成分浓度测定装置的制作方法

专利名称：成分浓度测定装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及非侵袭的成分浓度测定装置和成分浓度测定装置控 制方法，特别是涉及非侵袭地把作为血液成分的葡萄糖作为测定对象， 其浓度即血糖值的非侵袭的测定装置和测定方法。
背景技术：
作为非侵袭的成分浓度的测定方法，到现在为止，试行了基于经 过皮肤的电磁波的照射或辐射的观测的各种方法。这些都利用了在成 为对象的血液成分，例如血糖值的情况下，葡萄糖分子具有的与特定 波长的电磁波的相互作用、即吸收或散射。
可是，葡萄糖和电磁波的相互作用小，能对生物体安全照射的电 磁波的强度也有限制，此外，生物体对于电磁波是散射体，所以在生 物体的血糖值测定方面还达不到充分的效果。
在利用所述的葡萄糖和电磁波的相互作用的现有的技术中，对生 物体照射电磁波，观测在生物体内产生的声波的光声法引人注目。
光声法是当对生物体照射某种量的电磁波时，电磁波被生物体中 包含的分子吸收，把照射电磁波的部分局部加热而产生热膨胀从而产 生声波，但由于该声波的压力依存于吸收电磁波的分子的量，所以是 通过测定声波的压力来测定生物体内的分子的量的方法。此外，在光 声法中，把在照射光的局部的区域中产生热、热不会扩散而是引起热 膨胀、利用据此产生并传播的声波的方法称作直接光声法。声波是在生物体内传播的压力波，具有比电磁波难以散射的特殊 性质，所述光声法是在生物体的血液成分测定中应该瞩目的方法。
图49和图50是作为现有例、表示利用光声法的现有的成分浓度 测定装置的构成例的图。
图49是把光脉沖作为电磁波使用的第一现有例(例如参照非专 利文献1)。在本例子中，作为血液成分，把血糖即葡萄糖作为测定 对象。在图49中，驱动电源604对脉沖光源616供给脉沖状的激励电 流，脉冲光源616产生具有亚微秒的持续时间的光脉冲，所述光脉沖 照射在生物体被检测部610上。所述光脉沖在生物体被检测部610内 产生脉冲状的称作光声信号的声波，光声信号由超声波检测器613检 测，将光声信号变换为与声压成比例的电信号。
所述电信号的波形由波形观测器620观测。波形观测器620由与 所述激励电流同步的信号触发，所述与声压成比例的电信号在波形观 测器620的显示面板上的一定位置显示，能对位于进行累加和/或平均 地测定信号。
分析这样取得的所述与声压成比例的电信号，来测定生物体被检 测部610内的血糖值即葡萄糖的量。在图49所示的例子的情况下，最 大以lkHz地重复产生亚微秒的脉沖宽度的光脉沖，把1024个光脉冲 平均，作为所述与声压成比例的电信号，但是无法取得充分的精度。
因此，为了进一步提高精度，提出了使用连续强度调制的光源的 第二现有例。图50表示第二现有例的装置的结构(例如，参照专利文 献2)。本例子也以血糖为主要测定对象，使用不同波长的多个光源， 以提高精度。
为了避免说明的繁杂，根据图50说明光源的数量为2时的动作。 在图50中，不同波长的光源、即第一光源601和第二光源605分别由 驱动电源604和驱动电源605驱动，输出连续光。
第一光源601和第二光源605输出的光被用电机618驱动并且以 一定转速旋转的断续板617变成断续的光。这里，断续板617由不透 明的材料形成，在以电机618的轴为中心的圆周上，在第一光源601和第二光源605的光通过的圆周上，形成有互质的个数的开口部。
根据上述的结构，第一光源601和第二光源605分别输出的光由 互质的调制频率fi、调制频率f2进行强度调制后，由合波器609合波， 作为一个光束照射到生物体被检测部610。
在生物体被检测部610内，由第一光源601的光产生频率为& 的光声信号，由第二光源605的光产生频率f2的光声信号，这些光声 信号由声音传感器619检测并变换为与声压成比例的电信号，利用频 率分析器621观测其频镨。
在本例子中，多个光源的波长全部设定为葡萄糖的吸收波长，与 各波长对应的光声信号的强度作为与血液中包含的葡萄糖的量对应的 电信号而被测定。
这里，预先存储了光声信号的测定值强度和根据另外采集的血液 而测定的葡萄糖含量的值的关系，来从所述光声信号的测定值测定葡 萄糖的量。
而携带所述的成分浓度测定装置来连续测定在健康管理和治疗 中是重要的，正在开发便携式成分浓度测定装置。作为便携式成分浓 度测定装置，公开了以下表示的第三现有例和第四现有例。
图51所示的第三现有例是眼镜挂耳部的安装例(例如参照专利 文献2)。在图51中，在仪器体540与生物体499的接触面上嵌入了 光源500和声波检测器541。该例是由声波检测部541检测利用来自 光源500的照射光而在生物体499内产生的声波中向后方传播的部分 的结构。
此外，图52所示的第四现有例是安装在耳环上的例子(例如参 照专利文献2)。在图52中，在从两侧接触生物体499的仪器体540 的一侧的接触面中嵌入光源500，在另一侧的接触面中嵌入声波检测 器541。该例是由声波检测部541检测利用来自光源500的照射光而 在生物体499内产生的声波中向前方传播的部分的结构。
专利文献1:特开平10-189号公报
专利文献2:特开平08-224228号>^净艮非专利文献1:芬兰的University of Oulu的学位论文"Pulse photoacoustic techniques and glucose determination in human blood and tissue" ( IBS 951國42國6690-0 ， http:〃herkules. oulu.fi /isbn9514266900/，2002年)
在上述的现有例中，存在以下的课题。在第一现有例中，因为使 用脉冲光源反复测定，所以存在需要长时间测定的课题。
人和动物的身体的约2/3是水，水占血液成分的近80%，水分子 在波长lnm的波长带表现显著的吸收特性。而葡萄糖分子在1.6jim附 近和2.1nm附近的光的波长带表现吸收特性，但是在健康正常者的血 糖值50 100mg/dl(2.8 5.6mM)的浓度下，水与葡萄糖相比具有1000 倍以上的大的吸收。因此，为了测定血糖值，测定精度必须高于0.1%。 通常，血糖值测定所要求的精度是5mg/dl(0.28mM)，为了该测定，必 须0.003。/。左右的精度。对于如上所述的血液成分浓度的测定，特别是 血糖值即葡萄糖量的测定，必须极高的测定精度。
在所述的现有例中，特定的血液成分表现吸收的波长在血液中的 其他血液成分和非血液组织中的成分的两者中表现吸收时，把它们合 计到产生的光声信号中来测定。由于在非血液组织中能产生的光声信 号的误差也同样相加，所以容易受到外来干扰的影响。因此，为了以 更高精度测定血液成分，把血液中产生的光声信号与其它光声信号分 离成为课题。
此外，如果要通过反复测定脉沖光源的信号并取平均来实现所述 的高精度，则所需的测定次数很多，测定时间变长。例如使用脉冲光 源，以每一个脉冲1。/。的精度取得信号，为了通过平均把精度改善达 到0.003%，需要110,000个脉沖的测定。当脉冲光源的重复周期为 lkHz时，该测定需要110秒。
在所述血糖值的测定中，被检查者必须静止，把显著的苦痛强加 给被检查者。此外，当被检查者为动物时，极难使其长时间静止。在 光声法的测定中，对生物体被检测部610照射光，使其产生声波，由 与生物体被检测部610接触的图49所示的超声波检测器613或图50所示的声音传感器619检测在生物体内传播的声波，但是为了提高声 波的测定效率，必须在生物体被检测部610的皮肤与超声波检测器613 或声音传感器619的接触面上涂敷包含很多水分的凝胶，以在声音上 实现良好的耦合。这时，在凝胶中混入从生物体被检测部610发散的 水蒸气引起的气泡状的空气成为误差的原因。
此外，如果在超声波检测器613或声音传感器619等检测器和生 物体被检测部610之间产生相对位置的变化，那么声音的耦合状态就 会变化，所以在测定中被检查者必须静止。
由超声波检测器613或声音传感器619测定的声压与在生物体被 检测部610上的与超声波检测器613或声音传感器619接触的检测部 和被光照射的照射部之间的距离成反比。可是，所述检测部和所述照 射部的距离容易根据生物体被检测部610向超声波检测器613或声音 传感器619的按压方式而变化。因此，为了把所述检测部和所述照射 部之间的距离保持固定，生物体被检测部610必须以一定压力与超声 波检测器613或声音传感器619接触并且静止。
此外，如后所述，生物体被检测部610的光声信号依存于比热、 热膨胀系数、音速等而变化。这些是明显根据温度(体温)而变化的 量(特别是热膨胀系数的变化大，达到约3%/°0 ，此外音速根据声 波的频率而变化，甚至还有这些全部依存于血糖值自身变化的报告。
因此，第一现有例中，有必要至少测定体温并对光声信号的测定 值进行修正。用于该修正的高精度的基础数据的收集不容易，但是即 使成功收集了修正数据，在由繁杂的修正结果取得的血糖值的可靠性 的保证上需要长期的验证。
而第二现有例同时测定对于多个不同波长的光声信号，所以具有 把声音的耦合条件、从所述照射部到所述检测部的距离、比热、热膨 胀系数、音速等能变化的系数一起作为未知乘数消去的可能性，以下 对此进行说明。
当背景(水)对于波长为、和波长^的各光的吸收系数a/b、 c^b)以及作为测定对象的血液成分(葡萄糖)的摩尔吸收系数a/"、
8a2(°)已知时，包含各波长的光声信号的测定值Si和S2的连立方程式表 示如下。
这里，c为音速，卩为热膨胀系数，Cp为定压比热。 在本实施形态的血液成分浓度测定装置的情况下，照射以一定周 期T进行了强度调制的光，检测与该一定周期T同步的声压变化，所 以当调制频率为f=l/T，调制角频率为e^27Tf时，关于全部量，可以 只关注具有时间依存性exp(-icot)的量。其结果，时间微分成为与-ico 的积。
此外，热源Q起因于照射光吸收后续的非发光緩和，所以与吸 收系数a成比例，其分布等于介质中的照射光(如果产生散射光也包 含散射光)的空间分布。即如果各点的光强度为I，则Q=al。据此， 与稳定的直接光声法有关的基本方程式由以下的表达式6表示。<formula>formula see original document page 68</formula>
这里，声压上界P，变为以下的表达式11。[表达式11<formula>formula see original document page 69</formula>
在表达式10中，IF(。l/g是关于g单调减少的函数，只在信号振 幅的观点下，低的调制频率变得有利。
这时，使关于表达式10的a的变化率、3pa/3a=- (psupN/a) gd(IF(。l/。/(^为最大的^ka"提供最佳的调制频率。这样的g在模型 A204中为2.49，在模型B205和模型C206中为21/2,这样的g的IF(QI/ g的值分别计算为0.620、 1/31/2。即作为信号的强度和对吸收系数a的 灵敏度相反的要求的折衷点，存在最佳的调制频率。
如上所述，认为现实的生物体中的光分布接近模型B205、模型 C206,所以最佳的调制频率是27Tf-1.41cot，这时，对于f—0的最大值 PsupN，期待57.7%的信号振幅。
下面参照图3，说明本实施形态的血液成分浓度测定装置的原理。 将

图1所示的第一光源101与振荡器103同步地进行强度调制，第一 光源IOI输出的光为示于图4的上段的表示为第一光源UJ的光211 的波形。
而图1所示的第二光源105同样与振荡器103同步地被强度调制。 这里，振荡器103发送的信号由180°移相器107提供180°的相位推移， 所以第二光源105输出的光由对于第一光源101输出的光反相的信号 进行了强度调制，在图5的下段为表示为第二光源(^)的光212的 波形。
这里，在图3中，表示了把第一光源IOI和第二光源105进行强 度调制的信号是周期为lp秒，即调制频率f为lMHz，并且占空比为 50。/。的信号的情形。
这里，表示了在表达式6中，假定照射光为正弦波的变化、在图 3中照射矩形波的光的情况，但是根据以下的理由，这不矛盾。
即表达式5是线性的，不同频率的成分被作为彼此独立的对待。 此外，如果声波的振幅增大，则受到Navier Stokes方程式自身具有的 非线性的影响，但是在本实施形态的血液成分浓度测定装置的光声信号的情况下，产生的声波微弱，能应用线性的表达式5。此外，矩形 波包含奇数次的高次谐波成分，但是可以把其中的基本周期的正弦波 成分的振幅替换为表达式的I。光源是矩形形状时，比正弦波形状容 易进行强度调制，并且矩形波与同振幅的正弦波相比，包含4&=1.27 倍的基本周期正弦波成分，效率好一些。
第一光源101和第二光源105分别输出的不同波长的2个光由合 波器109合波，对生物体被检查部110照射。这里，能认为所述不同 波长的2个光分别能独立产生表达式8表示的声压。
这里，声波的线性叠加从表达式5的线性已经变得清楚。所述不 同波长的2个光没有强到吸收饱和的程度，所以基于所述不同波长的 2个光的发热Q也线性叠加。这里，即使吸收饱和时，吸收也具有不 均一的扩展，所述不同波长的2个光的波长的间隔如果比均一宽度宽， 则发热的线性叠加依然成立。这里，对于对所述不同波长的2个光产 生相同吸收的水，也满足这样的条件。
如上所述，通过所述不同波长的2个光，分别相互独立地产生表 达式8表示的声压的光声信号，把它们叠加的声压由超声波检测器113 检测。因此，按所述那样叠加的声压由以下的表达式表示。
这里，Cb是关于血液的未知系数，Ct是关于皮、细胞、脂肪等
组织的未知系数。将由于波长为M的光的同时照射引起的温度变化而
在血液密度高的部位产生的光声信号放大。如果放大率为A，则表达 式15改写为表达式16。 [表达式16
/4C + M《)+ C,) - _s2+
如果从表达式16取表达式15的差，就变为 [表达式17
04 -1)(《+ M c^0)) = s2+ - s2 =
来自非血液部位的组织的水的光声信号被除去。 这里，在表达式17中，如果消去(A-l)，就变为 [表达式18
=△《)-A^)= <) 一《o) ~~
与表达式4同样，能从差分光声信号As、和已知的吸收系数a 求出浓度M。可是，表达式18以分别对于波长M、人2的主要基于水 的背景的吸收系数ai(b)、 a2(b)几乎相等为前提。此外，使用了 ASl —As2 的性质。
这里，不仅可以提高基于血液成分的分离的成分浓度计算的精 度，并且原来的葡萄糖的存在少到能忽略的程度，可以除去来自占全体中光声信号的发生量大的非血液组织的背景信号。因此，与现有的 方法相比，具有预测组织内温度变化等的背景噪声在本方式中不会对 测定结果带来影响的优点。
图16是表示本实施形态的血液成分计算方法的图。参照图15， 详细描述本实施形态的测定步骤。所述第一光源101从振荡器103通 过驱动电路102被强度调制，输出图16的上段所示的波长^的第一 光源的输出波形194。第二光源105与第一光源101同步地被强度调 制。第二光源105通过所述180。移相器119被相对于第一光源101反 相地调制，从而输出图16的中段所示的波长^的第二光源的输出波 形195。所述第三光源106用由分频器118把振荡器103的振荡频率 分频的频率、并且与振荡器103同步地进行强度调制，输出图16的下 段所示的波长^的第三光源的输出波形196。
图17是表示由本实施形态测定的光声信号的图。参照图15，说 明由本实施形态测定的光声信号。波长不同的2个光的光束由合成器 120合成，对生物体被检查部111照射。这里，认为各光是独立产生 声波的。这是因为关于声波的线性叠加由已由Helmholtz方程式的线 性保证。因此，产生如图17第一段所示的第一光源(波长^)的光声信 号197和如图17第二段所示的第二光源(波长^)的光声信号198。由 于还产生如图17第三段所示的第三光源(波长^)的温度变化199，所 以由超声波检测器121作为声压检测并通过了滤波器122的光声信号 的总和200受到如图17第四段所示的调制。
