易な血糖値の非侵襲測定装置を提供することにある。
かかる課題を解決した本発明の構成は以下の通りである。
１）  人体の測定部位に複数の異なる波長からなる光を照射する照射手段を設け、同照射手段の光が人体の測定部位を透過した透過光を異なる距離をおいた２箇所で受光してその透過光量を検出する透過光量検出手段を設け、同透過光量検出手段で検出した２箇所での同波長の透過光量の比である相対透過度を各波長毎に算出し、同各波長の相対透過度を用いて人体の血糖値を算定する演算手段を設けた血糖値の非侵襲測定装置。
２）  照射手段が、２つの異なる波長の光を照射するもので、演算手段が、２箇所で検出した各透過光量のうち透過距離が短い方をＩ１．λ１，Ｉ１．λ２とし、透過距離が長い方をＩ２．λ１，Ｉ２．λ２とし、２つの異なる波長の相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２を式Ｒλ１＝Ｉ２．λ１／Ｉ１．λ１，Ｒλ２＝Ｉ２．λ２／Ｉ１．λ２とし、予め実測した血糖値と相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２を用いて次式の係数ｋ０，ｋ１を求め、血糖値Ｃを式Ｃ＝ｋ０＋ｋ１＊ｌｎ（Ｒλ１）／ｌｎ（Ｒλ２）に従って算定するようにしたものである前記１）記載の血糖値の非侵襲測定装置。
３）  照射手段が、２つの異なる波長の光を照射するもので、演算手段が、２箇所で検出した各透過光量のうち透過距離が短い方をＩ１．λ１，Ｉ１．λ２とし、透過距離が長い方をＩ２．λ１，Ｉ２．λ２とし、２つの異なる波長の相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２を式Ｒλ１＝Ｉ２．λ１／Ｉ１．λ１，Ｒλ２＝Ｉ２．λ２／Ｉ１．λ２とし、同各相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２に基づいて２つの異なる波長の吸光度Ａ１，Ａ２を式Ａ１＝−１ｎ（Ｒλ１），Ａ２＝−１ｎ（Ｒλ２）とし、予め実測した血糖値と吸光度Ａ１，Ａ２を用いて次式の係数ｋ０，ｋ１を求め、血糖値Ｃを式Ｃ＝ｋ０＋ｋ１＊Ａ１／Ａ２に従って算定するようにしたものである前記１）記載の血糖値の非侵襲測定装置。
４）  照射手段が照射する２つの異なる波長の光が、９００〜１１００ｎｍの範囲から選ばれたものである前記２）又は３）記載の血糖値の非侵襲測定装置。
５）  照射手段が、３つの異なる波長の光を照射するもので、演算手段が、２箇所で検出した各透過光量のうち透過距離が短い方をＩ１．λ１，Ｉ１．λ２，Ｉ１．λ３とし、透過距離が長い方をＩ２．λ１，Ｉ２．λ２，Ｉ２．λ３とし、３つの波長の相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２，Ｒλ３を式Ｒλ１＝Ｉ２．λ１／Ｉ１．λ１，Ｒλ２＝Ｉ２．λ２／Ｉ１．λ２，Ｒλ３＝Ｉ２．λ３／Ｉ１．λ３とし、予め実測した血糖値と相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２，Ｒλ３を用いて次式の係数ｋ０，ｋ１を求め、血糖値Ｃを式Ｃ＝ｋ０＋ｋ１＊ｌｎ（Ｒλ１／Ｒλ３）／ｌｎ（Ｒλ２／Ｒλ３）に従って算定するようにしたものである前記１）記載の血糖値の非侵襲測定装置。
６）  照射手段が、３つの異なる波長の光を照射するもので、演算手段が、２箇所で検出した各透過光量のうち透過距離が短い方をＩ１．λ１，Ｉ１．λ２，Ｉ１．λ３とし、透過距離が長い方をＩ２．λ１，Ｉ２．λ２，Ｉ２．λ３とし、３つの波長の相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２，Ｒλ３を式Ｒλ１＝Ｉ２．λ１／Ｉ１．λ１，Ｒλ２＝Ｉ２．λ２／Ｉ１．λ２，Ｒλ３＝Ｉ２．λ３／Ｉ１．λ３とし、同各相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２，Ｒλ３に基づいて３つの異なる波長の吸光度Ａ１，Ａ２，Ａ３を式Ａ１＝−１ｎ（Ｒλ１），Ａ２＝−１ｎ（Ｒλ２），Ａ３＝−１ｎ（Ｒλ３）とし、予め実測した血糖値と吸光度Ａ１，Ａ２，Ａ３を用いて次式の係数ｋ０，ｋ１を求め、血糖値Ｃを式Ｃ＝ｋ０＋ｋ１＊（Ａ１−Ａ３）／（Ａ２−Ａ３）に従って算定するようにしたものである前記１）記載の血糖値の非侵襲測定装置。
