JP4483052B2

JP4483052B2 - Noninvasive blood glucose meter

Info

Publication number: JP4483052B2
Application number: JP2000258245A
Authority: JP
Inventors: 若正陳; 勝彦丸尾; 雅美岡
Original assignee: Panasonic Corp; Matsushita Electric Works Ltd
Current assignee: Panasonic Corp; Panasonic Electric Works Co Ltd
Priority date: 2000-08-28
Filing date: 2000-08-28
Publication date: 2010-06-16
Anticipated expiration: 2020-08-28
Also published as: JP2002065645A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、近赤外領域における光の吸収を利用した生体組織中あるいは体液中の化学成分を分光分析する体液成分濃度の分析装置に関するものであり、具体的には皮膚組織中のグルコース濃度の定量分析を行なうことにより血糖値測定を行なう為の装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
自身の血糖値を知ることは特に糖尿病患者にとって非常に重要である。というのも糖尿病をその原因から完全に治療する方法の未だ発見されていない今日では、血糖値の上昇にはインシュリン投与により血糖値を低下させるといった対処法を取らざるを得ないからである。そこで患者は血糖値を随時測定する必要があるのだが、その方法としては大きく侵襲法と非侵襲法に分類することができる。侵襲法とは患者から直接採血した血液を用いて血糖値を求める方法であり、確実な測定方法ではあるが、患者に対しては毎回の採血により大きな負担を強いることになる。
【０００３】
そこで非侵襲的な方法、つまり直接採血することなく患者の血糖値を求める方法が従来から提案されてきた。それらは、皮膚組織中のグルコース濃度が血液中のグルコース濃度との間に有する高い相関関係を利用して、血糖値測定の代用値として上記皮膚組織中のグルコース濃度を非侵襲的に測定するという方法である。具体的には皮膚組織に近赤外線領域の光を照射し、そこで透過もしくは拡散した光を検出することで、皮膚組織中における光の吸収強度を測定する。近赤外線領域において光の吸収強度はグルコースの存在により大きな影響を受ける為、上記光の吸収強度測定により体内のグルコース濃度を測定することができる。
【０００４】
しかしながら、グルコース濃度は数十〜数百ｍｇ／ｄｌと微量である為に、グルコース濃度の定量には皮膚組織を透過あるいは拡散反射した光、つまり生体反応を、Ｓ／Ｎ良く捉える必要がある。その為には吸光度やベースラインの変動をできるだけ抑制することで、スペクトル測定に高い安定性を持たせることが要求される。ここで、測定されるスペクトルに変動を与える装置的な要素としては、光源や受光素子ユニットといった部品間の位置関係における変動や、装置の周囲環境温度における時間的変動が挙げられる。これら変動を補正する為に、上記生体信号とは別途にセラミック板等の基準板を反射したリファレンス信号を測定し、それを基準光とするのが一般的である。従ってスペクトル測定を安定的に実現する為に装置に要求される性能としては、上記リファレンス信号の安定的測定が非常に重要となる。
【０００５】
従来提案されてきたグルコース濃度の定量分析装置の一例として、特願平１０−３０８８１７号記載のグルコース濃度の定量分析装置が挙げられる。図２１に示した概略図に基づいて、まずそのリファレンス信号の測定方法について説明する。ハロゲンランプから成る光源９０により発せられた光は、集光レンズ９１により収束された後に光ファイババンドル９２内を伝達して、センシング部９２ａから基準板９６に照射される。該基準板９６内を透過あるいは拡散反射した光、つまりリファレンス信号は再びセンシング部９２ａから光ファイババンドル９２内を伝達して、回折格子を収めた回折格子ユニット９３において分光された後にＩｎＧａＡｓアレイ型受光素子ユニット９４にて検出される。
【０００６】
次に生体信号の測定方法について説明する。まず位置決め治具（図示せず）を用いてセンシング部９２ａと被検体９７の接触圧力を９８００〜４９０００Ｐａに設定して当接させ、上記リファレンス信号の検出方法と同様の方法により、被検体９７を透過もしくは反射した光、つまり生体信号を検出する。しかして得られたリファレンス信号及び生体信号を基に演算ユニット９５にてグルコース濃度が演算される。
【０００７】
このように、上記定量分析装置ではリファレンス信号及び生体信号を同一の光学経路を用いて測定している。従って、リファレンス信号測定の場合にはセンシング部９２ａを標準板９６に当接させ、次に生体信号測定の場合には上記センシング部９２ａを被検体９７に当接させる必要がある。しかし、センシング部９２ａと基準板９６との位置再現性の問題、更にリファレンス信号と生体信号の測定時差の問題を考慮した場合に、測定毎の上記作業の繰返しがリファレンス信号の安定的測定を困難にすることは、想像するのに容易である。この為、上記定量分析装置ではリファレンス信号変動によるスペクトル測定の不安定性を十分には補正できず、従って精度良くグルコース濃度分析を行なうことは困難であった。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は上記の点に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、装置における不安定性の抑制によってリファレンス信号を再現性良く測定し、安定したスペクトル測定を可能とした、高精度のグルコース濃度の定量分析装置を提供することを課題とするものである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために請求項１に記載の発明を、波長１０００ｎｍ〜２５００ｎｍの近赤外光を発生させる為の光源と、該光源から照射した光を、中途にて被検体を経由した生体信号として伝達する為の光学経路と、補正の際に基準とするリファレンス信号として伝達する為の光学経路と、該光学経路で伝達された光を検出する為の受光素子ユニットと、該受光素子ユニットからの信号を受けてグルコース濃度を算出する為の演算部を具備した非侵襲血糖計であり、上記光学経路については生体信号を伝達する為の生体信号用光学経路と、リファレンス信号を伝達する為のリファレンス信号用光学経路とを、光源側で分岐させた光ファイババンドルで形成し、一方の分岐を、光を基準板に経由させるためのセンシング部を中途に有するリファレンス信号用光学経路とし、他方の分岐を、光を被検体に経由させるためのセンシング部を中途に有する生体信号用光学経路としたものとする。そして、光ファイババンドルの一方の分岐から成るリファレンス信号用光学経路にて基準板経由で得たリファレンス信号を受光素子ユニットで検出するとともに、光ファイババンドルの他方の分岐から成る生体信号用光学経路にて被検体経由で得た生体信号を受光素子ユニットで検出する。このようにすることで、生体信号用光学経路においてセンシング部から一旦被検体に出射した光を該被検体内で伝播させた後に再びセンシング部にて受光すると共に、リファレンス信号用光学経路においてはセンシング部から一旦出射した光を基準板にて反射させた後に再びセンシング部にて受光することができる。したがって、生体信号とリファレンス信号の測定を略同時あるいは全く同時に行なうことができ、且つ、リファレンス信号の測定を再現性良く行なうことができる。
【００１０】
請求項２記載の発明では、請求項１記載の非侵襲血糖計において、光ファイババンドルが、光を伝達する為の光ファイバを受発光間距離２ｍｍ以下として埋設したものであることを特徴としている。
【００１１】
請求項３記載の発明を、光源と光ファイババンドルの入射端の間に、光学経路に均一な光を入射させる為の拡散板を設けることを特徴とする請求項１又は２記載の非侵襲血糖計とすることで、光源からの光を拡散させて略均一な強度分布を有する光とすることができる。
【００１２】
請求項４記載の発明を、生体信号用光学経路によって伝達された光と、リファレンス信号用光学経路によって伝達された光のいずれかを、受光素子ユニットに選択的に検出させる為の光路遮断手段を有することを特徴とする請求項１〜３のいずれか記載の非侵襲血糖計とすることによって、生体信号用光学経路とリファレンス信号用光学経路の一部を共用することができる。
【００１３】
請求項５記載の発明を、光路遮断手段がスライド式であることを特徴とする請求項４記載の非侵襲血糖計とすることによって、簡単な仕組みで生体信号とリファレンス信号を選択して測定することができる。
【００１４】
請求項６記載の発明を、光路遮断手段が回転板式であることを特徴とする請求項４記載の非侵襲血糖計とすることによって、同じく簡単な仕組みで生体信号とリファレンス信号を選択して測定することができる。
【００１５】
請求項７記載の発明を、光路遮断手段と受光素子ユニットの間に分光手段を有することを特徴とする請求項４〜６のいずれか記載の非侵襲血糖計とすることによって、所定の波長における生体信号及びリファレンス信号を測定することができる。
【００１６】
請求項８記載の発明を、分光手段が干渉フィルターであることを特徴とする請求項７記載の非侵襲血糖計とすることによって、単素子を用いて受光素子ユニットを構成することができる。
【００１７】
請求項９記載の発明を、分光手段が回折格子であることを特徴とする請求項７記載の非侵襲血糖計とすることによって、上記干渉フィルタの様な駆動部を用いる必要がなくなる。
【００１８】
請求項１０記載の発明を、受光素子ユニットが受光素子を複数有していることを特徴とする請求項１〜９のいずれか記載の非侵襲血糖計とすることによって、生体信号とリファレンス信号を個別に測定することができる。
【００１９】
請求項１１記載の発明を、受光素子がアレイ型素子であることを特徴とする請求項１０記載の非侵襲血糖計とすることによって、分光手段によって波長毎に分けられた光を夫々対応した受光素子において個別に測定する事ができる。
【００２０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明を添付図面に示す実施の形態に基づいて説明する。図１は本発明の実施の形態における一例の非侵襲血糖計の概略図であり、図２はセンシング部７ａ，７ｂの正面図、また図３は出射部３３ａ，３３ｂの正面図を示している。更に図４は光遮断手段の一例の概略図であり、図５〜７は夫々光遮断手段の他例の概略図を示している。
【００２１】
図１に示す様に、波長１０００ｎｍ〜２５００ｎｍの近赤外線を発生させる為の光源としてハロゲンランプ１を配し、そこから発した光を均一にする為の拡散板２、及びその均一化された光を点光源にする為のピンホール３を順に配している。上記ピンホール３を通過した光は、更に第一レンズホルダー１１ａ内に配した第一コリメートレンズ４にて平行化されたうえで第一集光レンズ５にて集光される。その集められた光を伝達する為の光学経路として、上記レンズホルダー１１ａに設けた入射部３０から生体信号用光学経路とリファレンス信号用光学経路が夫々延設されている。
【００２２】
上記生体信号用光学経路は、生体信号用光ファイババンドル６ａと、その中途に設けた生体信号用センシング部７ａにより構成されている。入射部３０から採り入れた光は、生体信号用光ファイババンドル６ａに複数本埋設された光ファイバ（図示せず）内を伝達され、生体信号用センシング部７ａに達する。但し本例ではクラッド径が２００μｍ、コア径が１８０μｍの光ファイバを使用する。伝達された光は、図２に示す様に生体信号用センシング部７ａに輪状に配設された、上記光ファイバと連通した複数のセンシング部出射端１５から一旦出射される。接触位置を一定化させる為の位置決め治具（図示せず）によって接触圧力９８００〜４９０００Ｐａで生体信号用センシング部７ａと当接させた被検体３１の内部において光が反射または拡散した後に、その光は再び被検体３１の外部へと出射される。出射された光は生体信号用センシング部７ａの中心に設けたセンシング部入射端１６ａから生体信号として採り入れられ、生体信号用光ファイババンドル６ａに埋設された光ファイバ内を伝わって、生体信号出射部３３ａにまで達する。図３に示すように、上記生体信号出射部３３ａの中央にはセンシング部入射端１６ａと連通した出射部出射端１６ｂを有しており、該出射部出射端１６ｂから外部へと生体信号が出射される。本例ではセンシング部入射端１６ａを中心に、受発光間距離Ｌ＝６５０μｍとして輪を形成する様にセンシング部出射端１５を設けているが、受発光間距離としてはＬ＝０．１〜２ｍｍの範囲であれば良い。
【００２３】
リファレンス信号用光学経路も同様に、リファレンス信号用光ファイババンドル６ｂとリファレンス信号用センシング部７ｂにより構成され、リファレンス信号用センシング部７ｂから出射される光は基準板３２にて反射された後に再びリファレンス信号用センシング部７ｂから採り込まれ、光ファイバを通じてリファレンス信号出射部３３ｂにまで伝達される。そして上記リファレンス信号出射部３３ｂに設けた出射部出射端１６ｂからリファレンス信号としての光が外部へと出射される。
【００２４】
このように生体信号出射部３３ａからは生体信号、リファレンス信号出射部３３ｂからはリファレンス信号としての光が夫々出射されるので、その出射方向に配したシャッター８により選択的に光を遮断することによって、両信号の検出の切り換えをおこなう。本例における光の遮断手段について、図４に基づいて説明する。（ａ）は、生体信号用シャッター８ａとリファレンス信号用シャッター８ｂの両方が閉じた状態であり、この場合、後述する受光素子ユニット１３では暗出力が検出される。（ｂ）は（ａ）と比較して生体信号用シャッター８ａが開いた状態であり、生体信号出射部３３ａからの生体信号のみを検出することができる。対して（ｃ）は（ａ）と比較してリファレンス信号用シャッター８ｂが開いた状態であり、リファレンス信号出射部３３ｂからのリファレンス信号のみを検出することができる。上記のように長板状の二つのシャッター８ａ，８ｂの開閉を切り換えることで、生体信号とリファレンス信号を選択的に検出することが可能となる。但し、光の遮断手段については、図５〜７に示す他の遮断手段によっても構わない。