从检测出的光声信号的总和200的第 一峰值和第二峰值的差取得 As" 208。此外，从第一谷值和第二谷值的差取得As2: 209,可以从 表达式17计算成分浓度M。或者，温度上升时的信号振幅与ASll- As2
对应，温度下降时的信号振幅与SrS2对应，所以通过取两者的差，能
取得As^As2。或者为了取得信号As" As2，还有在只有波长^或X2 的光的照射下，测定光声信号的方法。这时，保持第一光源101的波 形，使第二光源105的输出为零。这可以在合成器120的输入部之前 用机械快门遮挡第一光源101或第二光源105的输出光，或者使驱动电路102或驱动电路116的输出下降到第一光源101或第二光源105 的振荡阈值以下来实现。
如上所述，如果对于第一光源以及第二光源追加具有作为血液成 分只在血液中存在的血红蛋白呈现特征吸收的波长的第三光源，并且 使用不产生光声信号程度的调制频率来测量的话，因血液的吸收导致 血液密度高的区域的温度上升。从音速变化产生的光声信号增大。结 果，光声信号的变化可以与血液的温度变化对应地使血液部位中产生 的光声信号增大。因此，对生物体不直接作用压力，并且能使血液部 位单独产生温度变化，所以能有效地判别血液部位。本实施形态是能 非侵袭地再现血液部位和非血液部位的分离的手段。
这里，说明了生物体的血液成分浓度测定装置和生物体的血液成 分浓度测定装置控制方法，但是以液体代替生物体作为对象时也同样。
方法对生物体以外的测定对象也能实施。这时，如果使用对液体具有 相等的吸收系数而对于对象物质的吸收系数不同的2个波长，就能不 被液体的吸收遮蔽地进行液体中的成分的检测。在所述的实施形态或 实施例的结构中，如果代替生物体被检查部而放置水果，就作为果实 糖度计工作。这是因为果实的甜成分即蔗糖或果糖在与血糖成分的葡 萄糖类似的波长具有吸收，在不脱离本实施形态的精神的范围中，能 对各种对象应用本实施形态的测定装置和测定装置控制方法。 (实施例)
这里，说明实施形态2的具体的实施例。 (实施例1)
图18表示实施例1的血液成分浓度测定装置以及血液成分浓度 测定装置控制方法的结构。在图18中，523是第一半导体激光光源， 524是驱动电流源，525是振荡器，526是透镜，527是第二半导体激 光光源，528是驱动电流源，529是180。移相器，530是透镜，531是 合成器，532是第三半导体激光光源，533是驱动电流源，534是分频 器，535是透镜，536是合成器，537是生物体被检查部，516是声透镜，517是声匹配器，518是超声波检测器，519是高通滤波器，520 是同步检波放大器，521是光声信号输出端子，522是温度测量器。
在图18中，振荡器525以一定频率振荡，确定把第一半导体激 光光源523和第二半导体激光光源527进行强度调制的频率。通过用 分频器534把来自振荡器525的信号分频，第三半导体激光光源532 以比把第一半导体激光光源523和第二半导体激光光源527强度调制 的一定频率的重复间隔还长的间隔周期地振荡。
来自振荡器525的信号输入于驱动电流源524，驱动电流源524 驱动第一半导体激光光源523。此外，来自振荡器525的信号输入于 180°移相器529并被倒相。倒相的信号输入于驱动电流源528，驱动 电流源528驱动第二导体激光光源527。第一半导体激光光源523和 第二导体激光光源527以调制频率相同、彼此反相地进行强度调制。
第一半导体激光光源523、第二半导体激光光源527、第三半导 体激光光源532分别由驱动电流源524、驱动电流源528、驱动电流源 533驱动，分别输出给定波长并且被调制了的光。来自第一半导体激 光光源523的光由透镜526变换为光束，来自第二半导体激光光源527 的光由透镜530变换为光束，并由合成器531合成为一个光束。来自 第三半导体激光光源532的光由透镜535变换为光束，由合成器536 与来自合成器531的光束合成。合成的光束对作为被检测体的生物体 被检查部537照射。须指出的是，如上所述，合成来自第一光源523 的光束、来自第二光源527的光束和来自第三半导体激光光源532的 光束除了在本实施例中应用，在实施形态1、和以后说明的实施形态3、 实施形态4、实施形态5、实施形态6中也能应用。
在被合成器536的输出光照射的生物体被检查部537的附近设置 有温度测量器522,检测由第三半导体激光光源532的光产生的生物 体被检查部537的温度变化，把温度测量器522的输出向驱动电流源 533的控制端子输入来调整驱动电流源533的驱动电流，以使生物体 被检查部537的温度变化变为所需的值。
与被合成器536的输出光照射的生物体被检查部537表面的相反一侧的表面接触地配置有声透镜516、声匹配器517和超声波检测器 518。声透镜516把生物体被检查部537中产生的声波即光声信号会聚 并通过声匹配器517高效地向超声波检测器518传递。声匹配器517 提高了声透镜516和超声波检测器518之间的光声信号的传递效率。 超声波检测器518接收由生物体被检查部537产生的光声信号，变换 为与声压成比例的电信号并输出。高通滤波器519使与振荡器525的 振荡频率相同的信号通过，同步检波放大器520利用从同步信号输入 端子输入的同步信号把从高通滤波器519输入的信号进行同步检波， 把同步检波了的光声信号的振幅向光声信号输出端子521输出。
在所述的结构中，第一半导体激光光源523的波长为1380nm， 第二半导体激光光源527的波长为1608nm,第三半导体激光光源532 的波长为800nm。此外，第一半导体激光光源523和第二半导体激光 光源527被以200kHz的调制频率进行了强度调制。温度上升是对人 体不带来危害的2。C以下。因此，当初始温度为37'C时的最大允许温 度为39'C。例如，考虑生物体组织的热扩散常数来设定分频器的分频 率，使第三半导体激光光源532的调制频率为100Hz以下，以使生物 体内产生0.1 0.2。C的温度调制，但是，产生所需的温度变化的调制 频率依存于光源的波长和束径，所以有必要一边观察温度测量器和光 声信号的强度， 一边进行包含光源输出的调整。可是，为了使测定时 间最短，有效的是调整、选择透镜535，从而使第三半导体激光光源 532的输出光与第一半导体激光光源523和第二半导体激光光源527 同轴，并使束径也变为同程度。考虑以上，各光源输出设定为5mW。 调整透镜526、透镜530、透镜535，分别把束径设定为3mm。须指 出的是，使第一半导体激光光源523和第二半导体激光光源527的束 径为同程度除了在本实施形态中应用，在实施形态1、和以后说明的 实施形态3、实施形态4、实施形态5、实施形态6中也能应用。
通过对生物体被检查部537照射光而产生的来自生物体的光声信 号通过配置声透镜516、声匹配器517到达超声波检测器518。使用与 生物体组织声阻抗近似的构件，例如使用硅制作使超声波汇集到超声波检测器518的中央部的声透镜516。此外，使用具有声透镜516的 构件和超声波检测器518的构件的几乎中间的声阻抗的构件，例如丙 烯酸树脂，制作声匹配器517的构件。超声波检测器518是设计为具 有与第一半导体激光光源523、第二半导体激光光源527的调制频率 同程度的固有频率的压电元件或电容传声器。光声信号由超声波检测 器518变换为电信号，由同步检波放大器520检测超声波的振幅。
在遮挡了第一半导体激光光源523时，即只有第二半导体激光光 源527时，同步检波放大器520的输出电平为20jiV左右。在遮挡了 第三半导体激光光源532，同时照射第一半导体激光光源523、第二半 导体激光光源527时，同步检波放大器520的输出电平为5nV左右。 再追加第三半导体激光光源532， 一边进行温度调制， 一边检测信号。 温度上升时取得的同步检波放大器520的输出电平为5.37nV。此外， 温度下降时取得的同步检波放大器520的输出电平为5.33nV。
从两者的差，表达式18的AsHVs2变为42.1pV。此外，通过示波 器读出温度上升时的谷值和温度下降时的谷值的差，求出As2为 60.3nV。据此，4吏用表达式18， 4吏用已知的1608nm的比吸光值 0.114M-1,求出了葡萄糖浓度M为3mM ( 50mg/dL )。
在以上的实施例中说明的血液成分浓度测定装置中，是在与对生 物体被检查部537照射光的表面相反的表面测定光声信号的前方传播 型。而也可以是在与对生物体被检查部537照射光的表面相同的表面 测定光声信号的后方传播型。
这里，说明了生物体的血液成分浓度测定装置和生物体的血液成 分浓度测定装置控制方法，但是以液体来代替生物体作为对象时也同 样。即本实施形态的血液成分浓度测定装置和血液成分浓度测定装置 控制方法对生物体以外的测定对象也能实施。这时，如果使用对溶剂 具有相等的吸收系数而对于液体成分的吸收系数不同的2个波长，就 能不被溶剂的吸收遮蔽地进行液体成分的检测。 (实施例2 )
图19表示在液体成分分析中使用本实施形态的血液成分浓度测定装置以及血液成分浓度测定装置控制方法的发明的实施例。液体试
料的例子可以举出添加糖类的液态食品或饮料。在图19中，701是第 一半导体激光光源，702是驱动电流源，703是振荡器，704是透镜， 705是第二半导体激光光源，706是驱动电流源，707是180。移相器， 708是透镜，709是合成器，710是第三半导体激光光源，711是驱动 电流源，712是分频器，713是透镜，714是合成器，715是液体试料， 716是试料单元，717是声匹配器，718是超声波检测器，719是高通 滤波器，720是同步检波放大器，721是光声信号输出端子，722是温 度测量器。
为了避免重复，以与图18所示的血液成分浓度测定装置以及血 液成分浓度测定装置控制方法的实施例不同的部分为中心进行说明。
由合成器714合成的合成光对液体试料715照射。在合成器714 的输出光照射的部分的附近的试料单元716设置温度测量器722，温 度测量器722的输出端子由信号线连接在驱动电流源711的控制端子 上。温度测量器722具有测量液体试料715的温度并把测定结果作为 电信号向输出端子输出的功能。
与合成器714的输出光照射的试料单元716的表面的相反一侧的 表面相接触地设置声匹配器717。隔着声匹配器717，设置超声波检测 器718。声匹配器717具有提高试料单元716和超声波检测器718之 间的光声信号的传递效率的功能。
在本实施例中，测定对象是混合有脂肪成分和水分的食品溶液中 所包含的糖分浓度。为了只测定只在2种混合溶液的脂肪成分中包含 的糖分浓度，在图19中，使第一半导体激光光源701的波长为1380nm， 第二半导体激光光源705的波长为1608nm，第三半导体激光光源710 的波长为脂肪成分呈现显著吸收的1710nm。
第一半导体激光光源701和第二半导体激光光源705的调制频率 为200kHz。考虑液体的热扩散常数，来设定分频器712的分频比，使 第三半导体激光光源710的调制频率为100Hz以下，以使液体内产生 0.1-0.2。C的温度调制。实际上，产生所需的温度变化的调制频率依存于光源的波长和束径，所以有必要一边观察温度测量器722测定的温 度和光声信号的强度， 一边进行包含光源输出的调整。
为了缩短测定时间，有效的是调整、选择透镜713,从而使第三 半导体激光光源710的输出光与第一半导体激光光源701和第二半导 体激光光源705同轴，束径也变为同程度。
考虑以上，第一半导体激光光源701、第二半导体激光光源705、 第三半导体激光光源710的光源输出分别为12mW。此外，调整透镜 704、透镜708和透镜713，分别把第一半导体激光光源701、第二半 导体激光光源705、第三半导体激光光源710的束径设定为4mm。
如果来自第一半导体激光光源701、第二半导体激光光源705、 第三半导体激光光源710的照射光照射到液体试料715，则液体试料 715中产生的声波即光声信号通过试料单元716、声匹配器717到达超 声波检测器718。使用具有试料单元716的构件例如玻璃和超声波检 测器718的构件例如陶瓷的中间的声阻抗的构件例如铝，制作声匹配 器717。
在试料单元716和声匹配器717之间、以及声匹配器717和超声 波检测器718之间涂敷声匹配剂，降低了因隔着空气层而引起的反射 的影响。超声波检测器718是设计为具有与第一半导体激光光源701 以及第二半导体激光光源705的调制频率同程度的固有频率的压电元 件或电容传声器。光声信号由超声波检测器718变换为电信号，并通 过高通滤波器719。这时，设定截止频率，从而在200kHz附近不衰减， 而在lkHz衰减20dB以上。
从高通滤波器719输出的电信号由同步检波放大器720检测。在 遮挡第一半导体激光光源701的输出时、即只有第二半导体激光光源 705时的同步检波放大器720的输出是120jiV左右。在遮挡第三半导 体激光光源710的输出、同时照射第一半导体激光光源701、第二半 导体激光光源705时，取得的同步检波放大器720的输出是12nVp-p 左右。进而追加第三半导体激光光源710,进行温度调制。当温度上 升时取得的同步检波放大器720的输出为4.33jiVp-p。此外，当温度
96下降时取得的同步检波放大器720的输出为4.36jiVp-p。从两者的差， 表达式18中的As^As2为30nV。
通过例如示波器等读出温度上升时的谷值和温度下降时的谷值 的差，求出AS2。在本实施例中是5.4jiV。
结果，使用表达式18,使用已知的1608nm的波长的比吸光度值 0.114M-1,就求出葡萄糖浓度M为45mM ( 750mg/dL )。
在以上的实施例中说明的液体成分浓度测定中，是在与对液体试 料715照射光的表面相反一侧的表面测定光声信号的前方传播型。而 也可以是在与对液体试料715照射光的表面相同一侧的表面测定光声 信号的后方传播型，动作与所述的前方传播型同样。
在所述的实施形态和实施例的结构中，如果代替液体试料而放置 水果，就作为果实糖度计工作。这是因为果实的甜成分即蔗糖或果糖 在与血糖成分的葡萄糖类似的波长具有吸收。 (实施形态3)
本实施形态的血液成分浓度测定装置包括产生光的光发生部
部件:通过来自所述频;扫描部件的信号，把由所述光发生部件产生
的光进行电强度调制的光调制部件；向活体照射所述强度调制了的光 的光照射部件；检测由所述照射的光在活体内产生的声波即光声信号 的声波检测部件；把所述声波检测部件检测的声波在扫描的调制频率 范围中累计的累计部件。
参照图20，说明本实施形态的血液成分浓度测定装置。图20所 示的本实施形态的血液成分浓度测定装置的结构例包含作为光发生 部件的光源112、作为光照射部件的透镜99、作为调制部件的驱动电 路104和振荡器103、作为频率扫描部件的控制电路125、作为声波检 测部件的声耦合器126、超声波检测器127和相位检波放大器128、作 为累计部件的计算机129。
振荡器103通过信号线分别与驱动电路104、相位检波放大器 128、控制电路125连接，振荡器103的振荡信号分别发送给驱动电路104、相位检波放大器128，同时从控制电路125接收控制振荡频率的 扫描的信号。
驱动电路104接收从振荡器103发送的信号，向由信号线连接的 光源112供给驱动电力，使光源112发光，并把光源112输出的光与 振荡器103的振荡频率同步地进行强度调制。这里，光源112输出的 光的波长设定为生物体内的测定对象的血液成分呈现吸收的波长。
光源112输出的光通过透镜99向生物体被检查部110的规定位 置照射，使生物体被检查部110的内部产生光声信号。
超声波检测器127隔着声耦合器126检测生物体被检查部110中 产生的所述声波并变换为与检测的所述声波的大小成比例的电信号， 向由信号线连接的相位检波放大器128发送。这里，声耦合器126的 一侧的面接与生物体被检查部IIO相接触，而另一侧的面与超声波检 测器127接触，具有把生物体被检查部110中产生的所述光声信号高 效地向超声波检测器127传递的功能。
相位检波放大器128接收从振荡器103发送来的信号作为用于同 步检波的同步信号，并接收从超声波检测器127传来的与所述光声信 号的大小成比例的电信号，进行同步检波、放大、滤波，向由信号线 连接的计算机129发送。