７）  照射手段が照射する３つの異なる波長の光が、その内２つが９００〜１１００ｎｍの範囲から選ばれたもので、残りの１つが９００〜９３０ｎｍ又は１０００〜１０３０ｎｍの範囲から選ばれたものである前記５）又は６）記載の血糖値の非侵襲測定装置。
【図面の簡単な説明】  図１は、実施例１の血糖値の非侵襲測定装置の説明図である。
図２は、実施例１の他の例の光ファイバーを用いた血糖値の非侵襲測定装置の説明図である。
図３は、実施例１の他の例の光ファイバーを用いた血糖値の非侵襲測定装置の説明図である。
図４は、実施例２の血糖値の非侵襲測定装置の説明図である。
図５は、実施例２の血糖値の非侵襲測定装置の説明図である。
図６は、実施例３の血糖値の非侵襲測定装置の説明図である。
図７は、人体を模した散乱体での最適波長の組み合わせ領域を示す図である。
図８は、検出距離ｒ１の変化量と血糖値測定誤差との関係を示す図である。
図９は、従来の血糖値の非侵襲測定装置の説明図である。
【符号の説明】
添付図面中、各符号は以下の意味を有する。
１  指
１０，２０，３０  光源
１１，２１，３１  照射光
１２，１３  透過光
２２，２３  透過光
３２，３３  透過光
４１  レンズ
５０，６０  レンズ
４０  プリズム
５１，６１  光検出器
１００  白色光源
１０１  照射光
１０２，１０３  透過光
１１０  白色光源用電源
１２０  レンズ
２００  中央制御部
２１０  表示部
２２０  光源制御部
２３０  信号処理部
３００，３０１  分光器
３１０，３２０  レンズ
３１１，３２１  シャッター
３３０  プリズム
３４０  回転格子
３５０  多チャンネル検出器
３６０  ミラー
３７０  サンプル用プリズム
３８０  光検出器
３９０  ＮＤフィルター
４１０，４２０，４３０  レンズ
７００，７０１，７０２  光ファイバー
７１０，７２０，７３０  光ファイバー
【発明を実施するための最良の形態】  以下、必要に応じて図面を参照しつつ、本発明を詳細に説明する。
（照射手段）
最良の照射手段としては、３ヶの異なる波長からなる光をほぼ同一の照射位置に照射する手段が好ましい。
（照射光の波長）
最良の照射光の波長は、異なる３ヶの波長のうち、２ヶの波長が９００〜１１００ｎｍの範囲から、また１ヶの波長が９００〜９３０ｎｍ又は１０００〜１０３０ｎｍの範囲からそれぞれ選ばれることが好ましい。
（透過光量検出手段）
最良の透過光量検出手段としては、照射手段による光の照射位置から異なる距離をおいた２ヵ所で透過光を検出する手段が好ましい。
（演算手段）
最良の演算手段は、検出した２つの透過光からその比である相対透過度を異なる３ヶの波長毎に算出し、３ヶの相対透過度から式（１．８）で血糖値を求めるのがよい。
（透過光）
最良の透過光は、照射手段により人体に照射される照射位置と同じ側で透過光量検出手段により検出される透過光が好ましい。
本発明において、光源から波長の異なる複数の光を発生し、照射手段により人体の測定部位（例えば指等）にその光を照射する。照射された光は人体内部で散乱と吸収を受け、人体外に放射されて透過光となる。この透過光を透過光量検出手段で光の照射位置から異なる距離をおいた２ヵ所で検出する。検出した２つの透過光からその比である相対透過度を波長毎に算出し、同相対透過度から人体の血糖値を算定する。検出された透過光には人体内部の血糖値情報が含まれており、非侵襲による人体の血糖値測定が可能となる。