【００２５】
図５の概略図は光の遮断方法の他例を示しており、フレーム窓１７のスライドにより生体信号とリファレンス信号の検出を切り替えるものである。例えば（ａ）に示す様にフレーム窓１７がＡ側に位置しているときは生体信号出射部３３ａからの生体信号が検出され、（ａ）の状態からフレーム窓１７がＢ側にスライドして（ｂ）に示す状態に至った場合には、リファレンス信号出射部３３ｂからのリファレンス信号が検出される。
【００２６】
図６の概略図は光の遮断方法の他例を示しており、穴１８ａを設けた回転板１８の回転により生体信号とリファレンス信号の検出を切り替えるものである。（ａ）に示す様に穴１８ａが生体信号出射部３３ａの前を通過する際には生体信号が検出され、（ａ）の状態から回転板１８が回転して（ｂ）に示すように穴１８ａがリファレンス信号出射部３３ｂの前を通過する際にはリファレンス信号が検出される。
【００２７】
図７の概略図は光の遮断方法の他例を示しており、遮光板１９の位置を円弧状に変化させることで生体信号とリファレンス信号の検出を切り替えるものである。（ａ）に示す様に遮光板１９がリファレンス信号出射部３３ｂの前を通過する際には生体信号出射部３３ａより出射される生体信号が検出され、（ｂ）に示すように生体信号出射部３３ａの前を通過する際にはリファレンス信号出射部３３ｂより出射されるリファレンス信号が検出される。
【００２８】
上記の様な遮光手段によって選択された生体信号若しくはリファレンス信号は、続いて、第二レンズホルダー１１ｂに内装した第二コリメートレンズ９で平行化された後に第二集光レンズ１０にて集光され、回折格子（図示せず）を収めた回折格子ユニット１２へと入射する。入射した信号は該回折格子ユニット１２内で分光されたうえで、ＩｎＧａＡｓアレイ型受光素子ユニットである受光素子ユニット１３において検出される。検出された信号は増幅後、ＡＤ変換されて演算ユニット１４に伝達される。該演算ユニット１４は伝達された信号を基に重回帰分析あるいは主成分回帰分析によって検量式によりグルコース濃度を算出する。このように、生体信号のみならずリファレンス信号も同時に検出することで、光源や受光素子ユニット、その他の光学部品などの位置関係における変動や周囲環境温度の時間的な変動を精度良く補正することができる。
【００２９】
図８は本発明の実施の形態における他の例である非侵襲血糖計の概略図を示している。基本構成は図１の例と同様であるが、生体信号出射部３３ａとリファレンス信号出射部３３ｂを隣接させることにより、第二コリメートレンズ９を用いずとも、効率よく両出射部３３ａ，３３ｂからの光を第二集光レンズ１０へと導くことができる。更に両出射部３３ａ，３３ｂを一つの出射部（図示せず）としてまとめ、生体信号出射部３３ａに設けていた出射部出射端１６ｂとリファレンス信号出射部３３ｂに設けていた出射部出射端１６ｂを隣接させれば、更に効率よく光を導くことができる。このようにすれば光学システムの簡素化が可能となる。
【００３０】
図９は本発明の実施の形態における更に他の例である非侵襲血糖計の概略図を示している。基本構成は図１の例と同様であるが、分光手段としては図１と異なり、回折格子ユニット１２ではなくフィルタホイール２０を第二コリメートレンズ９と第二集光レンズ１０の間に配し、更に、受光素子ユニット１３としてはＩｎＧａＡｓアレイ型受光素子ではなく単素子であるＩｎＧａＡｓＰＩＮフォトダイオード４０を用いている。上記フィルタホイール２０には干渉フィルタ２０ａを２個配してあり、自身の回転により検出する光の波長を選択することができる。但し干渉フィルタ２０ａの数としては２個に限定するものではない。本例によれば、数個の干渉フィルタ２０ａと１個の単素子による受光素子ユニット１３によって分光及び受光の手段を構成できるので、更なる光学システムの簡素化及び低コスト化が可能となる。
【００３１】
図１０は本発明の実施の形態におけるまた更に他の例である非侵襲血糖計の概略図を示している。基本構成は図９の例と同様であるが、生体信号出射部３３ａとリファレンス信号出射部３３ｂを隣接させることにより、第二コリメートレンズ９を用いずとも、効率よく両出射部３３ａ，３３ｂからの光を第二集光レンズ１０へと導くことができる。本例によれば光学システムの更なる簡素化が可能となる。
【００３２】
図１１は本発明の実施の形態における別の例である非侵襲血糖計の概略図を示している。基本構成は図１０の例と同様であるが、受光素子ユニット１３においては、1つの単素子を生体信号受光用とリファレンス信号受光用に使い分けるのではなく、２個の単素子であるＩｎＧａＡｓＰＩＮフォトダイオード４１,４２をそれぞれ生体信号受光用と生体信号受光用として別個に使用するものである。このようにすればシャッター８を用いずとも、生体信号とリファレンス信号の両方を検知することができるので、更なる光学システムの簡素化が可能となる。また生体信号とリファレンス信号を同時に検知、測定する事ができるので、より精度の良いグルコース濃度の定量分析が可能となる。
【００３３】
図１２は本発明の実施の形態における更に別の例である非侵襲血糖計の概略図を示している。基本構成は図１１の例と同様であるが、分光及び受光の手段としては、フィルタホイール２０を通過した所定の波長を有する生体信号やリファレンス信号を単素子であるＩｎＧａＡｓＰＩＮフォトダイオード４１,４２にて受光するのでなく、フィルタ板２１に配したアレイ型干渉フィルタ４３ａを通過した生体信号をアレイ型受光素子である画素数１２８個又は２５６個のＩｎＧａＡｓリニアイメージセンサ４３にて受光し，アレイ型干渉フィルタ４４ａを通過した生体信号を同様にリニアイメージセンサ４４にてそれぞれ受光するものである。このようにすればフィルタホイール２０のような駆動部を設ける必要がなくなり、光学システムの更なる簡素化が可能となる。
【００３４】
図１３は本発明の実施の形態におけるまた更に別の例である非侵襲血糖計の概略図を示している。基本構成は図１２の例と同様であるが、分光及び受光手段としては、アレイ型干渉フィルタ４３ａ，４４ａを通過した光をアレイ型受光素子４３，４４で受光するのではなく、アレイ状に配された４個の干渉フィルタ４５ａ，４６ａ，４７ａ，４８ａのうち干渉フィルタ４５ａ〜４７ａを通過した各々所定の波長を有した生体信号を、単素子の受光素子であるＩｎＧａＡｓＰＩＮフォトダイオード４５〜４７にてそれぞれ受光すると共に、干渉フィルタ４８ａを通過したリファレンス信号をＩｎＧａＡｓＰＩＮフォトダイオード４８にて受光するものである。このようにすれば、図１２の例と同様にフィルタホイール２０を設けることなく、且つ、複数個の単一素子を用いて受光素子ユニット１３を構成する事ができるので、更なる低コスト化が可能となる。本例では４個の干渉フィルタ４５ａ〜４８ａを配したが、特に４個に限定するものではない。また生体信号用光ファイババンドル６ａの分岐本数は上記干渉フィルタの数と対応させる。
【００３５】
図１４〜２０の順に示す実施の形態の例は、上記図１、８〜１３の順に示した例を夫々、リファレンス信号用光学経路を基準板３２経由とせず、リファレンス信号用光ファイババンドル６ｂによって入射部３０からリファレンス信号出射部３３ｂへ直接信号を伝達するようにしたものである。このようにすることで光が基準板３２にて反射される際の熱的変動要因を考慮する必要がなくなり、リファレンス信号のより安定的な測定が可能となる。また、リファレンス信号用光ファイババンドル６ｂの構成を簡素化できる。更に、生体信号用光ファイババンドル６ａとリファレンス信号用光ファイババンドル６ｂの位置関係に余裕が生じる為に、被検体３１を経由して生体信号を測定する行為が容易となる。
【００３６】
【発明の効果】
上記のように本発明の請求項１記載の発明にあっては、生体信号用光学経路においてセンシング部から一旦被検体に出射した光を該被検体内で伝播させた後に再びセンシング部にて受光すると共に、リファレンス信号用光学経路においてはセンシング部から一旦出射した光を基準板にて反射させた後に再びセンシング部にて受光することができる。これにより、生体信号とリファレンス信号の測定を略同時あるいは全く同時に行なうことができ、且つ、リファレンス信号の測定を再現性良く行なうことができるので、精度の良いグルコース濃度分析が可能となる。
【００３７】
請求項２記載の発明にあっては、受発光間距離を２ｍｍ以下とすることができる。
【００３８】
請求項３記載の発明においては、光源からの光を拡散させることで強度分布を略均一とすることができるので、安定した強度の光を得ることが可能となる。
【００３９】
請求項４記載の発明においては、生体信号用光学経路とリファレンス信号用光学経路の一部を共用することができるので、光学システムの簡素化および低コスト化が可能となる。
【００４０】
請求項５および６記載の発明においては、簡単な仕組みで生体信号とリファレンス信号を選択して測定することができるので、光学システムの簡素化および低コスト化が可能となる。
【００４１】
請求項７記載の発明においては、所定の波長における生体信号及びリファレンス信号を測定すれば、波長によって被検体における吸光度は異なることを利用して正確なグルコース濃度分析が可能となる。
【００４２】
請求項８記載の発明においては、単素子を用いて受光素子ユニットを構成することができるので、受光素子ユニットの簡素化および低コスト化が可能となる。
【００４３】
請求項９記載の発明においては、干渉フィルタの様な駆動部を用いる必要がなくなるので、装置の簡素化が可能となる。
【００４４】
請求項１０記載の発明においては、生体信号とリファレンス信号を個別に測定することでリファレンス信号を安定的に測定すること可能となり、且つ、双方の測定を全く同時に行なうことによりグルコース濃度分析をより精度良く行なうことが可能となる。
【００４５】
請求項１１記載の発明においては、分光手段によって波長毎に分けられた光を、夫々対応した受光素子において個別に測定する事ができるので、それらを総合的に判断することにより、更に精度の良いグルコース濃度分析が可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態における一例である非侵襲血糖計の全体の概略図である。
【図２】同上の光ファイババンドルに設けたセンシング部の正面図である。
【図３】同上の光ファイババンドルに設けた出射部の正面図である。
【図４】（ａ）、（ｂ）は同上の光遮断手段における一例の概略図である。
【図５】（ａ）、（ｂ）は同上の光遮断手段における他例の概略図である。
【図６】（ａ）、（ｂ）は同上の光遮断手段における他例の概略図である。
【図７】（ａ）、（ｂ）は同上の光遮断手段における他例の概略図である。
【図８】本発明の実施の形態における他の例である非侵襲血糖計の全体の概略図である。
【図９】本発明の実施の形態における更に他の例である非侵襲血糖計の全体の概略図である。
【図１０】本発明の実施の形態におけるまた更に他の例である非侵襲血糖計の全体の概略図である。
【図１１】本発明の実施の形態における別の例である非侵襲血糖計の全体の概略図である。
【図１２】本発明の実施の形態における更に別の例である非侵襲血糖計の全体の概略図である。
【図１３】本発明の実施の形態におけるまた更に別の例である非侵襲血糖計の全体の概略図である。
【図１４】図１に示す一例において、リファレンス信号用光学経路に基準板を介さない場合の非侵襲血糖計の概略図である。
【図１５】図８に示す他の例において、リファレンス信号用光学経路に基準板を介さない場合の非侵襲血糖計の概略図である。
【図１６】図９に示す更に他の例において、リファレンス信号用光学経路に基準板を介さない場合の非侵襲血糖計の概略図である。
【図１７】図１０に示すまた更に他の例において、リファレンス信号用光学経路に基準板を介さない場合の非侵襲血糖計の概略図である。
【図１８】図１１に示す別の例において、リファレンス信号用光学経路に基準板を介さない場合の非侵襲血糖計の概略図である。
【図１９】図１２に示す更に別の例において、リファレンス信号用光学経路に基準板を介さない場合の非侵襲血糖計の概略図である。
【図２０】図１３に示すまた更に別の例において、リファレンス信号用光学経路に基準板を介さない場合の非侵襲血糖計の概略図である。
【図２１】従来例におけるグルコース濃度定量分析装置の概略図である。
【符号の説明】
１ハロゲンランプ
２拡散板
３ピンホール
６ａ生体信号用光ファイババンドル
６ｂリファレンス信号用光ファイババンドル
７ａ生体信号用センシング部
７ｂリファレンス信号用光ファイババンド
８シャッター
１２回折格子ユニット
１３受光素子ユニット
１４演算ユニット
１７フレーム窓
１８回転板
２０ａ干渉フィルタ
３１被検体
３２基準板
４０ＩｎＧａＡｓＰＩＮフォトダイオード
４３ＩｎＧａＡｓリニアイメージセンサ[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
  The present invention relates to a body fluid component concentration analyzer for spectroscopic analysis of chemical components in biological tissue or body fluid using light absorption in the near infrared region, and specifically, the glucose concentration in skin tissue. The present invention relates to an apparatus for measuring a blood glucose level by performing quantitative analysis.
[0002]
[Prior art]