计算机129接收从相位检波放大器128发来的所述信号，把接收 的所述信号在从控制电路125接收的对振荡器103进行扫描的振荡频 率范围中累计，从累计的所述光声信号的检测结果，选择超声波检测 器127的检测灵敏度增加的共振频率的检测值，并累计选择的值。这 里，通过计算机129或未图示的外部装置，能从累计的检测值计算测 定对象的血液成分浓度。
计算机129接收从相位检波放大器128发来的所述信号，从接收 到的所述信号和用于根据从控制电路125接收的振荡器103扫描的振 荡频率来控制振荡器103以使振荡器103的振荡频率即调制频率的扫 描范围包含超声波检测器127的共振频率的变化范围的控制信号向由 信号线连接的控制电路125发送。这里，计算机129可以把控制振荡器103的振荡频率的扫描的信 号向控制电路125发送，以在光源112的所述调制频率在图21所示的 超声波检测器的灵敏度特性的例子中，例如扫描比共振特性的半值宽 度的频率还宽的范围。此外，可以把控制振荡器103的振荡频率的扫 描的信号向控制电路125发送，以在从共振特性的峰值变为几分之一 例如1/2的频率范围中扫描。控制电路125根据从计算机129发送的 控制信号来控制振荡器103的振荡频率。
如上所述，本实施形态的血液成分浓度测定装置在超声波检测器 127的共振特性变化的情况下，在通过扫描对生物体照射的光的调制 频率来检测生物体内的光声信号，可以在与超声波检测器127的共振 频率一致的状态下，从光声信号的检测值中选择以高灵敏度检测出的 值并累计，正确地测定血液成分浓度。
本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法按顺序包含光发 生部件产生光的光发生步骤；频率扫描部件将调制所述光发生步骤中 产生的光的频率进行扫描的频率扫描步骤；光调制部件通过由所述频 率扫描步骤扫描的信号，把由所述光发生步骤产生的光进行电强度调 制的光调制步骤；声波检测部件向活体照射在所述光调制步骤中被强 度调制的光的光照射步骤；累加部件检测由照射的光在活体内产生的 声波即光声信号的声波检测步骤；累计部件把所述声波检测步骤中检 测的光声信号在扫描的调制频率范围中累计的累计步骤。
本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法例如将频率被图
20所示的控制电路125所控制的振荡频率所扫描的振荡器103的输出 向驱动电路104发送，通过收到扫描频率的驱动电路104驱动由半导 体激光器构成的光源112来产生光，并进行强度调制。这时，光源112 发光，通过所述扫描的频率把产生的光进行强度调制。这里，光源112 产生的光的波长设定为成为测定对象的血液成分呈现吸收的波长。
如上所述，把所述强度调制的光对生物体照射，通过例如图20 所示的声耦合器126，由超声波检测器127检测由照射的所述强度调 制的光在生物体内产生的光声信号，变换为与光声信号的大小成比例的电信号，由相位检波放大器128进行同步检波、放大、滤波，并跨 给定的时间累计和平均，向计算机129发送。
如上所述，检测出的所述光声信号作为与压力成比例的电信号， 在由例如图20所示的计算机129扫描的调制频率范围中累计，从累计 的所述与光声信号的大小成比例的电信号中选择检测灵敏度增加的共 振频率的检测值或频率并在选择的频率范围中累计，来计算所述血液 成分浓度。
根据所述的方法，即使检测生物体内的光声信号的超声波检测器 127的共振频率变化时，也能选定与超声波检测器127的共振频率一 致的频率的光声信号的检测值并累计，计算血液成分浓度，所以能正 确地测定血液成分浓度。
本实施形态的血液成分浓度测定装置包括产生不同波长的2个 光的光发生部件；将调制所述光发生部件产生的光的频率进行扫描的 频率扫描部件；通过来自所述频率扫描部件的信号，把不同波长的2 个光分别以反相进行电强度调制的光调制部件；把所述强度调制了的 不同波长的2个光合波为1光束，向活体照射的光照射部件；检测由 所述照射的光在活体内产生的声波即光声信号的声波检测部件；把所 述声波检测部件检测出的光声信号在扫描的调制频率范围中累计的累 计部件。
在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述光发生部件把一 个光的波长设定为血液成分呈现特征吸收的波长，把另一个光的波长 设定为水呈现与对所述一个光的波长的吸收相等的吸收的波长。
参照图22说明本实施形态的血液成分浓度测定装置的结构。图 22所示的本实施形态的血液成分浓度测定装置包含作为光发生部件 的第一光源301和第二光源302;作为光照射部件的合波器308;作为 调制部件的振荡器298、驱动电路303、驱动电路297和180°移相器 299;作为频率扫描部件的控制电路300;作为声波检测部件的声耦合 器327和超声波检测器328和相位检波放大器329;以及作为累计部 件的计算机330。振荡器298由信号线分别与驱动电路303、 180°移相器299、相位 检波放大器329、以及控制电路300相连接，此外，振荡器298把振 荡信号分别发送给驱动电路303、 180°移相器299、相位检波放大器 329,并且从控制电路300接收控制振荡频率的扫描的信号。
驱动电路303接收从振荡器298发送来的信号，对由信号线连接 的第一光源301供给驱动电力，使第一光源301发光，并与振荡器298 的振荡频率同步地把第一光源301输出的光进行强度调制。
180°移相器299接收从振荡器298发送的信号，把对接收的信号 提供了 180°的相位变化的信号对由信号线连接的驱动电路297发送。
驱动电路297接收从180。移相器299发送的信号，对由信号线连 接的第二光源302供给驱动电力，使第二光源302发光，把第二光源 302输出的光与对振荡器298的振荡频率提供了 180。的相位变化的信 号同步地进行强度调制。因此，第一光源301和第二光源302分别输 出的光由彼此反相的信号调制。
这里，把图22所示的第一光源301和第二光源302各波长的一 个光的波长设定为作为测定对象的血液成分呈现特征吸收的波长，把 另一个光的波长设定为水呈现与对所述一个光的波长的吸收相等的吸 收的波长。
第一光源301和第二光源302分别输出如上所述的波长彼此不同 的光，各输出的光向通过光波传送部件与第一光源301和第二光源302 连接的合波器308输入。
第一光源301输出的光和第二光源302输出的光对合波器308输 入并被合波，作为1光束向作为被检测体的生物体被检查部309的规 定位置照射，在生物体被检查部309内产生声波即光声信号。
超声波检测器328通过声耦合器327检测生物体被检查部309中 产生的所述光声信号，变换为与检测出的所述光声信号的大小成比例 的电信号，向由信号线连接的相位检波放大器329发送。
这里，第一光源301和第二光源302各自的波长设定为作为测定 对象的血液成分呈现的吸收的差比水呈现的吸收的差大的2个光的波长。另一方面，可以使所述水呈现的吸收的差为零，把一个光的波长 设定为作为测定对象的血液成分呈现特征吸收的波长，把另一个光的 波长设定为水呈现与对所述一个光的波长的吸收相等的吸收的波长。
第一光源301和第二光源302各自的波长设定为作为测定对象的血液 成分呈现的吸收的差比此外的血液成分呈现的吸收的差大的2个光的 波长。须指出的是，把第一光源301和第二光源302各自的波长设定 为所述的值除了在本实施形态中应用，还能在实施形态1、实施形态2、 和后面说明的实施形态3、实施形态4、实施形态5、实施形态6中应 用。
另外，由于第一光源301和第二光源302分别输出的光被彼此反 相地调制，所以由对生物体,皮检查部309照射的把第一光源301和第 二光源302分别输出的光合波的光在生物体被检查部309内产生的光 声信号中，对生物体被检查部309照射的合波光由成为测定对象的血 液成分和水吸收而产生的光声信号与只有水吸收而产生的光声信号在 光声信号的阶段相互叠加而作为光声信号的大小的差而被超声波检测 器328所检测。
声耦合器327的一侧的表面与生物体被检查部309接触，而另一 侧的表面与超声波检测器328接触，具有把生物体被检查部309中产 生的所述光声信号高效地向超声波检测器328传递的功能。
相位检波放大器329接收从超声波检测器328发来的信号作为用 于同步检波的同步信号，并接收从超声波检测器328传来的与所述光 声信号的大小成比例的电信号，进行同步检波、放大、滤波，向由信 号线连接的计算机330发送。
计算机330接收从相位检波放大器329发来的所述信号并把接收 的所述信号在从控制电路300接收的对振荡器298进行扫描的振荡频 率范围中累计，从累计的所述光声信号的检测结果中选择超声波检测 器328的检测灵敏度增加的共振频率的检测值或频率，在选择出的范 围中累计，计算所述血液成分浓度。这里，通过计算机330或未图示 的外部装置，能从累计的检测值计算测定对象的血液成分浓度。计算机330接收从相位检波放大器329发来的所述信号，从接收 到的所述信号和用于根据从控制电路300接收的振荡器298扫描的振 荡频率来控制振荡器298以使振荡器298的振荡频率即调制频率的扫 描范围包含超声波检测器328的共振频率的变化范围的控制信号向由 信号线连接的控制电路300发送。
这里，计算机330可以把控制振荡器298的振荡频率的扫描的信 号向控制电路300发送，以在第一光源301和第二光源302的调制频 率在图21所示的超声波检测器的灵敏度特性的例子中，例如扫描比共 振特性的半值宽度的频率还宽的范围。可以把控制振荡器298的振荡 频率的扫描的信号向控制电路300发送，以在扫描从共振特性的峰值 到变为几分之一例如1/2的频率范围。控制电路300根据从计算机330 发送的控制信号来控制振荡器298的振荡频率。
如上所述，在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，第一光源 301输出的光和第二光源302输出的光由同一频率的信号进行强度调 制，所以不存在在现有技术中的由多个频率的信号进行强度调制时成 为问题的测定部分的频率特性的不均一性的影响。
此外，如上所述，本实施形态的血液成分浓度测定装置在超声波 检测器328变化的情况下，在通过扫描调制频率来检测生物体内的光 声信号，可以在与超声波检测器328的共振频率一致的状态下，从光 声信号的检测值中选择出以高灵敏度检测的值来累计，正确地测定血 液成分浓度。
本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法按顺序包括光发 生部件产生不同波长的2个光的光发生步骤；频率扫描部件将调制所 述光发生步骤中产生的光的频率进行扫描的频率扫描步骤；光调制部 件通过所述频率扫描步骤中扫描的信号，把所述不同波长的2个光分 别以反相进行电强度调制的光调制步驟；光照射部件把所述光调制步 骤中进行了强度调制的不同波长的2个光合波为l光束，对活体照射 的光照射步骤；声波检测部件检测由所述光照射步骤中照射的光在活 体内产生的声波即光声信号的声波检测步骤；累计部件把所述声波检
103测步骤中检测的光声信号在扫描的调制频率范围中累计的累计步骤。 本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法例如将频率被图
22所示的控制电路300所控制的振荡频率所扫描的振荡器298的输出 分别向驱动电路303、以及通过180°移相器299向驱动电路297发送， 通过收到扫描频率的驱动电路303和驱动电路297驱动例如由半导体 激光器构成的第一光源301和第二光源302来产生光，并进行强度调 制。这时，第一光源301和第二光源302分别发光，通过所述扫描频 率把分别产生的光进行强度调制。
这里，把第一光源301和第二光源302各自的波长设定为作为测 定对象的血液成分呈现的吸收的差比水呈现的吸收的差大的2个光的 波长。另一方面，可以使所述水呈现的吸收的差为零，把第一光源301 和第二光源302各自的波长中的一个光的波长设定为作为测定对象的 血液成分呈现特征吸收的波长，把另一个光的波长设定为水呈现与对 所述一个光的波长的吸收相等的吸收的波长。第一光源301和第二光 源302各自的波长设定为作为测定对象的血液成分呈现的吸收的差比 其余的血液成分呈现的吸收的差大的2个光的波长。须指出的是，把 第一光源301和笫二光源302各自的波长设定为所述的值除了在本实 施形态中应用，还能在实施形态l、实施形态2、以及后面说明的实施 形态4、实施形态5、实施形态6中应用。
然后，第一光源301产生的光和第二光源302产生的光向图22 所示的合波器308输入并被合波，作为1个光束向作为被检测体的生 物体被检查部309的规定位置照射，在生物体被检查部309内产生声 波即光声信号。
如上所述，把所述强度调制了的光对生物体照射，通过例如图22 所示的声耦合器327由超声波检测器328检测由照射的所述强度调制 的光在生物体内产生的光声信号，变换为与光声信号的大小成比例的 电信号，由相位检波放大器329进行同步检波、放大、滤波，并跨给 定的时间累计和平均，向计算机330发送。
如上所述，检测出的所述光声信号作为与压力成比例的电信号，在由例如图22所示的计算机330扫描的调制频率范围中累计，从累计 的所述与光声信号的大小成比例的电信号中选择检测灵敏度增加的共 振频率的检测值或频率，在选择的范围中累计，来计算所述血液成分 浓度。
根据所述的方法，即使在检测生物体内的光声信号的超声波检测 器328的共振频率变化时，也能选定与超声波检测器328的共振频率 一致的频率的光声信号的检测值并累计来计算血液成分浓度，所以能 正确地测定血液成分浓度。
在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述声波检测部件跟 踪所述频率扫描部件扫描的调制频率，检测由照射的光在活体内产生 的声波即光声信号，所述累计部件在所述声波检测部件具有高的检测 灵敏度的调制频率范围中，累计所述声波检测部件检测的光声信号。
本实施形态的血液成分浓度测定装置的结构与参照图20以及图 22说明的所述的血液成分浓度测定装置同样。
本实施形态的血液成分浓度测定装置是如下情况在参照图20 以及图22说明的所述的血液成分浓度测定装置中，计算机129或计算 机330把与调制频率的扫描对应地由超声波检测器127或超声波检测 器328检测到的光声信号的大小作为相位检波放大器128或相位检波 放大器329的输出来跟踪并监视，搜索超声波检测器127或超声波检 测器328的灵敏度增加的调制频率，从相位检波放大器128或相位检 波放大器329的输出取得在超声波检测器127或超声波检测器328的 灵敏度增加的调制频率的范围中检测的光声信号的大小并累计。
如上所述，本实施形态的血液成分浓度测定装置可以从相位检波 放大器128或相位检波放大器329的输出取得在超声波检测器127或 超声波检测器328的灵敏度变为最大的调制频率附近检测的光声信号 的大小并累计，从而正确地测定血液成分浓度。
在本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法中，所述声波检 测步骤跟踪所述频率扫描步骤中扫描的调制频率，检测由照射的光在 液体内产生的声波，所述累计步骤在所述声波检测步骤中光声信号的检测灵敏度的调制频率范围中，累计所述声波检测步骤中检测的光声 信号。
本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法是如下情况在所 述的血液成分浓度测定装置控制方法中，在声波检测步骤中，例如在 参照图20以及图22说明的所述的血液成分浓度测定装置中，超声波 检测器127或超声波检测器328与调制频率的扫描对应地进行检测， 在所述累计步骤中，由计算机129或330把超声波检测器127或超声 波检测器328检测的光声信号的大小作为相位检波放大器128或相位 检波放大器329的输出来跟踪并监视，搜索超声波检测器127或超声 波检测器328的灵敏度增加的调制频率的点，从相位检波放大器128 或相位检波放大器329的输出取得在超声波检测器127或超声波检测 器328具有高检测灵敏度的调制频率范围中检测的光声信号的大小并 累计。