また、２つ又は３つの波長の異なる光源を用いることで、白色光源を用いた従来の血糖値測定装置のように透過又は反射光スペクトルを検出するための複雑な分光器を必要としない装置が実現できる。また、測定部位である指の大きさに依存して単色光の照射位置と透過光の検出位置との直線距離が変化しても、血糖値の測定誤差への影響を少なくした血糖値の非侵襲測定装置が実現できる。さらに、心拍数に対応して変化する血管の膨張・収縮により透過光量が変化しても血糖値の測定誤差への影響を少なくした血糖値の非侵襲測定装置が実現できる。
なお、本発明で用いている透過光量Ｉ１．λ１，Ｉ２．λ１、及び相対透過度Ｒλ１の各記号において、Ｉ１，Ｉ２の数字は検出位置を示し、λ１，λ２，λ３は波長の種類を示しているものである。
以下、本発明の各実施例を図面に基づいて具体的に説明する。
【実施例１】  図１は、実施例１の血糖値の非侵襲測定装置の説明図である。
図２は、実施例１の他の例の光ファイバーを用いた血糖値の非侵襲測定装置の説明図である。
図３は、実施例１の他の例の光ファイバーを用いた血糖値の非侵襲測定装置の説明図である。
１は指、１０，２０，３０は光源、１１，２１，３１は照射光、１２，１３は透過光、２２，２３は透過光、３２，３３は透過光、４１はレンズ、５０，６０はレンズ、４０はプリズム、５１，６１は光検出器、１００は白色光源、１０１は照射光、１０２，１０３は透過光、１１０は白色光源用電源、１２０はレンズ、２００は中央制御部、２１０は表示部、２２０は光源制御部、２３０は信号処理部、３００，３０１は分光器、３１０，３２０はレンズ、３１１，３２１はシャッター、３３０はプリズム、３４０は回転格子、３５０は多チャンネル検出器、３６０はミラー、３７０はサンプル用プリズム、３８０は光検出器、３９０はＮＤフィルター、４１０，４２０，４３０はレンズ、７００，７０１，７０２は光ファイバー、７１０，７２０，７３０は光ファイバーである。
実施例１（図１，２参照）：図１に示す実施例１の血糖値測定装置は、照射光１１，２１を指１に照射するための光源１０，２０と、反射プリズム４０，レンズ４１を備える。また指１からの透過光１２，２２を検出するためのレンズ５０と光検出器５１から構成される透過光量検出手段１と、透過光１３，２３を検出するためのレンズ６０と光検出器６１から構成される透過光量検出手段１１を備え、さらに信号処理部２３０，中央制御部２００，表示部２１０，光源制御部２２０を備えている。
中央制御部２００は、信号処理部２３０でデジタル化された光検出器５１，６１からの検出信号をもとに、後述する算定式で人体の血糖値を算出して表示部２１０で表示する。光源制御部２２０は、光源１０，２０に電流を供給するための図示しない電源部を有している。中央制御部２００からの指令に従って光源１０（光源２０）に直流又は変調された電流が供給される。
以上の構成を有する血糖値の非侵襲測定装置の動作を説明する。
光源１０から発した照射光１１はプリズム４０を透過してレンズ４１により指１上に照射され、照射光１１は指１内部で散乱・吸収を受けて指１外のあらゆる方向に放射されて透過光となる。その後、照射光１１の照射位置Ｐ０から直線距離ｒ１離れた指１上の位置Ｐ１からの透過光１２はレンズ５０で光検出器５１の受光面に集められ、また照射光１１の照射位置Ｐ０から直線距離ｒ２離れた指１上の位置Ｐ２からの透過光１３はレンズ６０で光検出器６１の受光面に集められる。なお、図１ではｒ１＜ｒ２とし、また光検出器５１，６１にはフォトダイオードを用いている。
光検出器５１，６１からはそれぞれ透過光１２，１３の光強度に比例した検出信号が出力されて、信号処理部２３０でデジタル化処理され、その検出信号を基にコンピュータを用いた中央制御部２００で後述する算定式で相対透過度Ｒλ１が算出される。
続いて、前述した照射光１１による相対透過度Ｒλ１の算出手順と同様に、照射光２１による相対透過度Ｒλ２の算出が実行される。照射光２１による相対透過度Ｒλ２の算出演算が終了すると光源１０，２０は共にＯＦＦ（消灯）して指１の血糖値計測作業が終了する。中央制御部２００では、算出した相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２から指１の血糖値を後述する算定式で算出し、その結果を表示部２１０に表示する。
