非侵入测量装置、方法和程序与流程

本发明涉及非侵入测量装置、方法和程序。

背景技术

非专利文献1公开了根据反射率R(ρ)(光入射到体表的一点时在体表处产生的后方散射光的强度)的空间分布来测量血浊度(反映血脂浓度)的原理。发射器-接收器间隔ρ的反射率R(ρ)由数值公式1给出。

[数值公式1]

引用列表

专利文献

专利文献1：第6,241,853号日本专利

非专利文献

非专利文献1：清水孝一，生物组织中的光传播的分析，日本光学杂志，41卷，8号，414-423页，2012年

技术实现要素：

技术问题

然而，上述方法具有以下三个主要问题，这导致血浊度测量的准确度较低。(1)通过上述方法测量的反射率不能测量纯血浊度，这是由于反射不仅包含来自血液的后方散射光，还包含来自除血液外的活体组织的后方散射光。(2)上述方法所基于的非专利文献1中所述的原理源自扩散近似，该原理适用于除血液外的活体组织，但不适用于近似条件不成立的血液。(3)上述方法提供了衰减系数μeff，并且需要吸收系数μa的值来准确地确定代表血浊度的等效散射系数μs'。即，要准确地测量血浊度，还需要同时测量吸收系数μa。

为了解决上述(1)至(3)三点而做出本发明，并且本发明的目的在于实现高度准确地且非侵入的测量。

技术问题的解决方案

根据本发明的非侵入测量装置包括：光辐射器，其将光辐射到受检者上的预定位置；光强度检测器，其设置在受检者的血管上方的位置，并且在与来自光辐射器的光辐射的位置分开预定间隔的位置处，检测从受检者发出的光的第一光强度；光强度检测器，其设置在不高于受检者的血管的位置，并且在与来自光辐射器的光辐射的位置分开预定间隔的位置处，检测从受检者发出的光的第二光强度；和控制单元，其通过使用第一光强度和第二光强度来计算来自血管中的血液的第三光强度。

根据本发明的一种非侵袭测量程序，使装置中的计算机通过使用第一光强度和第二光强度来执行计算来自血管中的血液的第三光强度的处理，该装置包括：光辐射器，其将光辐射到受检者上的预定位置；光强度检测器，其设置在受检者的血管上方，并且在与来自光辐射器的光辐射的位置分开预定间隔离的位置处，检测从受检者发出的光的第一光强度；光强度检测器，其设置在不高于受检者的血管的位置，并且在与来自光辐射器的光辐射的位置分开预定间隔的位置处，检测从受检者发出的光的第二光强度。

根据本发明的非侵入测量方法包括：将光辐射到受检者上的预定位置；在受检者的血管上的、与光辐射的位置分开预定间隔的位置处，检测从受检者发出的光的第一光强度；在未在受检者的血管上、与光辐射的位置分开预定间隔的位置处，检测从受检者发出的光的第二光强度；和通过使用第一光强度和第二光强度来计算来自血管中的血液的第三光强度。

附图说明

[图1]示出了根据实施例的非侵入测量装置的构造。

[图2]示出了光强度检测器的布置。

[图3]示出了光被血中脂质散射。

[图4]是控制单元的框图。

[图5]绘制了数值公式5与发射器-接收器间隔ρ的关系图。

[图6]是根据实施例的非侵入测量的流程图。

具体实施方式

下面，将参考附图详细描述根据实施例的非侵入测量装置、程序和方法。

图1示出了根据实施例的非侵入测量装置的构造。图1未示出第二光强度检测器32a至32f在其中排列成一排的第二光强度检测器组32。

如图1所示，非侵入测量装置1包括光辐射器2、光强度检测器3和控制单元4。在附图中，附图标记A代表活体，并且附图标记B代表活体中的血管。

光辐射器2包括光源，光源从活体外侧的点向活体内部的点将光辐射在活体的预定部位上的预定辐射位置21。在要辐射的光的波长和辐射强度方面，光辐射器2可以由控制单元4控制。

实施例中的光辐射器2可以任意调整时间长度，例如，连续辐射光或以脉冲光的形式辐射光。

光辐射器2可以由具有固定波长的光源形成。光辐射器2可以是多个光源的组合，多个光源输出具有不同波长的光束或者可以输出具有多个波长的光束的混合。光辐射器2例如是荧光灯、LED、激光器、白炽灯、HID或卤素灯。来自光辐射器2的光的照度可以由控制单元4控制。

在实施例中，光辐射器2是LED(发光二极管)。实施例中的光辐射器2辐射具有第一波长(λ1)的光和具有不同于第一波长的第二波长(λ2)的光。光辐射器21的数量可以是一个，或者多个光辐射器21可以例如形成第一光强度检测器组31和第二光强度检测器组32，这将在后面进行描述。