  Knowing your blood glucose level is very important, especially for diabetics. This is because today, a method for completely treating diabetes from its cause has not yet been discovered, and in order to increase the blood glucose level, it is necessary to take measures such as lowering the blood glucose level by administering insulin. Therefore, patients need to measure blood glucose levels as needed, but the methods can be broadly classified into invasive methods and non-invasive methods. The invasive method is a method for obtaining a blood glucose level using blood collected directly from a patient, and is a reliable measurement method, but it imposes a heavy burden on the patient every time blood is collected.
[0003]
  Thus, a non-invasive method, that is, a method for obtaining a patient's blood glucose level without directly collecting blood has been proposed. They say that the glucose concentration in the skin tissue is measured non-invasively as a surrogate value for blood glucose level measurement, utilizing the high correlation that the glucose concentration in the skin tissue has with the glucose concentration in the blood. Is the method. Specifically, the light absorption intensity in the skin tissue is measured by irradiating the skin tissue with light in the near-infrared region and detecting the transmitted or diffused light there. In the near-infrared region, the light absorption intensity is greatly affected by the presence of glucose, so that the glucose concentration in the body can be measured by measuring the light absorption intensity.
[0004]
  However, since the glucose concentration is as small as several tens to several hundred mg / dl, the light transmitted through or diffusely reflected through the skin tissue, that is, the biological reaction needs to be captured with a good S / N ratio. For that purpose, it is required to have high stability in spectrum measurement by suppressing fluctuations in absorbance and baseline as much as possible. Here, device-like elements that give a change to the spectrum to be measured include a change in the positional relationship between components such as a light source and a light-receiving element unit, and a temporal change in the ambient temperature of the device. In order to correct these variations, it is common to measure a reference signal reflected from a reference plate such as a ceramic plate separately from the biological signal and use it as a reference light. Therefore, the stable measurement of the reference signal is very important as the performance required for the apparatus for stably realizing the spectrum measurement.
[0005]
  An example of a glucose concentration quantitative analysis device that has been proposed in the past is the glucose concentration quantitative analysis device described in Japanese Patent Application No. 10-308817. First, a method for measuring the reference signal will be described based on the schematic diagram shown in FIG. Light emitted from a light source 90 composed of a halogen lamp is converged by a condensing lens 91 and then transmitted through the optical fiber bundle 92 to be irradiated onto the reference plate 96 from the sensing unit 92a. The light transmitted through the reference plate 96 or diffusely reflected, that is, the reference signal is transmitted again from the sensing unit 92a through the optical fiber bundle 92, and after being dispersed in the diffraction grating unit 93 containing the diffraction grating, the InGaAs array type light reception. It is detected by the element unit 94.
[0006]
  Next, a method for measuring a biological signal will be described. First, using a positioning jig (not shown), the contact pressure between the sensing unit 92a and the subject 97 is set to 9800-49000 Pa and brought into contact, and the subject 97 is moved by the same method as the reference signal detection method. Transmitted or reflected light, that is, a biological signal is detected. Based on the reference signal and biological signal thus obtained, the glucose concentration is calculated by the calculation unit 95.
[0007]
  As described above, the quantitative analysis apparatus measures the reference signal and the biological signal using the same optical path. Therefore, it is necessary to bring the sensing unit 92a into contact with the standard plate 96 in the case of the reference signal measurement, and then to bring the sensing unit 92a into contact with the subject 97 in the case of measuring the biological signal. However, when the problem of position reproducibility between the sensing unit 92a and the reference plate 96 and the problem of the time difference between the measurement of the reference signal and the biological signal are taken into consideration, it is difficult to stably measure the reference signal by repeating the above operation for each measurement. It's easy to imagine. For this reason, the above-described quantitative analyzer cannot sufficiently correct the instability of spectrum measurement due to reference signal fluctuations, and therefore it has been difficult to accurately perform glucose concentration analysis.
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
  The present invention has been made in view of the above points, and the object of the present invention is to measure the reference signal with high reproducibility by suppressing instability in the apparatus and to enable stable spectrum measurement. An object of the present invention is to provide a quantitative analysis apparatus for glucose concentration.
[0009]
[Means for Solving the Problems]