次に、中央制御部２００で行われる相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２の算出方法のソフトについて説明する。波長毎の照射光１１，透過光１２，１３の光量をそれぞれＩ０．λ１，Ｉ１．λ１，Ｉ２．λ１とする。照射光１１に対する指１の相対透過度Ｒλ１は下記式で表される。
Ｒλ１＝Ｉ２．λ１／Ｉ１．λ１・・・（１．３）
光検出器５１，６１における光量−電圧変換係数をそれぞれβ５１，β６１とすると、光検出器５１，６１で検出される検出信号（電圧）Ｖ５１，Ｖ６１は下記式で表される。
Ｖ５１＝β５１＊Ｉ１．λ１・・・（１．４）
Ｖ６１＝β６１＊Ｉ２．λ１・・・（１．５）
前記各式より、指１の相対透過度Ｒλ１は下記式で算出され、照射光１１の光量Ｉ０．λ１に依存しない形で表される。
Ｒλ１＝（β５１／β６１）＊Ｖ６１／Ｖ５１・・・（１．６）
ここで、（  ）内の値は血糖値測定装置固有の定数で、光量が分かった光源を用いて簡単に校正することができる。照射光２１に対する指１の相対透過度Ｒλ２の算出も前記照射光１１に対する指１の相対透過度Ｒλ１と同様にして求めることができる。指１の血糖値Ｃは、算出した相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２を用いて下記式で算出する。
Ｃ＝ｋ０＋ｋ１＊ｌｎ（Ｒλ１）／ｌｎ（Ｒλ２）・・・（１．７）
ここでｋ０，ｋ１は実測血糖値を用いて最小２乗法で決定された係数を示す。また、血糖値推定を行うための異なる２つの波長として、実施例１では９００〜１１００ｎｍの範囲の中からそれぞれ選ばれた波長としている。
なお、前記した波長範囲にある照射光１１，２１を発する光源１０，２０としてレーザーを用いることができる。このレーザーに半導体レーザーを用いれば、小型の血糖値測定装置が実現できる。また、発光ダイオード等の発光素子を光源１０，２０に用いることも可能である。また、近赤外領域の波長の光を連続的に発する白色光源を光源１０，２０に用いる場合、光源１０，２０からの光を前述した波長のみを透過させる光学フィルターを用いることで実現しても良い。さらに、図２に示すように光源１０，２０からの照射光１１，２１を光ファイバー７００を用いて指１に照射し、さらに指１上の検出点Ｐ１，Ｐ２からの透過光１２，１３（２２，２３）を光ファイバー７０１，７０２を用いて前記透過光量検出手段Ｉ，ＩＩに導光してもよい。また、図２に示した光ファイバー７００を図３に示すように検出側に配置して測定しても良い。
【実施例２】  図４は、実施例２の血糖値の非侵襲測定装置の説明図である。
図５は、実施例２の血糖値の非侵襲測定装置の説明図である。
図４に示す実施例２は３つの波長を用いた血糖値の非侵襲測定装置の例である。図４に示す実施例２の血糖値測定装置は、照射光１１，２１，３１を指１に照射するための光源１０，２０，３０と、レンズ４１０，４２０，４３０と、光ファイバー７１０，７２０，７３０及び同各光ファイバー７１０，７２０，７３０を束ねて指１に照射光１１，２１，３１を照射する光ファイバー７００を備える。また、指１からの透過光１２，２２，３２を検出するための光ファイバー７０１，レンズ５０，光検出器５１から構成される透過光量検出手段１と、透過光１３，２３，３３を検出するための光ファイバー７０２，レンズ６０，光検出器６１から構成される透過光量検出手段１１を備え、さらに信号処理部２３０，中央制御部２００，表示部２１０，光源制御部２２０を備えている。
中央制御部２００は、信号処理部２３０でデジタル化された光検出器５１，６１からの検出信号をもとに後述する算定式で人体の血糖値を算出し、表示部２１０で表示する。光源制御部２２０は、光源１０，２０，３０に電流を供給するための図示しない電源部を有している。中央制御部２００からの指令に従って、光源１０（光源２０，光源３０）に直流、又は変調された電流が供給される。各照射光１１，２１，３１に対応した指１の相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２，Ｒλ３は実施例１と同様の手順で算出することができる。指１の血糖値Ｃは、算出した相対透過度Ｒλ１，Ｒλ２，Ｒλ３を用いて下記式で算出する。