图2示出了光强度检测器3的布置。图中的虚线表示活体A中的血管B。如图2所示，光强度检测器3包括以十字形的形式布置在活体的表面上(在皮肤上)的检测器。光强度检测器3接收从活体向活体外侧的空间发出的光并检测光的光强度。光强度检测器3可以由光电二极管、CCD或CMOS装置形成。

光强度检测器3包括第一光强度检测器组31和第二光强度检测器组32，在第一光强度检测器组中，第一光强度检测器31a至31f位于活体A中的血管B上方的活体表面，并在沿血管的方向上排列成一排，在第二光强度检测器组中，第二光强度检测器32a至32f在与第一光强度检测器组31垂直的方向上(即，在远离血管的位置)排列成一排。

第一光强度检测器31a至31f设置在距光辐射器2的光辐射到的辐射位置21的中心的不同的距离处。在实施例中，如图1所示，第一光强度检测器31a至31f在单个平面中沿直线距辐射位置21预定间隔排列。

辐射位置21到第一光强度检测器31a和31d的距离为ρ1，辐射位置21到第一光强度检测器31b和31e的距离为ρ2，并且辐射位置21到第一光强度检测器31c和31f的距离为ρ3。

第二光强度检测器32a至32f设置在距光辐射器2的光辐射到的辐射位置21的中心的不同的距离处。在实施例中，如图2所示，第二光强度检测器32a至32f在单个平面中沿直线距辐射位置21预定间隔排列。

辐射位置21到第二光强度检测器32a和32d的距离为ρ1，辐射位置21到第二光强度检测器32b和32e的距离为ρ2，并且辐射位置21到第二光强度检测器32c和32f的距离是ρ3。

在实施例中，第一光强度检测器31的数量和第二光强度检测器的数量均设定为六个，但这不是必须的。在实施例中，根据图5中图的斜率来推定衰减系数μeff。因此，光入射点的每一侧只需要存在至少两个检测器，并且检测器的数量越多，衰减系数μeff的推定越准确。

在光电检测器在体表沿着被观察的静脉设置的相关技术中，尽可能多地测量通过血液散射的后方散射光，并且将测量值用作血液反射率。然而，实际测量的后方散射光不仅包含来自血液的后方散射光，而且还包含来自血管周围的活体组织的少量后方散射光。鉴于上述事实，在血管周围测量包含尽可能少的来自血管的后方散射光的反射率，并且排除所测量的反射率对反射率的贡献。因此，可以确定来自血管中的血液的纯反射率。

在实施例中，作为用于测量“包含尽可能少的后方散射光的反射率”的方法，第二光强度检测器32a至32f设置在与血管延伸方向相垂直的方向上。第二光强度检测器32a至32f的构造并不限于上述那样，并且光源和第二光强度检测器32a至32f也可以与血管平行地沿着从延伸的血管偏移的线构造。

光强度检测器3接收到的光被转换成光电流，该光电流由控制单元4处理。

如图3所示，在辐射位置21和检测位置31之间设定预定距离ρ，在辐射位置，活体由光辐射，在检测位置，检测从活体中的血液(图3中的E)发出的光的强度。如此设定的预定距离ρ抑制直接从活体发射的光(图3中的B)的影响，该光是从活体的表面和表面附近的散射体反射的辐射光(图3中的A)。当辐射光到达存在血液的深度后，光被血液中的脂质(图中的D)散射，并且在活体的表面处检测到后方散射光。

在设置多个第一光强度检测器和多个第二光强度检测器的情况下，只要检测器大致以不同的距离设置在辐射位置21周围而不必是直线布置，并且检测器的布置可以从圆形布置、波形布置、锯齿布置和其他布置中适当地选择。第一辐射检测距离ρ1、第二辐射检测距离ρ2和第三辐射检测距离ρ3、第一光强度检测器之间的间隔、第二光强度检测器之间的间隔并不是每个都限于固定的距离，并且替代地可以连续地布置光强度检测器，第一辐射检测距离ρ1、第二辐射检测距离ρ2和第三辐射检测距离ρ3，第一辐射检测距离ρ1、第二辐射检测距离ρ2和第三辐射检测距离ρ3各自是从辐射位置21到第一光强度检测器和第二光强度检测器中的对应一者的距离。

此外，在实施例中，第一光强度检测器31a至31f在其中排列成一排的第一光强度检测器组31以及第二光强度检测器32a至32f在其中排列成一排的第二光强度检测器组32相互垂直，但这不是必须的，并且第一光强度检测器组31和第二光强度检测器组32只需构造为第一光强度检测器31a至31f在血管B上方并且第二光强度检测器32a至32f远离血管B。