  In order to solve the above-mentioned problem, the invention according to claim 1 is directed to a light source for generating near-infrared light having a wavelength of 1000 nm to 2500 nm, and a living body that passes through the subject with light emitted from the light source in the middle. An optical path for transmitting as a signal, an optical path for transmitting as a reference signal used as a reference for correction, a light receiving element unit for detecting light transmitted through the optical path, and the light receiving element unit A non-invasive blood glucose meter having a calculation unit for calculating a glucose concentration in response to a signal from the optical signal, for transmitting a biological signal optical path for transmitting a biological signal and a reference signal for the optical path The optical path for the reference signal is formed by an optical fiber bundle branched on the light source side, and one of the branches has a sensing unit for passing light through the reference plate. And an optical path for Arensu signal, the other branch, it is assumed that the sensing portion for via light to a subject and a biological signal optical path with the middle.Then, the reference signal obtained via the reference plate in the reference signal optical path consisting of one branch of the optical fiber bundle is detected by the light receiving element unit, and the biological signal optical path consisting of the other branch of the optical fiber bundle is detected. Then, the biological signal obtained through the subject is detected by the light receiving element unit.In this way, the light once emitted from the sensing unit to the subject in the biological signal optical path is propagated in the subject and then received again by the sensing unit, and sensing is performed in the reference signal optical path. After the light once emitted from the part is reflected by the reference plate, it can be received again by the sensing part. Therefore, the measurement of the biological signal and the reference signal can be performed substantially simultaneously or completely at the same time, and the measurement of the reference signal can be performed with good reproducibility..
[0010]
Claim2In the described invention, the claims1In the noninvasive blood glucose meter described above, the optical fiber bundle is characterized in that an optical fiber for transmitting light is embedded with a distance between light receiving and light emitting of 2 mm or less.
[0011]
  Claim3The invention described in claim 1 is characterized in that a diffusion plate for allowing uniform light to enter the optical path is provided between the light source and the incident end of the optical fiber bundle.1 or 2By using the described non-invasive blood glucose meter, light from a light source can be diffused to obtain light having a substantially uniform intensity distribution.
[0012]
  Claim4The invention according to the invention has an optical path blocking means for causing the light receiving element unit to selectively detect either the light transmitted through the biological signal optical path or the light transmitted through the reference signal optical path. Characteristic claims1-3By using the noninvasive blood glucose meter according to any one of the above, it is possible to share a part of the optical path for biological signals and the optical path for reference signals.
[0013]
  Claim5The invention according to claim 1, wherein the optical path blocking means is a slide type.4By using the described non-invasive blood glucose meter, a biological signal and a reference signal can be selected and measured with a simple mechanism.
[0014]
  Claim6The invention according to claim 1, wherein the optical path blocking means is a rotary plate type.4By using the described non-invasive blood glucose meter, the biological signal and the reference signal can be selected and measured with the same simple mechanism.
[0015]
  Claim7The invention described in claim 1 further includes a spectroscopic unit between the optical path blocking unit and the light receiving element unit.4-6By using the noninvasive blood glucose meter according to any one of the above, a biological signal and a reference signal at a predetermined wavelength can be measured.
[0016]
  Claim8The invention according to claim, wherein the spectroscopic means is an interference filter.7By using the noninvasive blood glucose meter as described, a light receiving element unit can be configured using a single element.
[0017]
  Claim9The invention according to claim, wherein the spectroscopic means is a diffraction grating.7By using the noninvasive blood glucose meter as described, it is not necessary to use a drive unit such as the interference filter.
[0018]
  Claim10The invention according to claim 1, wherein the light receiving element unit has a plurality of light receiving elements.1-9By using the noninvasive blood glucose meter according to any one of the above, the biological signal and the reference signal can be individually measured.
[0019]
  Claim11The invention described in claim 1, wherein the light receiving element is an array type element.10By using the non-invasive blood glucose meter as described, the light separated for each wavelength by the spectroscopic means can be individually measured by the corresponding light receiving elements.
[0020]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
  Hereinafter, the present invention will be described based on embodiments shown in the accompanying drawings. FIG. 1 is a schematic diagram of an example of a noninvasive blood glucose meter according to an embodiment of the present invention, FIG. 2 is a front view of sensing units 7a and 7b, and FIG. 3 is a front view of emitting units 33a and 33b. . FIG. 4 is a schematic view of an example of the light blocking means, and FIGS. 5 to 7 are schematic views of other examples of the light blocking means.
[0021]
  As shown in FIG. 1, a halogen lamp 1 is disposed as a light source for generating near infrared rays having a wavelength of 1000 nm to 2500 nm, a diffuser plate 2 for uniformizing the light emitted therefrom, and the uniformized light. Are arranged in order. The light that has passed through the pinhole 3 is further collimated by the first collimating lens 4 disposed in the first lens holder 11 a and then condensed by the first condenser lens 5. As optical paths for transmitting the collected light, a biological signal optical path and a reference signal optical path are respectively extended from an incident portion 30 provided in the lens holder 11a.
[0022]