如上所述，本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法检测由 强度调制频率扫描的光声信号对生物体照射而在生物体内产生的声波 即光声信号，从检测出的值搜索与超声波检测器的灵敏度增加的共振 频率一致的调制频率，在与超声波检测器的灵敏度变为最大的共振频 率一致的调制频率附近检测光声信号，从而能正确地测定血液成分。
本实施形态的血液成分浓度测定装置还具有从所述检测的光声 信号的大小计算生物体内的血液成分浓度的血液成分浓度计算部件。
本实施形态的血液成分浓度测定装置的结构采用与参照图20以 及图22说明的所述血液成分浓度测定装置同样的结构，是使计算机 129或计算机330具有作为血液成分浓度计算部件的功能的情形。
即，本实施形态的血液成分浓度测定装置是在图20以及图22所 示的所述血液成分浓度测定装置中，计算机129或计算机330具有在 把从相位检波放大器128或相位检波放大器329接收的信号累计并平 均后，按照规定的计算方法计算血液成分浓度的作为血液成分浓度计 算部件的功能的情形。
这里，作为所述规定的计算方法，可以是从表示生物体内的测定对象的血液成分的量和测定对象的血液成分呈现吸收的波长的光对生 物体照射而产生的光声信号的大小关系的数值数据或理论公式来计 算。
如上所述，通过设有血液成分浓度计算部件，本实施形态的血液 成分浓度测定装置能容易地测定血液成分浓度。
本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法还包含从所述声 波检测步骤中检测的光声信号的大小来计算生物体内的血液成分浓度 的血液成分浓度计算步骤。
本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法是所述的血液成 分浓度测定装置控制方法的所述声波检测步骤还包含例如参照图20 以及图22说明的所述血液成分浓度测定装置的计算机129或计算机 330把从相位检波放大器128或相位检波放大器329接收的信号累计 并平均后，按照规定的计算方法，计算血液成分浓度的作为血液成分 浓度计算步骤的情形。
这里，作为所述规定的计算方法，可以是从表示生物体内的测定 对象的血液成分的量和测定对象的血液成分呈现吸收的波长的光对生 物体照射而产生的声波即光声信号的大小关系的数值数据或理论公式 来计算。
如上所述，通过包含血液成分浓度计算步骤，本实施形态的血液 成分浓度测定装置控制方法能容易地测定血液成分浓度。
本实施形态的血液成分浓度测定装置还包含与扫描的调制频率 对应地记录所述声波检测部件检测的光声信号的记录部件。
本实施形态的血液成分浓度测定装置的结构是在例如参照图20 以及图22说明的所述血液成分浓度测定装置中，在计算机129或计算 机330上连接作为记录部件的记录器(不图示)的结构的情形。
所述记录器与所述扫描的调制频率对应地记录计算机129或计算 机330从相位检波放大器128或相位检波放大器329接收的与生物体 被检查部110或生物体被检查部309内产生的光声信号的大小成比例 的信号。通过所述记录器的记录，当超声波检测器127或超声波检测器 328的共振频率变化时，也能确认对生物体被检查部110或生物体被 检查部309照射的光的调制频率的扫描范围是否包含所述共振频率变 化的范围，或者是否从超声波检测器127或超声波检测器328检测到 的光声信号的大小的值中选定了由与所述共振频率一致的调制频率以 高精度测定的值。须指出的是，所述记录部件除了能在本实施形态中 应用，还能在实施形态l、实施形态2、以及后面说明的实施形态4、 实施形态5、实施形态6中应用。
如上所述，通过设置记录部件，本实施形态的血液成分浓度测定 装置能可靠地测定血液成分浓度。
本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法在所述声波检测 步骤之后，还包含与扫描的调制频率对应地记录所述声波检测步骤 中检测的光声信号的记录步骤。
本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法是在所述血液成 分浓度测定装置控制方法的所述声波检测步骤之后，在例如参照图20 以及图22说明的所述血液成分浓度测定装置控制方法中包含与计算 机129或计算机330相连接的记录器(未图示)与扫描的振荡频率对 应地记录计算机129或计算机330从相位检波放大器128或相位检波 放大器329接收的信号的记录步骤的情形。
通过所述记录步骤，在超声波检测器127或超声波检测器328的 共振频率变化时，也能确任对生物体被检查部IIO或生物体被检查部 309照射的光的调制频率的扫描范围是否包含所述共振频率变化的范 围，或者是否从超声波检测器127或超声波检测器328检测的光声信 号的大小的值中选定了由与所述共振频率一致的调制频率以高精度测 定的值。
如上所述，通过包含所述记录步骤，本实施形态的血液成分浓度 测定装置控制方法能准确地血液成分浓度。须指出的是，所述记录步 骤除了能在本实施形态中应用，还能在实施形态l、实施形态2、以及 后面^兌明的实施形态4、实施形态5、实施形态6中应用。(实施形态4)
图23是表示本实施形态的血液成分浓度测定装置的一例的模式 图。图23所示的血液成分浓度测定装置包括作为产生光的光发生部 件的光发生部11、把光发生部11产生的光以一定频率进行电强度调 制的作为光调制部件的光调制部12、向作为被检测体的生物体被检查 部97照射由光调制部12进行了强度调制的强度调制光1的作为光照 射部件的光照射部13、检测从照射强度调制光1的生物体被检查部97 发射的声波即光声信号3的作为声波检测部件的超声波检测部14，在 光照射部13和超声波检测部14之间的内部22可以配置声阻抗与生物 体被检查部97大致相等的声音匹配物质以及生物体被检查部97。
图22所示的血液成分浓度测定装置包含用声阻抗与生物体被 检查部97大致相等的声音匹配物质填充光照射部13和超声波检测部 14之间的内部22的容器21、配置在容器21的内壁面的吸音材料15、 测定配置容器21内的声音匹配物质的温度的作为温度测量部件的温 度测量部16、配置在容器21的内壁面的对于强度调制光1透明的出 射窗17。图23表示在容器21的内部22配置了声音匹配物质以及生 物体被检查部97的样子，在填充有声阻抗与生物体被检查部97大致 相等的声音匹配物质的内部22，光照射部13和超声波检测部14夹着 生物体被检查部97而配置，出射窗17、超声波检测部14的表面分别 与声音匹配物质接触着。
须指出的是，在图23中表示了光照射部13和超声波检测部14 配置在大致相对置的位置的例子。从生物体被检查部97发射的光声信 号3在光照射部13照射强度调制光1的方向以最大的信号强度被检 测。通过把光照射部13和超声波检测部14配置在大致相对置的位置， 能进一步提高超声波检测部14检测的光声信号的精度。须指出的是， 如上所述，把光照射部13和超声波检测部14配置在大致相对置的位 置除了能在本实施形态中应用，还能在实施形态l、实施形态2、实施 形态3、以及后面说明的实施形态5、实施形态6中应用。
光发生部11是产生光的装置，例如能列举出荧光灯、卣素灯、包含半导体激光器的激光器、包含发光二极管的发光元件。希望光发 生部11产生由测定浓度的成分所吸收的波长的光，例如优选激光器或 发光元件等具有波长选择性的装置。
光调制部12是把光发生部ll产生的光以一定频率进行电强度调 制的装置。可以列举出包含振荡器、驱动电路、180。移相器的装置。
须指出的是，光发生部11产生不同波长M、 ^的2个光，光调 制部12把波长M、 M的光分别强度调制为频率相同并且彼此反相的强 度调制光1。例如，在以葡萄糖的血中浓度作为血糖值的指标，声音 匹配物质为水的情况下，由于葡萄糖在1600nm处呈现吸收，所以选 择1600nm附近的波长作为波长、，选择水的吸收系数变为相等的波 长1400nm附近作为波长k2。
以下，说明波长^为血液成分吸收的波长，波长^为水呈现与 对^的吸收相等的吸收的波长时测定的浓度。对于波长^、 X2，当已
知水的吸收系数a/b) 、 a2(b)以及血液成分的摩尔吸收系数on(0) 、 a2
((>)时，解包含各波长的光声信号的测定值Si和S2的连立方程式、表
达式l，求出浓度M。这里，C是系数，是依存于声耦合、超声波检 测部的灵敏度、从光照射部到生物体检测部之间的距离、比热、热膨 胀系数、音速、调制频率、吸收系数的未知常数。如果从表达式l消 去C，就变为表达式4，能从光声信号s^ S2以及已知的各吸收系数求 出浓度M。可是，表达式4以对于波长^、人2，基于水的背景的吸收
系数(Vb)、 (X2(b)几乎相等为前提。此外，还使用了 —S2的性质。
通过对强度调制光1使用频率相同并且彼此反相的不同波长的2个强
度调制光，能除去光声信号的受到的来自水的影响。
光照射部13是照射由光调制部12强度调制了的强度调制光1的 装置。其配置在照射强度调制光l的部分的构件，优选是对于强度调 制光l透明的材料。作为透明的材料，能列举出玻璃、塑料。在与声 音匹配物质接触时，优选是与声音匹配物质不反应的材料，例如石英 板、光学玻璃板、蓝宝石板。光照射部13可以包含能引导强度调制光 l的光纤。通过包含光纤，能在远离光照射部13的地方配置光发生部11和光调制部12，并把强度调制光引导到能照射生物体被检查部97 的位置。
超声波检测部14检测声波即光声信号3。例如能列举出晶体传声 器、陶瓷传声器、陶瓷超声波传感器等使用压电效应和/或电致伸缩效 应的元件、动态传声器、带状传声器等使用电磁感应的元件、电容传 声器等使用静电效应的元件、磁致伸缩振子等使用磁致伸缩的元件。 具有压电效应的元件能列举出包含PZT或PVDF等结晶的元件。由 于检测在声音匹配物质中传递的声波，所以优选是水听器等水中传声 器。优选在表面形成用于与声音匹配物质的声阻抗匹配的层(例如硅 胶)。
温度测量部16是测定声音匹配物质的温度的温度计。声音匹配 物质是液体、溶胶或凝胶，所以温度测量部16能使用接触式的温度计。 还可以使用非接触式的辐射温度计。
图23所示的血液成分浓度测定装置可以具有按照温度测量部16 所测定的温度来调节声音匹配物质的温度的温度调节部(未图示)。 作为温度调节部，能列举出加热器。通过按照温度测量部16测定的温 度来调节声音匹配物质的温度，能使声音匹配物质以及光声信号表面 的温度稳定。例如，能在温度上升的同时，调节声音匹配物质的温度。 通过使声音匹配物质以及光声信号表面的温度稳定，能使温度变化引 起的光声信号3的变化稳定，提高血液成分浓度的计算精度。
图23所示的容器21是可以在内部22中填充声音匹配物质的装置。
在图23中，表示了在容器21的内壁面包含吸音材料15的例子。 吸音材料15吸收光声信号3。例如，能使用在环氧树脂中包含金属氧 化物粉末(氧化钛或氧化鴒)的材料。通过在容器21的内壁面的至少 一部分包含吸音材料15，能吸收、除去由生物体被检查部97的内部 构造的不均一性产生的多重反射的声波。据此，超声波检测部14能高 效地检测从生物体被检查部97发射的光声信号3。
此外，在图23中，表示了容器21具有出射窗17的例子。出射窗n对于强度调制光i是透明的。例如，有透明的玻璃或塑料。出射 窗17优选是难以损伤的，例如能列举出石英板、光学玻璃板、蓝宝石 板。此外，优选不吸收强度调制光i的材料。通过设置出射窗17,能
在容器21的内部22之外配置光照射部13，所以光照射部13的配置 变得容易。此外，可以从容器21的内壁面照射强度调制光l,所以容 器21的内壁面的凹凸消失，能降低光声信号3的反射。
声音匹配物质具有与生物体被检查部97大致相等的声阻抗。例 如有橡胶、树脂等有柔软性的固体、液体、溶胶或凝胶。声音匹配物 质也可以是水。即容器21可以以作为声匹配物质的水填充。因为生物 体的声阻抗非常接近水，所以在由水包围生物体被检查部97的周围的 环境下检测光声信号，能降低生物体被检查部97和其周围即内部22 的边界反射以及生物体被检查部97和超声波检测部14的接触引起的 光声信号3的恶化。
图24是图23所示的D-D，横剖视图，表示血液成分浓度测定装 置的第一形态。容器21的横截面的形状成为圆形。在容器21的侧面， 光照射部13和超声波检测部14被配置在大致相对置的位置。
图25是图23所示的D-D，横剖视图，表示血液成分浓度测定装 置的第二形态。图25所示的容器21的横截面的形状成为半圆形，在 所述半圆形的圆的大致中心点的位置配置有光照射部13。在图25中， 表示在容器21的所述半圆形的圃孤部分配置有超声波检测部14a、 14b、 14c、 14d、 14e的例子。超声波检测部14a配置在与光照射部13 相对置的位置，超声波检测部14b-14e分散配置在所述圆弧的部分。
如图25所示，容器21的橫截面的形状成为半圆，通过在圆的中 心点配置光照射部13，能使相当于所述半圆的圆弧部分的容器的侧面 和光照射部13的距离均一。据此，如果生物体,皮检查部97被i殳置在 包含半圆的中心的平面上，则光声信号在半圆的中心产生并扩展为放 射状。这里，超声波检测部14a 14e和光声信号3的发生源的距离一 定，所以超声波检测部14a-14e能检测同相位的光声信号3。如果把 由超声波检测部14a ~ 14e检测的光声信号3合波，就能高效地检测光声信号3。如果比较同时刻的检测信号，就能修正由物体被检查部97 内构造引起的影响。通过改善声波检测部件的集音状态，能进一步提 高光声信号的精度。另外，通过在相当于半圆的圆弧部分的容器的侧 面配置2个以上的声波检测部件，声波检测部件能高效地检测扩展为 放射状的光声信号。
图26是表示血液成分浓度测定装置的第四形态的纵剖视图。图 26所示的血液成分浓度测定装置中，容器21的内部底面变为半球。 本形态的血液成分浓度测定装置可以在E-E，截面是图25所示的橫截 面时使用。在图26中，在底面表示超声波检测部14f，超声波检测部 14f配置为离光照射部13的距离与该照射部13离超声波检测部14a 的距离大致相等。这样，可以使用超声波检测部14a 14e加上超声波 检测部14f，更高效地检测从生物体被检查部97发射为放射状的光声 信号3。须指出的是，E-E，截面并不局限于所述的图25，横截面的形 状也可以是45度、90度、135度等任意的角度的扇形。
使用图27和图28说明血液成分浓度测定装置的第五形态。图27 是表示血液成分浓度测定装置的第五形态的纵剖视图。图28是图27 的F-F，横剖视图。在图27和图28所示的血液成分浓度测定装置中， 容器21的底部是截面中包含2个焦点的半椭圆球，光照射部13以及 超声波检测部14分别配置在2个焦点的附近。通过使容器21的底部 为在截面中包含2个焦点的半椭圃球，并将光照射部13和超声波检测 部14分配配置在2个焦点附近，能使光声信号3在容器的底部散射并 高效地集中到超声波检测部14。由于光声信号3到达超声波检测部14 的距离不变，所以光声信号3难以受到多重反射的声波的影响。通过 改善声波检测部件的集音状态，能进一步提高光声信号3的精度。另 外，容器21如图27所示，在底部的内壁面包含反射材料18。反射材 料18反射光声信号3。优选与声音匹配物质不反应的材料，例如如果 声音匹配物质是水，就能列举出不锈钢或铝等稳定的金属。通过在容 器21的内壁面的至少一部分包含反射材料18,能提高把光声信号3 集中到声波检测部件的效率。据此，能进一步提高超声波检测部14检测的光声信号3的精度。
须指出的是，在血液成分浓度测定装置的第五形态中说明了底 面，但是如图28所示，容器21的横截面的形状也可以为椭圆形，光 照射部13以及超声波检测部14被配置在椭圆形的焦点的位置。通过 使横截面的内壁面形状为椭圆形，并在所述椭圆形的焦点的位置分别 配置光照射部13以及超声波检测部14，能使光声信号3在容器21的 内壁面的侧面散射并高效集中到超声波检测部14。通过改善超声波检 测部14的集音状态，能进一步提高光声信号3的精度。