Ｃ＝ｋ０＋ｋ１＊ｌｎ（Ｒλ１／Ｒλ３）／ｌｎ（Ｒλ２／Ｒλ３）・・・（１．８）
ここで、ｋ０，ｋ１は実測血糖値を用いて最小２乗法で決定された係数を示す。前記式（１．８）を用いて血糖値測定を行うための異なる３つの波長として、実施例２では照射光１１，２１が９００〜１１００ｎｍの範囲の中からそれぞれ選ばれたものであり、また残りの照射光３１が９００〜９３０ｎｍ又は１０００〜１０３０ｎｍの範囲の中から選ばれた波長としている。図３で光ファイバー７００を指１の検出側とは反対に配置しているが、図５に示すように検出側に配置しても良い。
【実施例３】  図６は、実施例３の血糖値の非侵襲測定装置の説明図である。
図７は、人体を模した散乱体での最適波長の組み合わせ領域を示す図である。
図８は、検出距離ｒ１の変化量と血糖値測定誤差との関係を示す図である。
実施例１，２では人体に照射する光を波長の異なる２つ又は３つの光に限定して説明した。これにより、白色光源を用いた従来の血糖値測定装置のように透過又は反射光スペクトルを検出するための複雑な分光器を必要としない装置が実現できる。また、指等の測定部位の大きさに依存して照射光の照射位置と透過光の検出位置との直線距離が変化しても、血糖値の測定誤差への影響を少なくした血糖値の非侵襲測定装置が実現できる。さらに、心拍数に対応して変化する血管の膨張・収縮により透過光量が変化しても血糖値の測定誤差への影響を少なくした血糖値の非侵襲測定装置ができる。
一方、従来の白色光源と分光器を用いた血糖値の非侵襲測定装置においても、指等の測定部位の大きさに依存して光の照射位置と透過光の検出位置との直線距離が変化しても、血糖値の測定誤差への影響を少なくすることができる。また、心拍数に対応して変化する血管の膨張・収縮により透過光量が変化しても血糖値の測定誤差への影響を少なくすることができる。さらに、非特許文献１に記載されたような標準反射板を用いる必要がなくなる。
従来の白色光源と分光器を用いた血糖値の非侵襲測定装置に適用した例を図６に基づいて説明する。
図６に示す血糖値の非侵襲測定装置では、近赤外領域の波長の光を含むハロゲンランプ等の白色光源１００とその電源１１０を備え、光源１００からの光１０１をレンズ１２０と光ファイバー７００を介して指１に照射する。指１に照射された光１０１は指１内部で散乱・吸収を受けて指１外のあらゆる方向に放射されて透過光となる。光ファイバー７００による光１０１の指１上の照射位置Ｐ０から直線距離ｒ１，ｒ２にある指１上の位置Ｐ１，Ｐ２からの透過光１０２，１０３を光ファイバー７０１，７０２により分光器３００まで導光する。
分光器３００は、レンズ３１０，３２０と、シャッター３１１，３２１と、プリズム３３０，回折格子３４０，多チャンネル検出器３５０から構成される。多チャンネル検出器３５０にはＣＣＤ等のリニアアレイセンサーが用いられる。位置Ｐ１から放射された透過光１０２の透過スペクトルを計測する場合、シャッター３１１が開き、多チャンネル検出器３５０上に透過光１０２の透過スペクトルＳ１が得られる。この場合、シャッター３２１は閉まっている。同様にして位置Ｐ２から放射された透過光１０３の透過スペクトルＳ２を測定する場合、シャッター３２１が開き、多チャンネル検出器３５０上に透過光１０３の透過スペクトルＳ２が得られる。この場合、シャッター３１１は閉まっている。以上のようにして測定した前記透過スペクトルＳ１，Ｓ２から相対透過率スペクトルＴ＝Ｓ２／Ｓ１を算出する。得られた相対透過率スペクトルから吸光度、又は吸光度の１階（あるいは２階）微分値を算出し前記各式、又は非特許文献１で記載されている多変量解析により血糖値Ｃを算出することができる。