  The biological signal optical path includes a biological signal optical fiber bundle 6a and a biological signal sensing unit 7a provided in the middle of the optical fiber bundle 6a. The light taken from the incident portion 30 is transmitted through a plurality of optical fibers (not shown) embedded in the biological signal optical fiber bundle 6a and reaches the biological signal sensing portion 7a. However, in this example, an optical fiber having a cladding diameter of 200 μm and a core diameter of 180 μm is used. As shown in FIG. 2, the transmitted light is temporarily emitted from a plurality of sensing unit emitting ends 15 arranged in a ring shape on the biological signal sensing unit 7a and communicating with the optical fiber. After the light is reflected or diffused inside the subject 31 brought into contact with the biological signal sensing unit 7a at a contact pressure of 9800 to 49000 Pa by a positioning jig (not shown) for making the contact position constant, the light Is emitted to the outside of the subject 31 again. The emitted light is taken in as a biological signal from the sensing unit incident end 16a provided at the center of the biological signal sensing unit 7a, travels through the optical fiber embedded in the biological signal optical fiber bundle 6a, and the biological signal emitting unit Reach up to 33a. As shown in FIG. 3, the living body signal emitting portion 33a has an emitting portion emitting end 16b communicating with the sensing portion incident end 16a at the center, and the living body signal is emitted from the emitting portion emitting end 16b to the outside. Is done. In this example, the sensing portion emitting end 15 is provided so as to form a ring with the sensing portion incident end 16a as the center, with a distance between light receiving and emitting L = 650 μm, but the distance between light receiving and emitting is L = 0.1 to 2 mm. If it is the range.
[0023]
  Similarly, the optical path for the reference signal is composed of the reference signal optical fiber bundle 6b and the reference signal sensing unit 7b, and the light emitted from the reference signal sensing unit 7b is reflected by the reference plate 32 and then re-referenced. It is taken from the signal sensing unit 7b and transmitted to the reference signal emitting unit 33b through the optical fiber. And the light as a reference signal is radiate | emitted outside from the radiation | emission part radiation | emission end 16b provided in the said reference signal radiation | emission part 33b.
[0024]
  In this way, the biological signal emitting unit 33a emits the biological signal, and the reference signal emitting unit 33b emits the light as the reference signal, so that the light is selectively blocked by the shutter 8 arranged in the emitting direction. Switch the detection of both signals. The light blocking means in this example will be described with reference to FIG. (A) is a state in which both the biological signal shutter 8a and the reference signal shutter 8b are closed. In this case, a dark output is detected by the light receiving element unit 13 described later. (B) is a state in which the biological signal shutter 8a is opened as compared with (a), and only the biological signal from the biological signal emitting unit 33a can be detected. On the other hand, (c) is a state in which the reference signal shutter 8b is opened as compared with (a), and only the reference signal from the reference signal emitting unit 33b can be detected. By switching the opening and closing of the two long plate-shaped shutters 8a and 8b as described above, it is possible to selectively detect the biological signal and the reference signal. However, the light blocking means may be other blocking means shown in FIGS.
[0025]
  The schematic diagram of FIG. 5 shows another example of the light blocking method, and the detection of the biological signal and the reference signal is switched by sliding the frame window 17. For example, when the frame window 17 is located on the A side as shown in (a), the biological signal from the biological signal emitting unit 33a is detected, and the frame window 17 slides to the B side from the state of (a). When the state shown in (b) is reached, the reference signal from the reference signal emitting unit 33b is detected.
[0026]
  The schematic diagram of FIG. 6 shows another example of the light blocking method, and the detection of the biological signal and the reference signal is switched by the rotation of the rotating plate 18 provided with the holes 18a. As shown in (a), when the hole 18a passes in front of the biological signal emitting portion 33a, a biological signal is detected, and the rotating plate 18 is rotated from the state shown in (a), so that the hole is shown in (b). The reference signal is detected when 18a passes in front of the reference signal emitting unit 33b.
[0027]
  The schematic diagram of FIG. 7 shows another example of the light blocking method, and the detection of the biological signal and the reference signal is switched by changing the position of the light shielding plate 19 in an arc shape. When the light shielding plate 19 passes in front of the reference signal emitting unit 33b as shown in (a), a biological signal emitted from the biological signal emitting unit 33a is detected, and as shown in (b), the biological signal emitting unit. When passing in front of 33a, the reference signal emitted from the reference signal emitting unit 33b is detected.
[0028]
  The biological signal or reference signal selected by the light shielding means as described above is subsequently collimated by the second collimating lens 9 built in the second lens holder 11b and then condensed by the second condenser lens 10. Then, the light enters the diffraction grating unit 12 containing a diffraction grating (not shown). The incident signal is dispersed in the diffraction grating unit 12 and then detected by the light receiving element unit 13 which is an InGaAs array type light receiving element unit. The detected signal is amplified and then AD converted and transmitted to the arithmetic unit 14. The arithmetic unit 14 calculates a glucose concentration by a calibration equation by multiple regression analysis or principal component regression analysis based on the transmitted signal. In this way, by detecting not only biological signals but also reference signals at the same time, it is possible to accurately correct fluctuations in the positional relationship of light sources, light receiving element units, and other optical components, and temporal fluctuations in the ambient environment temperature. it can.
[0029]