如上所述，通过设置容器21，在由声阻抗与生物体被检查部97 大致相等的声音匹配物质填充了的容器21的内部22配置生物体被检 查部97，能在用声音匹配物质包围生物体被检查部97的周围即内部 22的环境下检测来自生物体被检查部97的光声信号3。通过在用声音 匹配物质包围生物体被检查部97的周围即内部22的环境下检测光声 信号3,能减少生物体被检查部97和其周围即内部22的边界反射以 及生物体被检查部97和超声波检测部14的接触引起的光声信号3的 恶化。
须指出的是，生物体被检查部是人的生物体。在图23~图28的 例子中表示了手指的例子，但是可以是生物体的任意部分。例如可以 是手或胳膊。
生物体被检查部97可以是动物、乌或者果实或蔬菜等植物中的 任意被测定物。被测定物包含流体流动的管子、内置液体、溶胶或凝 胶的瓶子或罐等容器。例如如果被测定物是果实，就能非侵袭地测定 果实的糖度。
如上所述，本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法包括光 发生部件产生光的光发生步骤、以一定频率把由所述光发生步骤产生 的光进行电强度调制的光调制步骤、光调制部件向生物体被检查部97 照射所述光调制步骤中强度调制了的强度调制光l的光照射步骤、声 波检测部件检测被所述光照射步骤所强度调制了的强度调制光1照射 的生物体被检查部97所发射的声波即光声信号3的声波检测步骤，其特征在于在填充有声阻抗与生物体被检查部97大致相等的声音匹配 物质的容器21内进行所述光照射步骤以及所述声波检测步骤。
这样，通过能在光照射部13和超声波检测部14之间配置与生物 体被检查部97的声阻抗大致相等的声音匹配物质和生物体被检查部 97，在生物体被检查部97和超声波检测部14之间配置声音匹配物质， 能降低生物体被检查部97和其周围即内部22的边界上的边界反射。
此外，在所述光照射步骤中，如上所述，光发生部11产生不同 波长^、 X2的2个光，在所述光调制步骤中，光调制部12把波长、、 X2的光分别强度调制为频率相同并且彼此反相的强度调制光1 。
如所述中说明的图23~图28所示，在所述光照射步骤中，生物 体被检查部97优选与强度调制光1的照射面接触地配置，而强度调制 光l对生物体被检查部97直接照射。照射面在图23~图28中变为出 射窗17，但是在不包含出射窗17的情况下，光照射面13变为照射面。 通过与强度调制光1的照射面接触地配置生物体被检查部97，并对生 物体被检查部97直接照射强度调制光1，从而可以能防止声音匹配物 质的吸收引起的强度调制光1的恶化。据此，由于可以对生物体被检 查部97高效地照射强度调制光1，所以可以提高从生物体被检查部97 发射的光声信号3的强度，进一步提高超声波检测部14检测的光声信 号3的精度。须指出的是，如上所述，与强度调制光l的照射面接触 地配置生物体被检查部97除了能在本实施形态中应用，还能在实施形 态l、实施形态2、实施形态3、以及后面说明的实施形态5、实施形 态6中应用。
如所述中说明的图23~图28所示，在所述声波检测步骤中，优 选隔着声阻抗与生物体被检查部97大致相等的声音匹配物质检测光 声信号3。在图23~图28中，表示了隔着填充在容器21的内部22 中的声音匹配物质检测的例子，但是也可以是配置在生物体被检查部 97和超声波检测部14之间的硅胶等固体。隔着声阻抗与生物体被检 查部97大致相等的声音匹配物质检测光声信号3,能防止生物体被检 查部97和其周围即内部22的边界反射以及作用在超声波检测部14上的压力和振动。
如所述中说明的图23~图28所示，在所述光照射步骤中，强度 调制光1通过配置在容器21的内壁面并且对强度调制光1透明的出射 窗17对生物体被检查部97照射。通过使容器21具有对强度调制光1 透明的出射窗17，能在容器21之外配置光照射部13，所以光照射部 13的配置变得容易。此外，能从容器21的内壁面照射强度调制光l, 所以容器21的内壁面的凹凸消失，能降低光声信号3的反射。
如上述图23 ~图28所示，生物体被检查部97的被照射了所述强 度调制光l的部分优选由液状、溶胶状或凝胶状的所述声音匹配物质 覆盖。通过使生物体被检查部97的被照射了所述强度调制光1的部分 由液状、溶胶状或凝胶状的所述声音匹配物质覆盖，从而能在用声音 匹配物质包围生物体被检查部97的周围即内部22的环境下检测来自 生物体被检查部97的光声信号3。 (实施例)
这里，说明实施形态4的具体的实施例。 (实施例1)
使用图29说明光发生部件产生不同波长的2个光，光调制部件 将所述2个光分别强度调制为频率相同而彼此反相的强度调制光时的 实施例。图29是表示血液成分浓度测定装置的一例的电路图。振荡器 51以一定频率驱动驱动电路53a和53b。在振荡器51和驱动电路53b 之间配置有180°移相器52,驱动电路53b被与驱动电路53a反相地驱 动。光发生部lla和llb产生不同波长的光。驱动电路53a把光发生 部lla产生的光进行强度调制，输出强度调制光la。驱动电路53b把 光发生部llb产生的光进行强度调制，输出强度调制光lb。据此，能 产生波长不同，频率相同并且彼此反相的强度调制光la和lb。在本 例子中，振荡器51、驱动电路53a、 53b以及180。移相器52相当于图 23所示的光调制部12。
由合波器55把强度调制光la和lb合波，作为强度调制光1从 光照射部13输出。从光照射部13输出的强度调制光1对生物体被检查部97照射，用超声波检测部14检测由生物体被检查部97发射的光 声信号3。由超声波检测部14检测出的光声信号3由滤波器57提取 出光声信号3并由相位检波放大器58放大后，从光声信号输出端子 59输出。(实施例2 )使用图30和图31说明所述的图25以及图26所示的第四形态的 血液成分浓度测定装置的实施例。图30是血液成分浓度测定装置的纵 剖视图，表示把血液成分浓度测定装置对人体的指尖应用的例子。图 31是H-H，横剖视图。在图30和图31中，插入生物体被检查部97的 筒型的容器21的内部22由水充满，在容器21的内壁内置有出射窗 17和超声波检测部14,在容器的底座内装备有对光源芯片39B和超 声波检测部14供给电力的电源31、把超声波检测部14的输出信号放 大的相位检波放大器32、计算血液成分浓度的信号处理器33、用于在 底座外部设置的显示装置(未图示)上显示的显示处理器部34。超声 波检测部14和信号处理器33由连接电缆35连接。在容器21的内壁 设置有温度调整部36,与容器21的内部22接触地在容器21中设置 有加热器37和温度测量部16。筒型的容器21的底部为半径5cm的分割为4份的球状。在容器 21的内壁中内置的超声波检测部14上设置有把超声波检测部14检测 的光声信号3放大的前置放大器38。对超声波检测部14使用应用具 有压电效应的结晶的PZT或PVDF。为了与水进行声阻抗匹配，超声 波检测部14的表面形成了匹配层。对超声波检测部14的匹配层使用 接触皮肤的医疗器具中常用的硅胶，从而能把表面的反射减少到9%。此外，对于充满水的容器21的内壁，为了减少匹配层和容器21 的材料的边界的反射，在超声波检测部14的表面以外的容器21的内 壁填充吸音材料15。作为防止这样的反射的吸音材料15，使用在环氧 树脂中包含金属氧化物粉末(氧化钛或氧化钨)的材料是有效的。在 图23所示的光照射部13中，使用光源芯片39a、 39b和透镜40a以及 40b，产生2个波长的光，使用偏振分光镜41把2个波长的光合波，通过出射窗17对指尖部照射准直射束。对光源芯片39a、 39b使用半 导体激光器在价格、尺寸、芯片寿命方面是有效的。2个波长为光源 芯片39a为1380nm，光源芯片39b为1608nm。使用透镜40a和40b，把来自光源芯片39a、 39b的强度调制光 la、 lb准直，通过调整光源芯片39a和透镜40a的距离以及透镜材料 和曲率、调整光源芯片39b和透镜40b的距离以及透镜材料和曲率， 能把强度调制光la、 lb调整为适合于光声测量的束径。在本例子的情 况下，2个光束的直径为5.0mm。出射窗17优选使用对2个波长不呈 现吸收、不易损伤的材料，例如使用石英板、光学玻璃板、蓝宝石板。 在与生物体被检查部97接触的出射窗17的边缘部内置有使用压电材 料的感压元件，以感知作用于出射窗17的压力并开始对光源芯片39a、 39b供电。在温度调整部36，加热器37内置在容器21的内壁中， 一边监视 由温度测量部16测定的温度与容器21的内部22的声音匹配物质的温 度的设定值的不同， 一边调整加热器37的电流。声音匹配物质的温度 的设定值为接近生物体的体温的温度36°C。在容器21的内壁设置有 热传导率高的金属(铜、铝)的金属层(未图示)，通过使加热器37 和金属层接触，能高效控制声音匹配物质的温度。 (实施例3 )使用图32和图33说明所述的图27以及图28所示的第五形态的 血液成分浓度测定装置的实施例。图32是血液成分浓度测定装置的纵 剖视图，表示把血液成分浓度测定装置对人体的指尖应用的例子。图 32是N-N，横剖视图。筒状的容器的底部成为长轴为100mm、短轴为 50mm的半椭圆球形。把来自光源芯片39a、 39b的强度调制光la、 lb通过透镜40a或40b、和分光镜41向光纤42引导。入射于光纤42 的强度调制光1在光纤42内通过并被引导到出射窗17，照射到容器 21的内部22。从出射窗17照射的强度调制光1照射生物体被检查部 97。在光纤42的端面放置透镜40a或40b,通过两者的距离调整强度调制光la、 lb的照射束径，将2个强度调制光1的直径调整为 5.0mm。此外，调整光源芯片39a、 39b的驱动电流以使照射的强度调 制光的功率变为4mW，并通过振荡器(未图示)强度调制为200kHz。 设置出射窗17的位置以使出射窗17和作为声音匹配物质的水的界面 处于椭圆的焦点的位置，即在测定时使出射窗17和生物体被检查部 97的界面为椭圆的焦点的位置。对超声波检测部14使用与水声匹配 的市售的水中听音器，设置在与生物体被检查部97的照射部不同的椭 圆的焦点的位置。超声波检测部14采用针式水中听音器并微调位置， 设置在光声信号变为最大的位置。
在出射窗17和水平面上的内壁面和其下方的底面上，为了高效 进行光声信号3的反射，填充有反射材料18。对反射材料18使用与 水不起化学反应的稳定的金属(不锈钢、铝)。在其余的内壁面上填 充有吸音材料15，减少了多重反射的影响。 (实施形态5)
图34是本实施形态的血液成分浓度测定装置的电路图。图34所 示的血液成分浓度测定装置包括照射以一定频率进行了强度调制的 强度调制光l的作为光发生部件、光调制部件以及光照射部件的激励 用光源23;输出声波2的声波发生器24;检测从照射了强度调制光l 的作为被检测体的生物体被检查部97发射的声波即光声信号3、和从 声波发生器24透过生物体被检查部97的声波2的作为声波检测部件 的声波检测器25。在图34中，还包括根据由声波检测器25检测出 的声波2的输出信号4比较声波2的信号强度并输出控制信号5来控 制驱动部27以使声波2的强度变为给定的值的控制部26;通过控制 信号5，使激励用光源23、声波发生器24以及声波检测器25的位置 可变的驱动部27;在声波发生器24以及声波检测器25的与生物体被 检查部97接触的面上的与生物体被检查部97的声阻抗大致相等的声 耦合构件28。
另外，在图34中，表示了在声波发生器24的中央部具有使来自 激励用光源23的强度调制光1通过的透过窗29，通过透过窗29使强度调制光1透过的例子。声波发生器24优选接近来自激励用光源23 的强度调制光l的光束地配置。通过接近来自激励用光源23的强度调 制光1的光束地配置声波发生器24，能进一步正确地检查光声信号3 的传播路线上的反射/散射。此外，优选在接近生物体被检查部97的 位置，对生物体被检查部97产生声波2。由于光声信号3在入射强度 调制光1的生物体被检查部97的表皮附近发生，所以能进一步正确地 检查光声信号3的传播路线上的反射/散射。此外，通过在接近生物体 被检查部97的位置产生声波2，能更高效地把声波2传递到生物体被 检查部97。
图34所示的激励用光源23把以一定频率进行强度调制的强度调 制光1照射。激励用光源23以测定浓度的测定对象的吸收波长照射， 例如测定对象为葡萄糖时为1608nm。也可以使用振荡器、驱动电路、 180。移相器，以一定频率把来自以特定波长发光的光源元件的光进行 强度调制。作为以特定波长发光的光源元件，例如有包含气体激光器、 固体激光器、半导体激光器的各种激光器、以及发光二极管。在强度 调制光1的光路的至少一部分的周围还可以设置防止强度调制光1向 血液成分浓度测定装置的外部泄漏的遮光罩。通过设置遮光罩，能防 止强度调制光1向包含检查的部分以外的生物体被检查部97的部分 的、血液成分浓度测定装置的外部泄漏。须指出的是，所述遮光罩除 了能在本实施形态中应用，同样能在实施形态l、实施形态2、实施形 态3、实施形态4、后面说明的实施形态6中应用。
这里，激励用光源23可以与声波发生器24连动地固定在声波发 生器上。例如激励用光源23可以与声波发生器24—体化。因为激励 用光源23可以与声波发生器24连动，所以激励用光源23能自动移动 到适合于测定的位置。另外在本实施形态中，表示了激励用光源23 照射一个光的形态，但是也能产生不同波长M和X2的2个光并照射频 率相同并且彼此反相的强度调制光。如实施形态1~实施形态4中说 明的那样，作为强度调制光1，使用频率相同并且相互反相的不同波 长的2个强度调制光，能除去光声信号受到的来自水的影响。图34所示的声波发生器24产生超声波即声波2并输出。声波发 生器24产生的超声波的频率是产生由生物体被检查部97产生的光声 信号3的频率。例如可以是产生频率为200kHz的声波的频率。
另外，声波发生器24输出的声波2的频率和/或强度优选是可变 的。如果输出的声波2的频率可变，就能从声波发生器24输出因生物 体被检查部97变化而产生了频率变化的光声信号3的频率。此外，如 果输出的声波2的强度可变，就能按照由声波检测器25检测的声波2 的强度来增减从声波发生器24输出的声波2的强度，所以即使由声波 检测器25检测到的强度小时，也能比较检测到的强度。
图35是表示声波发生器24以及声波检测器25的 一例的示意图， (a)是外观图，(b)是声波发生器的俯视图，(c)是声波发生器的 立体图，(d)是声波发生器的仰视图。在(a)中，表示了由配置有 声耦合构件28的声波发生器24和配置有声耦合构件28的声波检测器 25夹着生物体被检查部97的样子。还可以如(b ) 、 ( c )以及(d ) 所示，在声波发生器24的一部分上设置强度调制光透过的透过窗29。 透过窗29可以是贯通的孔。此外，可以在与生物体被检查部97接触 的面上配置对强度调制光透明的构件。透明的构件可以是声耦合构件 28。通过设置透过窗29，可以在激励用光源和生物体被检查部97之 间配置声波发生器24，从声波发生器24上对生物体被检查部97照射 强度调制光。据此，对与适合于测定的输出声波的位置相同的位置照 射强度调制光，所以能对生物体被检查部97照射强度调制光，从而使 光声信号在由声波确定了的适合于测定的传送路线中传播。
图34所示的声波检测器25是检测超声波的声波2和光声信号3 的装置。包含检测光声信号3并把与声波2以及光声信号3的声压成 比例的电信号作为输出信号4输出的装置。声波检测器25例如能列举 出晶体传声器、陶瓷传声器、陶瓷超声波传感器等使用压电效应和/ 或电致伸缩效应的元件、动态传声器、带状传声器等使用电磁感应的 元件、电容传声器等使用静电效应的元件、磁致伸缩振子等使用磁致 伸缩的元件。具有压电效应的元件能列举出包含PZT或PVDF (聚偏1, 1 二氟乙烯)等的结晶的元件。声波检测器25可以使用内置FET(场 效应晶体管)放大器的PZT。