各実施例の非侵襲血糖値測定方法について検討した結果を図７，８に示す。図７は人体を模した散乱体に対して、相対透過度Ｒ（λｉ＝１，２，３）を用いて下記式（１．９）により表される指標γとグルコース濃度の相関について図５で示した非侵襲測定装置で測定した場合について理論解析し、その相関係数の自乗値Ｒ２＞０．９９５となる波長の組み合わせ領域を斜線で示している。理論解析は文献「Ａ．Ｉｓｈｉｍａｒｕ：Ｗａｖｅ  Ｐｒｏｐａｇａｔｉｏｎ  ａｎｄ  Ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ  ｉｎ  Ｒａｎｄｏｍ  Ｍｅｄｉａ，Ａｃａｄｅｍｉｃ  Ｐｒｅｓｓ，ＮｅｗＹｏｒｋ（１９７８）」を参考に行った。ここでの理論計算では図７中、直線距離ｒ１，ｒ２をそれぞれ１０ｍｍ，２０ｍｍに設定した。また等価散乱係数はグルコース濃度・波長によらず一定とし、ここでは人体の一般値１．０ｍｍ−１（参考：機論、５９，５６１Ｂ（１９９３）、ＰＰ．３３８−３４０）を用いた。また波長・グルコース濃度に依存した吸収係数はグルコース水溶液を用いて実測した結果を用いた。また波長λ３＝９００ｎｍに設定した。
γ＝ｌｎ（Ｒ（λ１）／Ｒ（λ３））／ｌｎ（Ｒ（λ２）／Ｒ（λ３））・・・（１．９）
図７より９００〜１１００ｎｍの波長範囲に前記指標γでグルコース濃度を推定する為の最適な波長λ１，λ２の組み合わせがあることがわかる。
次に、実施例１，２記載の血糖値測定装置において、図３、及び図５中、距離ｒ１，ｒ２を変化させた場合の血糖値の測定誤差について解析した結果を図８に示す。ここでは透過光検出位置Ｐ１，Ｐ２間の距離を１０ｍｍで一定とした。従来技術の場合も照射位置Ｐ０が検出位置Ｐ１と同じ側にある場合を想定した。照射位置と検出位置が同じ側にある場合、指の厚みの影響はほとんど無視できるが、心拍数に対応して変化する血管の膨張・収縮により透過光量が変化する。この透過光量の変化は見かけ上、距離ｒ１，ｒ２の変化に起因したものと見なすことができる。実施例１では、従来技術に比べ血糖値の測定誤差が約１／２に、また実施例２では従来技術に比べ血糖値の測定誤差が約１／４０にそれぞれ低減していることがわかる。つまり、心拍数に対応して変化する血管の膨張・収縮は指の厚みの変化と同様に透過光量を変化させるが、実施例１，２により血糖値の測定誤差をそれぞれ従来技術に比べて低減することができる。
【産業上の利用可能性】  以上説明したように、本発明によれば複数の異なる波長の光を人体に照射し、その透過光を前記光の照射位置から異なる距離をおいた２ヵ所でそれぞれ検出する。検出された透過光には人体内部の血糖値情報が含まれており、人体の血糖値測定が可能となる。また、白色光源を用いた従来の血糖値測定装置のように透過又は反射光スペクトルを検出するための複雑な分光器を必要としない装置が実現でき、また光源に小型の半導体レーザー等を用いることができるため、小型・軽量の血糖値測定装置が実現できる。さらに、指等の測定部位の大きさの変化、あるいは血管の膨張・収縮に依存して透過光量が変化しても血糖値の測定誤差への影響を少なくした血糖値の非侵襲測定装置が実現できる。
【図１】
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【図２】
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【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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【図８】
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【図９】
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【国際調査報告】
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