  FIG. 8 shows a schematic diagram of a non-invasive blood glucose meter which is another example in the embodiment of the present invention. The basic configuration is the same as that of the example of FIG. 1, but the living body signal emitting unit 33a and the reference signal emitting unit 33b are adjacent to each other without using the second collimating lens 9 and efficiently from the both emitting units 33a and 33b. Light can be guided to the second condenser lens 10. Further, both the emitting portions 33a and 33b are combined as one emitting portion (not shown), and the emitting portion emitting end 16b provided in the biological signal emitting portion 33a and the emitting portion emitting end 16b provided in the reference signal emitting portion 33b are arranged. If they are adjacent, light can be guided more efficiently. In this way, the optical system can be simplified.
[0030]
  FIG. 9 shows a schematic view of a non-invasive blood glucose meter which is still another example in the embodiment of the present invention. The basic configuration is the same as that of the example of FIG. 1, but the spectral means is different from that of FIG. 1, and the filter wheel 20 is arranged between the second collimating lens 9 and the second condenser lens 10 instead of the diffraction grating unit 12 Further, as the light receiving element unit 13, an InGaAs PIN photodiode 40 which is a single element is used instead of the InGaAs array type light receiving element. The filter wheel 20 is provided with two interference filters 20a, and the wavelength of light detected by its own rotation can be selected. However, the number of interference filters 20a is not limited to two. According to this example, since the means for spectroscopic and light reception can be configured by several interference filters 20a and a single light receiving element unit 13, it is possible to further simplify and reduce the cost of the optical system.
[0031]
  FIG. 10 shows a schematic diagram of a non-invasive blood glucose meter which is still another example in the embodiment of the present invention. Although the basic configuration is the same as the example of FIG. 9, the living body signal emitting unit 33 a and the reference signal emitting unit 33 b are adjacent to each other without using the second collimating lens 9, so that both the emitting units 33 a and 33 b can be efficiently used. Light can be guided to the second condenser lens 10. According to this example, the optical system can be further simplified.
[0032]
  FIG. 11 shows a schematic diagram of a non-invasive blood glucose meter which is another example in the embodiment of the present invention. The basic configuration is the same as that of the example of FIG. 10, but in the light receiving element unit 13, one single element is not used separately for receiving a biological signal and receiving a reference signal, but an InGaAs PIN photodiode that is two single elements. 41 and 42 are used separately for receiving a biological signal and receiving a biological signal, respectively. In this way, both the biological signal and the reference signal can be detected without using the shutter 8, so that the optical system can be further simplified. In addition, since the biological signal and the reference signal can be detected and measured at the same time, the glucose concentration can be quantitatively analyzed with higher accuracy.
[0033]
  FIG. 12 shows a schematic diagram of a non-invasive blood glucose meter which is still another example in the embodiment of the present invention. The basic configuration is the same as that of the example of FIG. 11, but as a means for spectral and light reception, a biological signal having a predetermined wavelength that has passed through the filter wheel 20 or a reference signal is transmitted by InGaAs PIN photodiodes 41 and 42 that are single elements. Instead of receiving light, a biological signal that has passed through the array type interference filter 43a disposed on the filter plate 21 is received by an InGaAs linear image sensor 43 having 128 or 256 pixels, which is an array type light receiving element. Similarly, the biological image signal passing through 44a is received by the linear image sensor 44, respectively. In this way, there is no need to provide a drive unit such as the filter wheel 20, and the optical system can be further simplified.
[0034]
  FIG. 13 shows a schematic diagram of a non-invasive blood glucose meter which is still another example in the embodiment of the present invention. The basic configuration is the same as that in the example of FIG. 12, except that the light passing through the array type interference filters 43a and 44a is not received by the array type light receiving elements 43 and 44, but arranged in an array. Among the four interference filters 45a, 46a, 47a, and 48a, the biological signals having predetermined wavelengths that have passed through the interference filters 45a to 47a are transmitted by InGaAs PIN photodiodes 45 to 47 that are single light receiving elements. The InGaAs PIN photodiode 48 receives the reference signal that has received the light and passed through the interference filter 48a. In this way, the light receiving element unit 13 can be configured using a plurality of single elements without providing the filter wheel 20 as in the example of FIG. It becomes possible. In this example, four interference filters 45a to 48a are arranged, but the number is not particularly limited to four. The number of branches of the biological signal optical fiber bundle 6a is made to correspond to the number of the interference filters.
[0035]
  14 to 20, the examples shown in the order of FIGS. 1 and 8 to 13 do not use the reference signal optical path via the reference plate 32, respectively, and the reference signal optical fiber bundle 6 b is used. A signal is directly transmitted from the incident part 30 to the reference signal emitting part 33b. By doing so, it is not necessary to consider the thermal variation factor when the light is reflected by the reference plate 32, and the reference signal can be measured more stably. Further, the configuration of the reference signal optical fiber bundle 6b can be simplified. Furthermore, since there is a margin in the positional relationship between the biological signal optical fiber bundle 6a and the reference signal optical fiber bundle 6b, the act of measuring the biological signal via the subject 31 is facilitated.