图34所示的声耦合构件28是与生物体被检查部97的声阻抗大 致相等的构件。例如，有橡胶、树脂等有柔软性的固体、液体、溶胶 或凝胶。优选在所述声波发生器24或声波检测器25的至少任意一个 的与生物体被检查部97接触的面上配置，通过配置声耦合构件28， 能减轻与生物体被检查部接触的面上的反射/散射。
图34所示的驱动部27是使声波发生器24或声波检测器25的至 少任意一个的位置可变的装置。例如，激励用光源23和声波发生器 24由结构体固定为使激励用光源23的光轴和声波发生器24的透过窗 29 —致，使两者一边保持彼此的位置， 一边在生物体被检查部97的 周围旋转。也可以是可在这样的圆周上移动的结构。所述圆周的距离 可以是可变的。此外，可以是在与生物体被检查部97接触的面上移动。 此外，也可以是在三维方向移动的。须指出的是，在图34中，省略了 驱动部27的具体驱动才几构。
驱动部27可以是声波检测器25固定而声波发生器24可移动的 结构。此外，也可以是声波发生器24固定而声波检测器25可移动的 结构。此外，也可以是声波发生器24和声波检测器25都可移动的结 构。驱动部27可以是激励用光源23可移动的结构。此外，还可以使 激励用光源23与声波发生器24连动地移动的结构。由于激励用光源 23与声波发生器24连动，所以能把激励用光源23自动移动到适合于 测定的位置。另外，驱动部27也可以根据来自控制部26的指示工作。
通过设置驱动部27，用驱动部27使声波发生器24移动，使用声 波2检查生物体被检查部97内每个部位的散射体的影响。据此，能推 测光声信号3的传播路线上的光声信号3的透过性。通过使激励用光 源23与声波发生器24连动移动，从而改变对生物体被检查部97的强 度调制光的照射角或照射位置的至少任意一个，并进行监视以使每次 到达声波检测器25的来自声波发生器24的声波2变为特定的值，按 各传播路线检测反射/散射的散射体对光声信号带来的影响，用检测出的最佳配置检测光声信号。
图34所示的控制部26控制驱动部27,以使由声波检测器25检 测的声波2的强度变为特定的值。例如，从由声波检测器25输出并且 具有与声波2的声压成比例的信号强度的输出信号4的信号强度来判 断声波2的强度变为特定的值的位置，把控制信号5对驱动部27输出。 特定的值例如是由声波检测器25检测出的声波2中最大的值。通过釆 用最大的值，能用反射/散射最少的配置来检测光声信号3。此外，特 定的值可以是预先确定的值。如果通过采用预先确定的值，输出一定 强度的声波2，扫描传播路线以用预先确定的强度检测声波2，并在该 传播路线检测光声信号3,就能检测出反射/散射的影响大致相等的光 声信号3。据此，可以使在检测的最佳位置的光声信号的检测自动化。
信号强度的比较能使用例如比较2个以上的信号强度的比较电 路。比较的输出信号4可以是使用平滑化电路变换为直流信号的电信 号。还可以使用比较连续检测的2个信号强度，向信号强度更大的方 向移动的微小振动法来控制驱动部。
另外，，控制信号5可以是使激励用光源23、声波检测器25中 的任意一个移动的信号。当激励用光源23和声波发生器24 —体化时， 控制信号5可以使声波发生器24移动。此外，还可以是使激励用光源 23、声波发生器24、声波检测器25移动的信号。通过控制驱动部27 以使由声波检测器25检测的声波2的强度变为特定的值，能自动地在 最佳的传播路线检测光声信号3。
使用图34说明血液成分浓度测定装置的动作。首先，在把手指 等生物体被检查部97插入到声波发生器24、声波检测器25之间后， 由驱动部27使声波发生器24、声波检测器25与生物体被检查部97 接触。接着，从声波发生器24产生声波2并输出。输出的声波2透过 配置在声波发生器24上的声耦合构件28、生物体被检查部97、和配 置在声波检测器25上的声耦合构件28，由声波检测器25检测。检测 到的声波2作为与声压成比例的电信号，由声波检测器25中包含的相 位检波放大器(未图示)进行信号的累计、平均化处理，并输出输出信号4。控制部26取得该输出信号4作为由驱动部27设定的第一状 态的参考信号。接着用控制部26设定由驱动部27所改变的对生物体 被检查部97的输出位置的第二状态，进行与第一状态同样的测定。这 样，控制部26取得每个输出位置的参考信号。当检出了规定次数或范 围的声波2时，停止声波发生器24的动作。
控制部26在每次检测参照信号时比较强度，确定取得特定值的 强度的位置。这里，特定的值为由声波检测器25检测出的声波2中最 大的值。控制部26对驱动部27输出可以在取得特定值的强度的位置 进行检测的控制信号5。驱动部27使激励用光源23、声波发生器24 和声波检测器25移动到能在取得特定值的强度的位置进行检测的位 置。激励用光源23从移动了的位置照射强度调制光1。强度调制光l 透过透过窗29，对生物体被检查部97照射。声波检测器25检测由生 物体被检查部97中产生的光声信号3。检测出的光声信号3与所述的 声波2同样从声波检测器25作为输出信号4输出。须指出的是，驱动 部27也可以使对生物体被检查部97的输出角度可变而不改变从声波 发生器24输出的声波2的输出位置。通过所述的动作检测光声信号3， 能在反射/散射的影响最少的配置检测光声信号3。
使用图34说明本血液成分浓度测定装置的其他动作。首先，在 声波发生器24和声波检测器25之间插入手指等生物体被检查部97 后，由驱动部27使声波发生器24、声波检测器25与生物体被检查部 97接触。接着，从声波发生器24产生声波2。声波2透过配置在声波 发生器24上的声耦合构件28、生物体被检查部97、和配置在声波检 测器25上的声耦合构件28,由声波检测器25检测。检测到的声波2 作为与声压成比例的电信号，由声波检测器25中包含的相位检波放大 器(未图示)进行信号的累计、平均化处理，并输出输出信号4。控 制部26取得该输出信号4作为由驱动部27设定的第一状态的参考信 号。
接着停止声波发生器24的动作，把从激励用光源23照射并透过 透过窗29的强度调制光1对生物体被检查部97照射。由声波检测器25检测出的光声信号3与所述的声波2同样从声波检测器25作为输 出信号4输出。来自光声信号3的输出信号4成为第一状态下的实际 信号。这里，在声波发生器24和声波检测器25对生物体被检查部97 的设定结束后的参照信号和实际信号的取得是在瞬间电子地进行的， 所以几乎不发生因身体移动引起的生物体被检查部97的位置变化。
用控制部26设定由驱动部27改变的对生物体被检查部97的照 射角度、照射位置的第二状态，进行与第一状态同样的测定。须指出 的是，虽然只表示了第一和第二状态，但是可以用3以上的状态进行 所述测定。这样逐次测定，能把参照信号变为特定的值的状态所对应 的实际信号作为测定值来利用。这里，特定的值也可以是测定前预先 确定的值。通过把检测到预先确定的信号强度的声波2的状态所对应 的实际信号作为测定值利用，能检测反射/散射的影响几乎相等的光声 信号3。因此，能测定排除了随着血液成分浓度测定装置的配置变化 的许多参数的影响的血液成分浓度。
本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法按顺序包含声波 发生器24从2处以上的不同位置对作为被检测体的生物体被检查部 97输出声波2，作为声波检测部件的声波检测器25检测透过生物体被 检查部97的声波2的强度变为特定值的位置的最佳位置检测步骤；作 为光发生部件、光调制部件以及光照射部件的激励用光源23从声波2 的强度变为特定值的位置把以一定频率进行了强度调制的强度调制光 对生物体被检查部97入射，声波检测器25检测从生物体被检查部97 发射的光声信号3的光声信号检测步骤。
在使声波2的传播路线变化，对每个传播路线检测反射/散射的 散射体对光声信号带来的影响后，把强度调制光1对生物体被检查部 97照射并检测光声信号3,以使光声信号3在由声波检测器25检测的 声波2的强度变为特定值的路线上传播。据此，能在最佳的配置检测 光声信号。
在所述最佳位置检测步骤中，优选声波发生器24对生物体被检 查部97的表面输出声波2。据此，能高效地把产生的声波2向生物体被检查部97传递。
在所述光声信号检测步骤中，激励用光源23优选通过设置在声 波发生器24的一部分上的对于强度调制光1透明的透过窗照射生物体 被检查部97。激励用光源23能从声波发生器24之上对生物体被检查 部97照射强度调制光1。据此，能从与检测到最佳的声波2的、声波 发生器24的位置大致相同的位置对生物体被检查部97照射强度调制 光l。
此外，在所述光照射步骤中，如上所述，激励用光源23优选产 生不同波长M、 ^的2个光，并把波长^、 ^的光分别调制为频率相 同并且彼此反相的强度调制光1并照射。
在所述最佳位置检测步骤中，声波发生器24输出与强度调制光1 的频率大致相等频率的声波2。可以用与检测的光声信号3的频率相 等的声波2检测散射体，所以能更正确地检查散射体对光声信号3带 来的影响。
在所述最佳位置检测步骤中，声波发生器24优选按照由声波检 测器25检测的声波2的强度来增减输出的声波2的强度。由于可以按 照由声波检测器25检测的声波2的强度来增减从声波发生器24输出 的声波2的强度，所以即使由声波检测器25检测的强度小时，也能比 较检测的强度。
在所述最佳位置检测步骤中，优选以压力可控制的按压力把声波 发生器24和声波检测器25按压在生物体被检查部97上，并检测声波 2。由于声波发生器24和声波检测器25按压生物体被检查部97的压 力可变，所以能把声波发生器24和声波检测器25与生物体被检查部 97接触的压力保持为给定的压力。据此，能减轻按压生物体被检查部 97的压力的影响。
须指出的是，图34所示的血液成分浓度测定装置的电路图可以 包含以压力可控制的按压力把所述声波发生器和所述声波检测器按压 在生物体被检查部上的按压部件(未图示)。按压部件例如可以使用 把所述声波发生器和所述声波检测器固定在两端的"3"字形的臂。臂可以使所述声波发生器和所述声波检测器的距离可变，并使声波发生 器和声波检测器按压生物体被检查部的压力可变。据此，能把声波发 生器和声波检测器与生物体被检查部接触的压力保持为规定的压力。
此外，生物体被检查部97在图34中为人体的手指，但是也可以 是动物、鸟或者果实或蔬菜等植物中的任意被测定物。被测定物包含 流体流动的管子、或内置液体、溶胶或凝胶的瓶子或罐等容器。例如 如果被测定物是果实，就能非侵袭地测定果实的糖度。
如上所述，本实施形态的血液成分浓度测定装置通过检测光声信 号的发生源和声波检测器的位置关系变为最佳的配置，能以受骨头等 散射体的影响小的最佳配置检测光声信号，来测定血液成分浓度。通 过以检测的声波的信号强度变为预先确定的值的配置检测光声信号， 能测定排除了随着血液成分浓度测定装置的配置变化的许多参数的影 响的血液成分浓度。 (实施例)
这里，说明实施形态5的具体的实施例。 (实施例1)
参照图36说明本发明的血液成分浓度测定装置的实施例。图36 是本实施例的血液成分浓度测定装置的电路图。声波发生器404连接 在振荡器403上。在声波发生器404上设置有其尺寸足以从被检测体 405的上部照射强度调制光1的孔410作为出射窗。声波发生器404 根据振荡器403的振荡频率产生声波2。声波2通过被检测体405，经 过声耦合构件406，由声波检测器407检测并变换为与声压成比例的 输出信号4。输出信号4的波形由相位检波放大器408观测，并向输 出端子409输出。该相位检波放大器408由与振荡器403的频率同步 的信号触发，输出信号4由相位检波放大器408累计、平均来测定。 一边改变声波检测器407的配置、与被检测体405的按压压力， 一边 进行从声波发生器404产生的声波2的检测。逐次测定这样检测的声 波2的信号强度，把声波检测器407固定在信号强度成为特定值的位 置。实现各元件避开了生物体内的反射/散射的影响的最佳配置。而振荡器403还与驱动电源402连接。驱动电源402对半导体激 光器元件401供给根据振荡器403的振荡频率的矩形的激励电流。
在进行了各元件的配置的校正后，对半导体激光器元件401以振 荡器403的频率进行强度调制以产生强度调制光1。强度调制光1从 在声波发生器404的中心开的孔410照射被检测体405。强度调制光1 使被检测体405内产生光声信号3。光声信号3经过声耦合构件406 由声波检测器407检测，变换为与声压成比例的输出信号4。输出信 号4的波形由相位检波放大器408观测。相位检波放大器408由与振 荡器403的频率同步的信号触发，与声压成比例的输出信号4可以由 相位检波放大器408累计、平均来测定。测定的信号从输出端子409 向外部输出。
在所述的结构中，声波发生器404的直径为30mm左右，在中心 具有半径为10mm的孔。声波发生器隔着超声波凝胶与被检测体405 紧贴。产生的声波2是200kHz，由振荡器403控制。
声波检测器407是内置FET (场效应晶体管)放大器的频率平坦 型电致伸缩元件(PZT)，此外，声耦合构件406是超声波凝胶。在 所述的结构中，在时间常数设定为0.1秒的相位检波放大器408的输 出端子409取得了 Vr-l 15mV的信号强度作为与声波2对应的输出 信号4。因此，作为最佳的位置，固定在检测到Vr=15mV的位置。
而半导体激光器元件401的波长被设定为1608nm。该波长与葡 萄糖的吸收波长对应。把强度调制光1进行强度调制的调制频率设定 为200kHz，输出为5.0mW。
对被检测体405照射的光的束径设定为2.7mm,从而使从光束照 射的被检测体405的位置到声波检测器407的距离为10mm，菲涅耳 数变为0.1。
在所述的状态下，半导体激光器元件401的输出光对皮肤的照射 强度为0.22mW/mm2，是低于最大允许值2倍以上的安全水平。也可 以在配置被检测体405的位置设置遮光革(未图示)，从而在测定中 或未放置被检测体405时，从声耦合构件406反射或散射的光不泄漏
128到外部。
声波检测器407是内置FET (场效应晶体管)放大器的频率平坦 型电致伸缩元件(PZT)，此外，对声耦合构件406使用超声波凝胶。 在所述的结构中，在只照射半导体激光器元件401输出的强度调制光 1时，在时间常数设定为0.1秒的相位检波放大器408的输出端子409 取得了 Vr=20nV的信号强度作为与光声信号3对应的输出信号4。
在如上所述进行光声测定之前，把由声波发生器404产生的声波 2作为参考信号使用来进行配置的校正，然后测定由半导体激光器元 件401产生的与光声信号3的声压成比例的输出信号4，进行与被检 测体405内的葡萄糖的吸收对应的光声信号3的测定。 (实施例2 )
参照图36进行说明。声波发生器与振荡器连接。在声波发生器 404，在中心设有其尺寸足以从被检测体405的上部照射强度调制光1 的孔。
声波发生器404伴随着振荡器403的振荡频率，产生声波2。声 波2通过被检测体405，经过声耦合构件406,由声波检测器407检测， 变换为与声压成比例的输出信号4。输出信号4的波形由相位检波放 大器408累计、平均来测定信号。这里， 一边改变声波检测器407的 配置、与被检测体405的按压压力， 一边进行从声波发生器404产生 的声波2的检测。这样逐次测定检测输出强度，把声波检测器407固 定在强度成为特定值的位置。实现各元件避开了生物体内的反射/散射 的影响的最佳配置。
而振荡器403还与驱动电源402连接。驱动电源402对半导体激 光器元件401供给矩形的激励电流。
在进行了各元件的配置的校正后，对半导体激光器元件401以振 荡器403的频率进行强度调制，产生强度调制光l。强度调制光l从 声波发生器404的中心开的孔410照射被检测体405。强度调制光1 使被检测体405内产生光声信号3。光声信号3经过声耦合构件406 由声波检测器407检测，变换为与声压成比例的输出信号4。输出信号4的波形由相位检波放大器408观测。相位检波放大器408由与振 荡器403的频率同步的信号触发，与声压成比例的输出信号4由相位 检波放大器408累计、平均来测定。测定的输出信号4从输出端子409 向外部输出。
在所述的结构中，声波发生器404直径为30mm左右，在中心具 有半径为10mm的孔410。声波发生器404隔着超声波凝胶与被检测 体405紧贴。产生的声波2是200kHz,由振荡器403控制。