例如，当第一光强度检测器31a至31f在血管B上方且第二光强度检测器32a至32f远离血管B时，第一光强度检测器31a至31f在其中排列成一排的第一光强度检测器组31以及第二光强度检测器32a至32f在其中排列成一排的第二光强度检测器组32可以彼此平行地相互偏移。

接着，将描述非侵入测量装置1的控制系统的构造。图4是根据实施例的非侵入测量装置的控制单元的框图。CPU(central processing unit，中央处理单元)41、ROM(read only memory，只读存储器)43、RAM(random access memory，随机存取存储器)44、存储器46、外部I/F(接口)47、光辐射器2和光强度检测器3通过系统总线42相互连接。CPU41、ROM 43和RAM 44形成控制单元(控制器)4。

ROM 43预先存储由CPU 41执行的程序和由CPU 41使用的阈值。

RAM 44具有对CPU 41所执行的程序进行开发的区域、各种存储区域(诸如程序对数据进行处理的工作区域)以及其他区域。

存储器46存储数据，诸如感测的和计算的光强度和μeff。存储器46可以是以非易失性方式存储信息的内部存储器，诸如HDD(hard disk drive，硬盘驱动器)、闪存和SSD(solid-state drive，固态驱动器)。

外部I/F 47是用于与例如客户终端(PC)的外部装置进行通信的接口。外部I/F 47只需是与外部装置进行数据通信的接口，并且例如可以是与外部装置本地连接的仪器(诸如USB存储器)或者是用于通过网络进行通信的网络接口。

在活体的表面处，血管正上方的第一光强度检测器31a至31f测量反射率Ron(ρ)并将反射率Ron(ρ)传输至控制单元4。与血管分开的第二光强度检测器32a至32f测量反射率Roff(ρ)并将反射率Roff(ρ)发送到控制单元4。

设α(ρ)和β(ρ)分别是血液反射率Rblood(ρ)对Ron(ρ)和Roff(ρ)的贡献因子。贡献因子α(ρ)和β(ρ)通过模拟或实验预先确定。此外，要使用的两个波长处的等效散射系数和吸收系数之间的比率ks和ka也由文献中的值或用户进行的实验预先确定。

控制单元4使用由第一光强度检测器31a至31f测量的Ron(ρ)和由第二光强度检测器32a至32f测量的Roff(ρ)来确定排除活体组织贡献的血液反射率Rblood(ρ)。反射率Rblood(ρ)的计算方法如下。

数值公式2示出由位于血管正上方并沿血管延伸的第一光强度检测器31a至31f提供的反射率Ron由血液反射率Rblood、活体组织反射率Rtissue以及其比例α和(1-α)构成。

[数值公式2]

Ron(ρ)＝αRblood(ρ)+(1-α)Rtissue(ρ)

数值公式3示出设置在与第一光强度检测器31a至31f的设置方向垂直的方向上或者平行于第一光强度检测器31a至31f进行偏移的第二光强度检测器32a至32f提供的反射率Roff由血液反射率Rblood、活体组织反射率Rtissue及其比例β和(1-β)构成。

[数值公式3]

Roff(ρ)＝βRblood(ρ)+(1-β)Rtissue(ρ)

值α和β(两者都是发射器-接收器间隔ρ的函数)由蒙特卡罗模拟或实验预先确定。由数值公式3和4导出的数值公式4允许通过使用测量的Ron和Roff来确定排除了活体组织贡献的血液反射率Rblood。

[数值公式4]

控制单元4基于血液反射率Rblood(ρ)来推定衰减系数μeff。

专利文献1公开了根据反射率R(ρ)(当光入射到体表上的一点时，在体表产生的后方散射光的强度)的空间分布来测量血浊度(反映血脂浓度)的原理。发射器-接收器间隔ρ的反射率R(ρ)由上述数值公式1给出。

因此，为发射器-接收器间隔ρ提供的R(ρ)通过入射光量S0测量和归一化，并且然后计算数值公式5左侧的量。

[数值公式5]

绘制数值公式5与发射器-接收器间隔ρ的关系图时，该图是如图5所示的直线，并且该图形的斜率是衰减系数μeff的负值-μeff。

衰减系数μeff、吸收系数μa和等效散射系数μs'之间的关系由下面的数值公式6给出。

[数值公式6]

当吸收系数μa已知时，数值公式6根据衰减系数μeff确定等效散射系数μs'。由于血浊度直接反映在μs'中，因此可以通过测量反射率R(ρ)并确定衰减系数μeff来推定血浊度。