[0036]
【The invention's effect】
  As described above, in the first aspect of the present invention, the light once emitted from the sensing unit to the subject in the biological signal optical path is propagated in the subject and then received again by the sensing unit. In addition, in the optical path for the reference signal, the light once emitted from the sensing unit can be reflected by the reference plate and then received again by the sensing unit. As a result, the measurement of the biological signal and the reference signal can be performed substantially simultaneously or completely at the same time, and the measurement of the reference signal can be performed with good reproducibility, so that an accurate glucose concentration analysis can be performed..
[0037]
Claim2In the described invention, the distance between light reception and emission can be set to 2 mm or less.
[0038]
  Claim3In the described invention, since the intensity distribution can be made substantially uniform by diffusing the light from the light source, it is possible to obtain light having a stable intensity.
[0039]
  Claim4In the described invention, since the biological signal optical path and a part of the reference signal optical path can be shared, the optical system can be simplified and reduced in cost.
[0040]
  Claim5and6In the described invention, since it is possible to select and measure the biological signal and the reference signal with a simple mechanism, the optical system can be simplified and reduced in cost.
[0041]
  Claim7In the described invention, if a biological signal and a reference signal at a predetermined wavelength are measured, an accurate glucose concentration analysis can be performed by utilizing the fact that the absorbance in the subject differs depending on the wavelength.
[0042]
  Claim8In the described invention, since the light receiving element unit can be configured by using a single element, the light receiving element unit can be simplified and reduced in cost.
[0043]
  Claim9In the described invention, since it is not necessary to use a driving unit such as an interference filter, the apparatus can be simplified.
[0044]
  Claim10In the described invention, it is possible to stably measure the reference signal by separately measuring the biological signal and the reference signal, and to perform the glucose concentration analysis with higher accuracy by performing both measurements at the same time. Is possible.
[0045]
  Claim11In the described invention, since the light divided for each wavelength by the spectroscopic means can be individually measured by the corresponding light receiving element, it is possible to analyze the glucose concentration more accurately by comprehensively judging them. Is possible.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an overall schematic diagram of a non-invasive blood glucose meter as an example in an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a front view of a sensing unit provided in the above optical fiber bundle.
FIG. 3 is a front view of an emitting part provided in the above optical fiber bundle.
FIGS. 4A and 4B are schematic views of an example of the light blocking means described above.
FIGS. 5A and 5B are schematic views of another example of the same light blocking means.
FIGS. 6A and 6B are schematic views of another example of the light blocking means described above.
FIGS. 7A and 7B are schematic views of another example of the light blocking means described above.
FIG. 8 is an overall schematic diagram of a non-invasive blood glucose meter which is another example in the embodiment of the present invention.
FIG. 9 is an overall schematic diagram of a non-invasive blood glucose meter which is still another example in the embodiment of the present invention.
FIG. 10 is an overall schematic view of a noninvasive blood glucose meter as still another example in the embodiment of the present invention.
FIG. 11 is an overall schematic diagram of a noninvasive blood glucose meter which is another example in the embodiment of the present invention.
FIG. 12 is an overall schematic diagram of a non-invasive blood glucose meter which is still another example in the embodiment of the present invention.
FIG. 13 is an overall schematic view of a non-invasive blood glucose meter which is still another example in the embodiment of the present invention.
FIG. 14 is a schematic diagram of a noninvasive blood glucose meter in the example shown in FIG. 1 when no reference plate is provided in the optical path for reference signals.
FIG. 15 is a schematic diagram of a noninvasive blood glucose meter in the other example shown in FIG. 8 when no reference plate is provided in the optical path for reference signals.
FIG. 16 is a schematic diagram of a noninvasive blood glucose meter in a case where a reference plate is not interposed in the reference signal optical path in still another example shown in FIG. 9;
FIG. 17 is a schematic view of a noninvasive blood glucose meter when no reference plate is interposed in the reference signal optical path in still another example shown in FIG.
FIG. 18 is a schematic diagram of a noninvasive blood glucose meter in the case where no reference plate is interposed in the optical path for reference signals in another example shown in FIG.
FIG. 19 is a schematic view of a noninvasive blood glucose meter in a case where a reference plate is not provided in the reference signal optical path in still another example shown in FIG.
FIG. 20 is a schematic view of a noninvasive blood glucose meter when no reference plate is interposed in the reference signal optical path in still another example shown in FIG. 13;
FIG. 21 is a schematic diagram of a glucose concentration quantitative analysis apparatus in a conventional example.
[Explanation of symbols]
  1 Halogen lamp
  2 Diffuser
  3 Pinhole
  6a Optical fiber bundle for biological signals
  6b Optical fiber bundle for reference signal
  7a Sensing unit for biological signals
  7b Optical fiber band for reference signal
  8 Shutter
  12 Diffraction grating unit
  13 Light-receiving element unit
  14 Arithmetic unit
  17 Frame window
  18 Rotating plate
  20a Interference filter
  31 Subject
  32 Reference plate
  40 InGaAs PIN photodiode
  43 InGaAs linear image sensor