声波检测器407是内置FET (场效应晶体管)放大器的频率平坦 型电致伸缩元件(PZT)，此外，声耦合构件406使用超声波凝胶。 在所述的结构中，在时间常数设定为0.1秒的相位检波放大器408的 输出端子409取得了 Vr-l 15mV的信号强度作为与声波2对应的输 出信号4。因此，作为最佳的位置，固定在检测到Vr=15mV的位置。
半导体激光器元件401的波长设定为1608nm。该波长与葡萄糖 的吸收波长对应。把强度调制频率设定为200kHz，输出为5.0mW。
对被检测体405照射的强度调制光1的束径被设定为2.7mm，从 而以使从被光束照射的被检测体405的位置到声波检测器407的距离 为10mm，菲涅耳数变为0.1。
在所述的状态下，半导体激光器元件401的输出光对皮肤的照射 强度为0.22mW/mm2，是低于最大允许值2倍以上的安全水平。也可 以在配置被检测体405设置遮光罩(未图示)，从而在测定中或未放 置被检测体405时，从声耦合构件406反射或散射的光不泄漏到外部。
声波检测器407是内置FET (场效应晶体管)放大器的频率平坦 型电致伸缩元件(PZT),此外，对声耦合构件406使用超声波凝胶。 在所述的结构中，在只照射半导体激光器元件401输出的强度调制光 1时，在时间常数设定为0.1秒的相位检波放大器408的输出端子409 取得了 Vr=20nV的信号强度作为与光声信号3对应的输出信号4。
在进行了所述的测定之后，将测定装置拆下一次，并再次进行同 样的测定。首先， 一边改变声波检测器407的配置、与被检测体405 的按压压力， 一边进行从声波发生器404产生的声波2的检测。在时
130间常数设定为0.1秒的相位检波放大器408的输出端子409取得了 Vr=l~15mV的信号强度作为与声波2对应的输出信号4。因此，作 为最佳的位置，固定在检测到Vr=15mV的位置。
接着在所述的固定的位置，由相位检波放大器408测定由半导体 激光器元件401产生的光声信号3，从而得到Vr=20nV的信号强度。
如上所述，通过当再次进行测定时，把由声波发生器404产生的 声波2作为参考信号使用来进行配置的校正，从而对于光声信号3的 测定，可以再现性好地进行测定。 (实施形态6)
本实施形态的血液成分浓度测定装置包括产生不同波长的2个光
的光发生部件；由频率相同、相位相反的信号把所述不同波长的2个 光进行电强度调制的光调制部件；把所述强度调制了的不同波长的2 个光合波为l个光束，向生物体照射的光照射部件；检测由所述照射 的光在生物体内产生的声波的声波检测部件；至少搭栽所述光照射部 件以及所述声波检测部件，具有包围生物体的一部分安装的环状部分 的装饰部件；其特征在于所述光照射部件以及所述声波检测部件分
实施形态的装饰部件能在所述的实施形态1、实施形态2、实施形态3、 实施形态4、实施形态5中应用。
特别地，在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述光发生 部件把一个光的波长设定为血液成分呈现特征吸收的波长，把另一个 光的波长设定为水呈现与对所述一个光的波长的吸收相等的波长是有 效的。
参照图37，说明本实施形态的血液成分浓度测定装置的测定部分 的基本结构。图37表示本实施形态的所述血液成分浓度测定装置的测 定部分的基本结构。这里，图37中未表示与后面描述的安装有关的部 分、以及电源等可由通常的技术实现的部分。
在图37中，作为光发生部件的一部分的第一电源101通过作为 光调制部件的一部分的驱动电路104，与作为光调制部件一部分的振荡器103同步地进行强度调制。
而作为光发生部件的一部分的第二光源105通过作为光调制部件 的一部分的驱动电路108，同样与所述振荡器103同步地进行强度调 制。而振荡器103的输出经过作为光调制部件的一部分的180°移相器 107对驱动电路108供电，其结果，第二光源105通过对于所述第一 光源101变化了 180。相位的信号而被强度调制。
这里，把图37所示的第一光源101和第二光源105各自的波长 中的一个光的波长设定为血液成分呈现特征吸收的波长，把另一个光 的波长设定为水呈现与对所述一个光的波长的吸收相等的波长。
这里，作为一例，在作为测定对象的血液成分为葡萄糖即血糖值 的测定的情况下，把第一光源101的波长^设定为1608nm，把第二 光源105的波长M设定为1381nm是有效的。在长波长的波长带的情 况下，把第一光源101的波长U殳定为2126nm，把第二光源105的 波长M设定为1837nm或2294nm也是有效的。图7表示第一光源101 的波长、和第二光源105的波长^的关系。
第一光源101和第二光源105分别输出不同波长的光，分别输出 的光由作为光照射部件的合波器109合波，作为一个光束对生物体被 检查部110照射。由照射的第一光源101和第二光源105分别输出的 光在生物体被检查部110内产生的声波即光声信号由作为声波检测部 件的一部分的超声波检测器113检测，变换为与光声信号的声压成比 例的电信号。所述电信号由与所述振荡器103同步的作为声波检测部 件的一部分的相位检波放大器114同步检波，向输出端子115输出与 声压成比例的电信号。
这里，对输出端子115输出的信号的强度与第一光源101和第二 光源105分别输出的光由生物体被检查部110内的成分吸收的量成比 例，所以所述信号的强度与生物体被检查部110内的成分的量成比例。 因此，血液成分浓度计算部件(未图示)根据对输出端子115输出的 所述信号的强度的测定值计算生物体被检查部110内的血液中的测定 对象的成分量。本实施形态的血液成分浓度测定装置用同 一周期即同 一频率的
信号把第一光源101和第二光源105输出的不同波长的2个光进行强 度调制，所以具有不受超声波检测器113的频率特性的不均一性的影 响的特点，该点是比已经存在的技术优异的点。
在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述光调制部件作为
调;部件是有效的。 '乂' 、- 5 ' '
如上所述，通过用与关于生物体内产生的声波的检测的共鸣频率 相同的频率来调制不同波长的2个光，能以高灵敏度检测生物体内产 生的声波。
以下说明通过在本实施形态的血液成分浓度测定装置中使用提 供相等的吸收系数的多个波长的光来测定，能解决在现有的技术中成 为问题的光声信号的测定值中存在的非线性的吸收系数依存性。
当对于波长^和12的各光的背景的吸收系数a/" 、 a2(b)以及作 为测定对象的血液成分的摩尔吸收a/G)、 a2(n)已知时，包含各波长 的光声信号的测定值St和s2的连立方程式由所述表达式1表示。
解表达式l，求出未知的血液成分浓度M。这里，C是变化而难 以控制或预测的系数，即依存于声的耦合状态、超声波检测器的灵敏 度、所述照射装置和所述声检测装置之间的距离(以下定义为r)、 比热、热膨胀系数、音速、调制频率、甚至吸收系数的未知乘数。
如果在表达式l的第l行和第2行的C中产生差异，则它应该是 与照射光有关的量即基于吸收系数的差异。这里，如果使表达式l的 各行的括弧中即吸收系数变为彼此相等地来选择波长^和波长12的组 合，则吸收系数变为相等，第1行和第2行的C相等。可是，如果严 格进行它，波长^和波长12的组合依存于未知的血液成分浓度M, 所以不便。
这里，表达式1的吸收系数(各行的括弧中)中占的比率中，背景 (cxi(b)、 i=l、 2)显著大于包含血液成分浓度M的项(Mai"))。因 此，如果代替使各行的吸收系数正确地相等而使背景、ai(b)的吸收系数相等就足够了。即，选择不同的波长^和波长^的2个光，以使各 自的背景的吸收系数a/b)、 (X2(b)彼此相等。如果能使第l行和笫2
行的C相等，则把它作为未知常数消去，测定对象的血液成分浓度M 由表达式4表示。在表达式4的后段的变形中使用了—的82性质。
这里，如果观察表达式4，则在分母中出现了波长^和波长12 的测定对象的血液成分的吸收系数的差。该差大的时候光声信号的差 信号SrS2大，测定变得容易。为了使该差最大，把测定对象的成分的 吸收系数a/n)变为极大的波长选择为波长M，并且把波长^选择为a2 (())=0即测定对象的成分不表现吸收特性的波长。这里，根据以前的 条件，第二波长人2必须为a2(b)=ai(b)，即背景的吸收系数必须等于 第一波长M的吸收系数。
在表达式4中，光声信号^以与光声信号S2的差SrS2的形式出
现。现在，如果作为测定对象的成分，以葡萄糖为例，则如上所述， 在2个光声信号Sl和光声信号s2的强度上只存在0.1%以下的差异。 可是，如果在表达式4的分母的光声信号82中存在5%左右的精
度，就足够了。因此，与逐次分别测定2个光声信号S!和光声信号S2 相比，测定它们的差S^S2，把该测定值除以光声信号S2时非常容易保
持精度。因此，本实施形态的血液成分浓度测定装置中，把2个波长
h和波长x2的光彼此反相地进行强度调制并照射，测定在生物体内光
声信号81和光声信号S2相互叠加产生的光声信号的差信号Sl- S2。
如上所述，在测定血液成分浓度时，与使用不同的特定波长的2 个光，分别测定所述不同的特定波长的2个光在生物体内产生的光声 信号相比，测定所述光声信号的差信号，进而使给定的一个光声信号 为零而测定另一方光声信号，并由表达式4计算，能容易地测定血液 成分浓度。
下面说明本实施形态的血液成分浓度测定装置的安装构造。图38 表示本实施形态的血液成分浓度测定装置的装饰部件的结构。在图38 所示的作为装饰部件的装饰部130中，在具有包围着作为被检测体的 生物体131的环状形状的环状支撑体132的内侧至少安装有作为光照射部件的光照射部133和作为声波检测部件的超声波检测部135。在 图38中，光照射部133和超声波检测部135安装在环状支撑体132 内侧的与生物体131接触的面上，光照射部133的光照射部分和超声 波检测部135的超声波接收部分夹着生物体131安装在相对置的位置。
所述的构造的装饰部130具有可靠地保持生物体131，把生物体 131的移动和形状变化限于最小限度的效果，把光照射部133和超声 波检测部135之间的厚度保持一定，并且抑制超声波检测部135的周 边的生物体131的形状变化，减少来自超声波检测部135的周边的生 物体131的超声波的反射的变化，所以能正确地测定血液成分浓度。
如上所述，通过把光照射部133和超声波检测部135配置在装饰 部130的环状部分的大致相对置的位置，能由超声波检测部135高效 地检测由光照射部133照射的光在生物体131内产生的超声波。
在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，优选在包含所述声波
的部分的跨至少半周的部分上配置具有近似于该生物体的声阻抗的緩 冲材料的层。本实施形态的血液成分浓度测定装置的装饰部件的结构 如图39所示，在包含超声波检测部135的配置部位的装饰部130的环 状部分内侧的与生物体接触的部分的跨至少半周的部分上配置具有近 似于该生物体的声阻抗的緩冲材料136的层。
这里，当假设声波入射具有Zi和Z2的声阻抗的媒质的界面时，
一般入射的声波划分为透过波和反射波来传播。后者的声压对于入射 波的声压的比率称作压力反射率，当声波垂直入射界面时，已知由表 达式4表示。
由于生物体131的声阻抗Z!已知。近似于水，所以是1.48Mrays (1 Mrays=106kg/m2.s )。而生物体131的表面通常接触的空气的声阻 抗为4.08x104 Mrays，对于生物体131相差超过3个数量级。结果， 在生物体131的表面，当声波垂直入射时，压力反射率超过99.9%， 而斜着入射时的反射率更大。
使用具有近似于生物体131的声阻抗的緩沖材料136来取得声音匹配，能减少这样的反射。在对生物体131无害、也可用于体内嵌入 类型的医疗器具中的硅胶时，其典型的声阻抗为1.24MR,通过把硅 胶作为緩沖材料136使用，能把与生物体131的界面上的压力反射率 减小到9°/。左右。
此外，在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，照射波长lpm 以上的光，但是这时，为了占生物体131的大部分的水呈现强的吸收， 在由来自光照射部133的光所照射的部分的生物体131的正下方的皮 肤附近局部形成音源，产生的超声波能视为球面波。
如后所述，由于照射部133照射的光的束径扩大到直径5mm而 照射，所以由照射光形成的音源呈现圆盘状，该圆盘的厚度由生物体 131的吸收长度of1决定，在上述的波长约1.6pm的光照射中为约 1.6mm，在波长约2.1nm的光照射中为约0.4mm。
因为音源呈现这样薄的圆盘上，所以产生的超声波中产生指向 性，生物体131中产生的超声波向超声波检测部135的方向集中传播。 因此，将緩冲材料136设置在包含超声波检测部135的配置部位的装 饰部130的环状部分内侧的与生物体接触的部分的跨至少半周的部分 是有效的。
如上所述，通过在包含超声波检测部135的配置部位的装饰部 130的环状部分内侧的与生物体接触的部分的跨至少半周的部分配置 具有近似于生物体131的声阻抗的緩冲材料136的层，由光照射部133 照射的光在生物体131内产生的超声波中直接到达超声波检测部135 的部分由超声波检测部135高效地检测，并且能减少由生物体131内 产生的超声波在生物体131和装饰部130的环状支撑体132的内侧的 界面多重反射后而被超声波检测部135接收而成为噪声的超声波的 量，从而能更正确地测定血液成分浓度。
在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，可以在所述緩冲材料 的层和所述装饰部件的环状部分内侧的面之间填充吸音材料。本实施 形态的血液成分浓度测定装置的所述装饰部件的结构如图40所示，在 緩冲材料136和装饰部130的环状部分的环状支撑体132的内侧的面之间填充吸音材料137。这里，吸音材料137使用良好吸收超声波的 材料。例如使用硅胶作为緩沖材料136时，考虑假设不填充吸音材料 137时，在緩沖材料136中前进的超声波如果到达由金属制作的环状 支撑体132，硅胶和金属之间就呈现约60%的压力反射率，所以超声 波由环状支撑体132的表面反射，在緩冲材料136的硅胶中逆行，再 次到达生物体131。
作为用于防止上述反射的吸音材料137，使用在环氧树脂中包含 金属氧化物粉末(氧化钛或氧化钨)的材料是有效的。
如上所述，通过在緩冲材料136和装饰部130的环状部分的环状 支撑体132的内侧的面之间填充吸音材料137，能减少由光照射部133 照射的光在生物体131内产生的超声波由緩冲材料136和环状支撑体 132的界面反射后、被超声波检测部135接收而成为噪声的超声波的 量，从而能更正地确测定血液成分浓度。
在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述光发生部件可以 是由多个半导体激光元件产生不同波长的2个光的所述光发生部件。
如上所述，所迷光发生部件由多个半导体激光元件产生不同波长 的2个光，从而本实施形态的血液成分浓度测定装置能实现装置的大 幅度小型化、轻型化。
在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述光照射部件优选 具有扩大所述光发生部件产生的光的束径的束径扩大器。
如上所述，所迷光照射部件具有把所述光发生部件产生的光的束 径扩大的束径扩大器，从而把对所述生物体照射的光束扩大，可以对 所述生物体不带来不良影响地照射比较强的光，正确地测定生物体的 血液成分浓度。
此外，在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述装饰部件 是人体的手指上佩带的戒指，并且所述光照射部件配置在所述手指的 手背一侧，所述声波检测部件配置在所述手指的手掌一侧。