控制单元4根据透光-受光间隔ρ、入射光量S0和血液反射率Rblood(ρ)来计算数值公式5的左侧ln{ρ²Rblood(ρ)/S0}。图5示出图形化的数值公式，其中，ln{ρ²Rblood(ρ)/S0}代表纵轴，并且ρ代表横轴。由于图5中的图的斜率是衰减系数-μeff的负值，因此可以推定衰减系数μeff。

控制单元4通过使用以下校准函数来确定校准系数k，该校准系数k消除了扩散近似的近似误差。通过将在上述过程中提供的衰减系数μeff,meas乘以校准系数k来提供校正的、无近似误差的衰减系数μeff。即，μeff＝kμeff,meas。

如下面的数值公式7所示，提供了校准曲线函数，该函数消除了由方法导致的基于扩散近似的误差。

[数值公式7]

当μeff的范围为1.00到2.00时，a、b和c如下：a＝55.7；b＝4.63；并且c＝1.00。符号e代表指数函数。

因此，可以通过首先根据血液反射率Rblood推定临时衰减系数μeff,meas并且然后将μeff,meas乘以由数值公式7表示的校准函数提供的校准系数k，来确定校正的衰减系数μeff。

控制单元4通过使用输出具有两个波长λ1和λ2的光的光源来执行上述处理，以推定衰减系数μeff(λ1)和μeff(λ2)。控制单元4使用推定的μeff(λ1)和μeff(λ2)以及预先准备的等效散射系数比ks和吸收系数比ka来确定两个波长处的等效散射系数μs'(λ1)和μs'(λ2)以及吸收系数μa(λ2)和μa(λ2)。

等效散射系数μs'(λ1)和μs'(λ2)以及吸收系数μa(λ2)和μa(λ2)分别通过μeff(λ1)和μeff(λ2)确定，通过测量多个波长(两个波长λ1和λ2)的反射率来提供μeff(λ1)和μeff(λ2)在上述过程中。值ks为两个波长等效散射系数之比，值ka为两个波长吸收系数之比，即ks＝μs'(λ2)/μs'(λ1)，并且ka＝μa(λ2)/μa(λ1)。ks和ka是文献中的或根据实验预先确定的值。

控制单元4通过使用数值公式8来分离并计算μa(λ1)。

[数值公式8]

控制单元4通过使用数值公式9来分离并计算μs'(λ1)。

[数值公式9]

控制单元4根据等效散射系数来量化光学散射的程度(诸如目标物体的浊度)，并且根据吸收系数来识别和量化形成目标物体的物质。

具有上述构造的非侵入测量装置1基于预先存储的程序执行非侵入测量。图6是根据实施例的非侵入测量的流程图。程序可以存储在存储介质中。

光辐射器2从活体外部的点朝向活体内部向活体的预定部位辐射光。光辐射器2可以辐射具有第一波长(λ1)的光和具有不同于第一波长的第二波长(λ2)的光(步骤101)。

第一光强度检测器31在活体的血管上方、与被辐射光辐射的辐射位置分开预定间隔的位置处测量光强度(反射率)，并且第二光强度检测器32在不高于活体的血管、与被辐射光辐射的辐射位置分开预定间隔的位置处测量光强度(反射率)(步骤102)。

控制单元4通过使用由第一光强度检测器31测量的Ron(ρ)和由第二光强度检测器32测量的Roff(ρ)来确定排除活体组织贡献的血液反射率Rblood(ρ)(步骤103)。上面已经描述了计算反射率的方法。

控制单元4基于血液反射率Rblood(ρ)来推定衰减系数μeff(步骤104)。上面已经描述了计算衰减系数μeff的方法。

控制单元4通过将上一段中推定的μeff乘以校准系数来提供校正的、无近似误差的衰减系数μeff(步骤105)。

控制单元4根据μeff(λ1)和μeff(λ2)来计算等效散射系数μs'(λ1)和吸收系数μa(λ1)，通过使用光源执行上述过程而提供μeff(λ1)和μeff(λ2)，该光源输出具有两个波长λ1和λ2的光(步骤106)。上面已经描述了计算等效散射系数μs'(λ1)和吸收系数μa(λ1)的方法。

如上所述，根据本实施例的测量装置和方法允许精确地测量血浊度。

上面已经描述了实施例，并且实施例是通过示例的方式呈现的并不旨在限制本发明的范围。在不脱离本发明的实质的范围内，新型实施例可以以多种其他形式实施，并且可以对实施例进行各种省略、替换和改变。其实施例及其变形不仅包含在本发明的范围和实质内，还包含在权利要求及其等效范围中所述的发明内。

附图标记列表

1 非侵入测量装置

2 光辐射器

3 光强度检测器

4 控制单元