Claims

A light source for generating near-infrared light with a wavelength of 1000 nm to 2500 nm, an optical path for transmitting light emitted from the light source as a biological signal through the subject, and a reference for correction An optical path for transmitting as a reference signal to be transmitted, a light receiving element unit for detecting light transmitted through the optical path, and an arithmetic unit for calculating a glucose concentration by receiving a signal from the light receiving element unit A non-invasive blood glucose meter comprising the optical path for transmitting a biological signal and a reference signal optical path for transmitting a reference signal branched on the light source side for the optical path. It is formed by a fiber bundle, and one branch is used as an optical path for a reference signal having a sensing section for passing light through a reference plate, and the other branch is used as a light path. A sensing portion for through the specimen as a biological signal for optical paths with in the middle, detects a reference signal obtained via the reference plate in the optical path for reference signal consisting of one branch of the optical fiber bundle by the light receiving element unit In addition, a noninvasive blood glucose meter is provided so that a biological signal obtained via a subject is detected by a light receiving element unit through an optical path for biological signals composed of the other branch of the optical fiber bundle .

The non-invasive blood glucose meter according to claim 1, wherein the optical fiber bundle is an optical fiber for transmitting light embedded therein with a distance between light receiving and emitting of 2 mm or less.

The noninvasive blood glucose meter according to claim 1 or 2, wherein a diffusion plate for allowing uniform light to enter the optical path is provided between the light source and the incident end of the optical fiber bundle.

The optical path blocking means for allowing the light receiving element unit to selectively detect either the light transmitted through the biological signal optical path or the light transmitted through the reference signal optical path. The noninvasive blood glucose meter according to any one of 1 to 3.

The noninvasive blood glucose meter according to claim 4, wherein the optical path blocking means is a slide type.

The noninvasive blood glucose meter according to claim 4, wherein the optical path blocking means is a rotary plate type.

The noninvasive blood glucose meter according to any one of claims 4 to 6, further comprising a spectroscopic unit between the optical path blocking unit and the light receiving element unit.

8. The noninvasive blood glucose meter according to claim 7, wherein the spectroscopic means is an interference filter.

The noninvasive blood glucose meter according to claim 7, wherein the spectroscopic means is a diffraction grating.

The non-invasive blood glucose meter according to claim 1, wherein the light receiving element unit has a plurality of light receiving elements.

The noninvasive blood glucose meter according to claim 10, wherein the light receiving element is an array type element.