如上所述，所述装饰部件是人体的手指上佩带的戒指，并且所述 光照射部件配置在所述手指的手背一侧，所述声波检测部件配置在所述手指的手掌一侧，从而所述声波检测部件容易与所述手指的比较柔 软的皮肤接触，所述声波检测装置能高效地测定所述手指内产生的超 声波，所以能更加正确地测定成分浓度。通过在戒指的内表面安装所 述光照射部件和所述声波检测部件，对日常生活不带来障碍，能简易 而连续地测定该人体的血液成分浓度。
在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述装饰部件是所述 人体的胳膊上佩带的手镯，并且，所述光照射部件配置在手掌一侧， 所述声波检测部件配置在所述手背一侧。
如上所述，所述装饰部件是所述人体的胳膊上佩带的手镯，并且， 所述光照射部件配置在手掌一侧，所述声波检测部件配置在所述手背 一侧，从而所述声波检测部件容易与所述胳膊的比较柔软的皮肤接触， 所述声波检测部件能高效测定所述胳膊内产生的声波，所以能更加正 确地测定成分浓度。在所述手镯的内表面安装所述光照射部件和所述 声波检测部件，对日常生活不带来障碍，能简易而连续地测定该人体 的血液成分浓度。 (实施例)
这里，说明实施形态6的具体实施例。 (实施例1)
图41表示把本实施形态的血液成分浓度测定装置对人体应用， 所述装饰部件为戒指实施的实施例。
图41表示本实施形态的血液成分浓度测定装置的实施例1安装 在手上的状态。在图41中，在作为被检测体的生物体193上佩带的戒 指型的、作为所述装饰部件的装饰部207中内置有所述光照射部件和 所述声波检测部件，在手表型的显示部221内装备有对所述光照射部 件和所述声波检测部件供给电力的电源、把作为所述声波检测部件的 一部分的所述超声波检测器的输出电信号放大的作为所述声波检测部 件的一部分的相位检波放大器和血液成分浓度的检测部件。装饰部 207和显示部221之间由连接电缆210连接。
在显示部221的外侧设置有测定的血液成分浓度的显示器，此外至少装备有一个用于指示测定开始的按钮。手表功能、测定浓度数据 的存储和调用功能、存储的数据向外部设备的通信功能的装备也是有 效的。
所述连接电缆210优选具有伸缩性而不妨碍手的移动，另外优选 沿着手背的手指伸展肌的肌腱之间。装饰部207在图41中佩带在左手 第二指上，但是当然能形成为可以佩带在任意手、任意手指上。
图42是表示从手指取下戒指型的装饰部207的状态的图，表示 手指穿过的戒指的框222中的连接电缆210的设置状况。为了在手指 的肌腱之间保持所述连接电缆210，连接电缆210的装饰部207的引 出部避开戒指的宝石座的顶部而设置。图43表示沿着框222的宽度的 中央即图42中所示的a-a虚线的截面。
在图43的表示装饰部207的截面的图中，在安装时位于手指的 手背一侧(图的上方)的相当于戒指的宝石座的部分设置有作为所述 光发生部件的一部分的光源芯片314以及构成所述光照射部件的出射 窗313、反射镜316、凹面镜317等，而在位于手指的手掌一侧(图的 下方)的部分设置有作为所述声波检测部件的一部分的超声波检测器 305。
超声波检测器305的输出阻抗一般是高阻抗，所以把输出直接由 连接电缆310引导到图41所示的显示部221的做法从噪声的观点上不 是好办法。因此，在超声波检测器305的附近设置变换阻抗的前置放 大器312并与超声波检测器305的输出端子连接，把超声波检测器305 的的输出阻抗变低，前置放大器312的输出信号经过图41所示的连接 电缆210提供给显示部221。
如图43所示，在超声波检测器305的两侧，实施所述超声波的 反射对策。即跨越包含装饰部的内侧面的超声波检测器305的正上方 的大致半周地设置作为緩沖材料306的硅胶，緩冲材料306和框311 之间由吸音材料307填充。
作为所述光发生部件的光源芯片314，可以使用半导体激光器元 件。这是因为半导体激光器不仅小型、长寿命，而且还具有通过把注作为光源芯片314,使用半导体激光器元件时的照射光束315通 常是扩散光束，照射之后的束径比适合于光声法的束径小很多。因此， 有必要把束径扩大后，取得对生物体的照射光304。在本实施例中， 用于扩大束径的光学系统由反射镜316和凹面镜317构成。即对于具 有照射全角46。(数值孔径NA-0.39 )的照射光束315，在离光源芯片 314的照射端面1.2mm的距离设置反射镜316,把照射光束315向上 方的凹面镜317反射。凹面镜317从反射镜316离开4.7mm并保持， 把来自反射镜316的入射光束变换为平行光束，向图下方的出射窗313 方向反射。
在本实施例中，凹面镜317的焦距即曲率半径的1/2设定为等于 从光源芯片314的照射端到反射镜316的光路与从该反射镜316到凹 面镜317的光路的和，所以经过出射窗313取得了具有5,0mm的直径 的照射光304。
出射窗313兼用作对光源芯片314、反射镜316以及凹面镜317 的保护和以高的尺寸精度安装光源芯片314以及反射镜316的底板。 作为出射窗313的材料，要求对于照射光304透明并且难以损伤的性 质，所以在本实施例中，使用了蓝宝石板。
凹面镜317的背侧位于装饰部207中相当于戒指的宝石座的顶的 部分，在作为戒指的装饰品的通常用途中，是担负中心任务的地方。 在本实施例中，凹面镜317的背侧可以用作装饰的目的。
出射窗313和凹面镜317有必要保持相对位置地固定在框311上。 因此，在框311上设置有用于出射窗313和凹面镜317的位置对准的 板墙。框311具有用于电布线的中空部分(布线腔)和用于吸音材料 307和緩冲材料306的粘贴的沟。具有这样的构造的框311可以通过 首饰业的铸模(铸造)手段，与通常的戒指的團同样地制成。
图44表示光源芯片314的安装形态。在本实施例中，使用波长 不同的2个半导体激光器元件。具体而言，是在图44所示的衬底321上用MEMS技术形成的。图44所示的光源芯片314的大致尺寸是 lmmxl，5mmx (厚度)0.6mm，是作为戒指类型的所述装饰部件容易 安装的尺寸。
在图44中，第一半导体激光器318设置在基于氟化聚酰亚胺的 光波导路322的主分支的端面上，激光器振荡光对光波导路322的主 分支输出。而第二半导体激光器319同样设置在基于氟化聚酰亚胺的 光波导路322的侧分支的端面上，激光器振荡光对光波导路322的侧 分支输出。对这2个半导体激光元件通过各自的电极焊盘320供给驱 动电流。
在光波导路322的主分支和侧分支的交点处形成有作为所述光照 射部件的合波器323。合波器323是除去了氟化聚酰亚胺的间隙而制 成的，以便通过多重千涉效应、所谓的标准具(etalon)效应，对于 第一半导体激光器318的振荡波长透明，对于第二半导体激光器319 的振荡波长呈现反射。
通过所述的结构，波长彼此不同的2个半导体激光元件的输出光 被合波并在光波导路322中传播后，从光波导路322的不设置半导体 激光元件的一侧的端面把照射光束315照射。
图45表示戒指型的所述装饰部件的沿图42所示的a-a的剖视图。 在图45中，放大表示了嵌入设置有超声波检测器305的周边。作为超 声波检测器305，能使用PZT或PVDF (聚偏1, l二氟乙烯)等公知 的压电超声波检测元件。可是，PZT的声阻抗高，有必要附加阻抗匹 配层，而PVDF在声阻抗的匹配上有利，但是输出电压即灵敏度低。 在本实施例中，代替PZT或PVDF而使用了由MEMS技术形成的 MEMS型超声波检测元件。
在图45中，超声波检测器305由振动膜324和固定电极325构成。
上述的声音匹配用的緩冲材料306与超声波检测器305中的振动 膜324接触。为了避开这种MEMS型超声波检测器305的固定电极 325—侧的背压，设置了经过设置在固定电极325的背后的框311上的细孔通向大气压的流道。超声波检测器305根据由振动膜324和固 定电极325形成的平板电容(电容器)中的振动膜324的变位引起的 电容变化，来检测超声波。因此，连接在超声波检测器305上的前置 放大器312除了所述的阻抗变换功能外，还附加有对超声波检测器305 的平板电容供给一定电荷的功能。
前置放大器312与用于到达图43所示的连接电缆310的布线的 布线腔326 —起设置在吸音材料307的背后的框311上。这样的结构 是考虑到防止由于前置放大器312和布线腔326而使超声波被反射。
在图41中，关于戒指型的装饰部207和显示部22中分别内置的 元件或电路、它们之间的连接方法，除了本实施例表示的以外，在不 脱离本实施形态的宗旨的范围中，可以有各种方案。例如，可以在所 述连接电缆中包含光纤(为了保持电缆的伸缩性，优选弯曲半径较小 的)，在显示部221设置光源芯片314，作为戒指型的装饰部207的 所述光照射部件只剩下用于光束扩大的光学系统。
而在戒指型的装饰部207中内置电池，能把甚至包含光源的驱动 电源以及相位检波放大器的涉及便携式非侵袭式血液成分浓度测定装 置的全部要素安装在戒指型的装饰部207中。这时，戒指型的装饰部 207和显示部221之间的血液成分浓度测量值的通信不用电缆而通过 无线进行。
(实施例2 )
图46表示把本实施形态的血液成分浓度测定装置对人体应用， 作为佩带在手腕上的手镯型的所述装饰部件实施的结构。
图46表示本实施形态的血液成分浓度测定装置作为手镯型的所 述装饰部件安装在手腕上的状态。在图46所示的所述血液成分浓度测 定装置的手镯型的所述装饰部件向手腕的安装形态中，作为被检测体 的生物体400上佩带的手镯型的显示部419是将实施例1中说明的手 表型的显示部221和戒指型的装饰部207 —体化了的结构。
显示部419是内置有作为声波检测部件的超声波检测器、还内置 有所述光发生部件、所述光调制部件、所述光照射部件的情况，在显示部419的外侧设置有血液成分浓度的测定结果的显示器，此外至少 装备有一个用于指示测定开始的按钮。另外，对显示部419附加的功 能与所述的实施例1同样。
图47是表示手镯型的所述装饰部件从手腕摘下的状态的图，由 围着手腕的显示部419、侧带428以及作为所述光照射部件的光照射 部421构成。手镯型的所述装饰部件具有与通常的手表类似的外观， 但是在安装方法上不同。在通常的手表上一般装备有用于拆装的带扣 的两侧带(在手表中，称作表带)的重叠部分在手镯型的所述装饰部 件上由光照射部421占据。因此，在这样的手镯型的所述装饰部件中， 必须有其他的拆装机构成为必要。
在本实施例中，作为手镯型的所述装饰部件的拆装机构，装备有 由图47所示的插入片429、开口 430、和装卸按钮431构成的类似于 座椅安全带的拆装机构。
在本实施例中，作为声波检测部件的超声波检测器嵌入设置在显 示部419的后盖中。作为所述超声波检测器，与所述的实施例1同样， 能使用PZT、 PVDF或MEMS等超声波检测元件。
在所述超声波检测器、及其两侧的与生物体的接触面上设置有緩 沖材料418，在緩冲材料418的内侧填充有所述吸音材料。
在本实施例中，所述手镯型的所述装饰部件安装为使所述超声波 检测器与手背一侧接触并使光照射部421挨着手掌一侧。其理由是在 手腕的手掌一侧有长掌筋的腱、尺侧皮(正中)静脉等形成的起伏， 在手腕的手掌一侧，难以使所述超声波检测器与皮肤紧贴，难以期待 良好的声耦合。
图48表示光照射部421沿着向侧带428的方向的中央线的截面。 图48是表示图47所示的手镯型的所述装饰部件的光照射部421的截 面的图，在把与所述实施例1同样的作为所述光发生部件一部分的光 源芯片414的照射光束415的束径扩大后，取得对生物体的照射光 417。
在本实施例中，用于束径扩大的光学系统由反射镜416和透镜432构成。即对于具有照射全角46° (数值孔径NA=0.39 )的照射光束 415,在离光源芯片414的照射端2.7mm的距离设置反射镜416，把 照射光束315向透镜432的方向反射。透镜432从反射镜416离开 3.2mm并保持，把来自反射镜416的入射光束变换为平行光束，向图 的上方的出射窗413方向照射。
在本实施例中，透镜432的焦距设定为正好等于从光源芯片414
和，所以经过出射窗413取得具有5.0mm的直径的照射光417。出射 窗413为了保护光照射部421的内部零件而设置，要求具有对照射光 417透明并且难损伤的性质。光源芯片414和反射镜416以高的尺寸 精度安装到光源底板433上。
作为本实施形态的手镯型的所述装饰部件，除了以上的实施例中 表示的之外，在不脱离本实施形态的精神的范围中，当然还可以选择 佩带在上臂的臂环(臂圏)、佩带在脚踝上的脚镯、佩带在脖子上的 项圏(作为后二者，是紧贴性好的形态)实施。
产业上的可利用性
本实施形态的液体成分浓度测定装置以及液体成分浓度测定装 置控制方法能应用于测定液体中的成分浓度的领域，例如果实的糖度 测定。
本实施形态的血液成分浓度测定装置以及血液成分浓度测定装 置控制方法能在日常的健康管理或美容上的检查中使用。此外，不仅 可以用于人体，也可以用于动物生物体的健康管理中。
权利要求
1.一种成分浓度测定装置，其特征在于包括产生光的光发生部件；把该光发生部件产生的光以一定频率进行电强度调制的光调制部件；向被测定物照射由该光调制部件进行了强度调制的强度调制光的光照射部件；输出声波的声波发生器；检测从被照射了所述强度调制光的被测定物发射的声波以及从所述声波发生器透过被测定物的所述声波的声波检测部件。
2. 根据权利要求l所述的成分浓度测定装置，其特征在于 还具有使所述声波发生器或所述声波检测部件的至少任意一个位置可变的驱动部件。
3. 根据权利要求2所述的成分浓度测定装置，其特征在于 还具有控制所述驱动部件以使由所迷声波检测部件检测到的声波强度变为特定的值的控制部件。
4. 根据权利要求l所述的成分浓度测定装置，其特征在于 还具有与调制频率对应地记录所述声波检测部件检测到的声波的记录部件。
5. —种成分浓度测定装置，其特征在于，包括 产生光的光发生部件；把该光发生部件产生的光以一定频率进行电强度调制的光调制部件；向被检测体照射由该光调制部件进行了强度调制的强度调制光 的光照射部件；输出声波的声波发生器；检测从被照射了所述强度调制光的被检测体发射的声波以及从 所述声波发生器透过被检测体的所述声波的声波检测部件。
6. 根据权利要求5所述的成分浓度测定装置，其特征在于 还具有使所述声波发生器或所述声波检测部件的至少任意一个的位置可变的驱动部件。
7. 根据权利要求6所述的成分浓度测定装置，其特征在于还具有控制所述驱动部件以使由所述声波检测部件检测到的声 波强度变为特定的值的控制部件。
8. 根据权利要求5所述的成分浓度测定装置，其特征在于 所述光照射部件固定在所述声波发生器上，以与所述声波发生器连动。
9. 根据权利要求5所述的成分浓度测定装置，其特征在于 还具有用压力可控制的按压力把所述声波发生器和所述声波检测部件按压在所述被检测体上的按压部件。
10. 根据权利要求5所述的成分浓度测定装置，其特征在于 靠近来自所述光照射部件的强度调制光的光束地配置所述声波发生器。
11. 根据权利要求5所述的成分浓度测定装置，其特征在于 在所述声波发生器的一部分上还具有透过所述强度调制光的光束的透过窗。
12. 根据权利要求5所述的成分浓度测定装置，其特征在于 所述声波发生器输出的所述声波的频率和/或强度是可变的。
13. 根据权利要求5所述的成分浓度测定装置，其特征在于 在所述声波发生器和/或所述光照射部件的与所述被检测体接触的面上还具有声阻抗与所述被检测体的大致相等的声耦合构件。
全文摘要
本发明通过跟踪光声信号检测器的灵敏度特性的变化，总以灵敏度高的频率测定，从而提供一种能正确地进行测定的无创伤成分浓度测定装置和成分浓度测定装置控制方法。本发明的成分浓度测定装置，其特征在于包括产生不同波长的2个光的光发生部件；对该不同波长的2个光分别以频率相同、相位相反的信号进行电强度调制的光调制部件；向被检测体照射强度调制了的该不同波长的2个光的光照射部件；检测由照射的光在被检测体内产生的声波的声波检测部件。
文档编号G01N21/17GK101305905SQ20081012541
公开日2008年11月19日 申请日期2005年5月2日 优先权日2004年5月6日
发明者冈部勇一, 田岛卓郎, 长沼和则, 须藤昭一 申请人:日本电信电话株式会社