JP2008157809A - レーザ出力制御装置および光学測定ユニット - Google Patents

Abstract

【課題】レーザ出力制御装置および光学測定ユニットの測定精度を向上させ装置を小型化させる。
【解決手段】被測定部位を光学的に測定するレーザ出力制御装置（部）１０において、レーザ出力制御装置（部）１０内に補正板３３を設けてレーザ光２１を透過させ、補正板３３によるレーザ光２１の吸光率に基づき、レーザ出力を制御する。補正板３３を純水の吸光特性と同等の材質とすることにより、水の吸光率の影響を補正した信号と、従来のレーザ出力を一定に維持する信号を負加算してレーザドライバ６３を制御するため、水による吸光率を補正した出力でレーザ光２１を出射することができる。補正後のレーザ光２１で測定することにより、実測値を直接的な被測定部位の特定成分の値として得ることができる。
【選択図】図１

Description

本発明は、レーザ出力制御装置および光学測定ユニットに係り、特に小型化、高精度化を実現したレーザ出力制御装置および光学測定ユニットに関する。

被測定部位の内部の糖度を検出する方法として、侵襲法と非侵襲法がある。

糖度検出の一例として生体内の血糖値の測定方法についていえば、採血法（侵襲法）と無採血法（非侵襲法）である。採血法は、採血した血液を通常はグルコース酸化酵素法により、簡便法としては試薬と反応させ、その反応色から比色を用いて血糖値を求める方法が行われている。無採血法は、さまざまな手法が報告されているが、例えば光学的に測定する方法が知られている。

血糖値を光学式に測定する方法は、非測定者にとっては最も負荷が少なく、また利便性も高いため、期待されている。光学式な血糖値の測定では、グルコースによる光の吸収（吸光率）を測定に基づいて行われることが一般的である。しかしながら、吸光率から血糖値を測定することは、測定対象であるグルコースの吸光率の低さや、分析に使用される波長の関係からも感度が低く非常に困難とされる。その測定を改善する方法として、スペクトル分析およびその２次微分処理による統計的手法に基づいた測定方法が提案されている（例えば、特許文献１参照。）。

また、赤外光分析により血糖値を求める際の環境条件変化などに対処する校正を高精度に行い、無侵襲血糖値測定の測定精度を向上させることを目的とした血糖値測定における校正用参照体ならびにこれを用いた血糖値測定方法及び血糖値測定装置というものが提案されている（例えば、特許文献２参照。）。
特開平５−１７６９１７号公報（第３−７頁、第２−６図） 特開２０００−２５８３４４号公報（第１，３頁、第１−７図）

しかしながら、これらの２次微分処理による方法は、その処理過程において、言わば定性分析量といわれるものとなる。そのため、定量的分析量とするために、参照されるべき測定物（参照体）が必要となり、その参照体の測定結果と、被測定物での測定値と比較（演算）することで、最終的な定量値として求めることが可能となる。

例えば、参照体と被測定物とを同時に測定し、その測定結果から定量分析を行う方法がある。

この方法においては、ハロゲンランプ等の光源ら出射されたビームは、熱遮蔽版、ピンホール、およびレンズを介してファイバにより被測定部位まで導光される。被測定物に照射されたビームの透過光をミラーにて集光し、受光部にて吸光率として信号処理される。また、同一時系列にて、参照体も測定し、受光部にて検知した透過光を基準の吸光率として被測定物の実測値を補正する（何れも図示せず）。

この方法では、同一時系列にて参照体と被測定物とを測定することで、測定誤差を最小に抑えることが可能になっている。しかしながら、このような方法では、測定系に参照体（例えば所定の容積の純水）を配置する必要があり、測定装置そのものが大型化する傾向にある。

また、このような参照体が測定装置内に存在しないような構成の場合には、実際の被測定物を測定する以前に、参照体（純水）にて同じ測定を行い、その測定結果を内部にて基準データとして使用する方法が考えられる。しかしながら、この場合、同一時系列的に測定していないため、誤差要因が大きくなる。

また、一般的にスペクトル分析による方法は、その光源として、広域且つ、平坦なスペクトル特性をもつ光源である必要がある。しかしながら、実際には、広域な特性を持つ光源は皆無といえ、上記の方法で測定する場合には、スペクトルでの光量の均一性を保つことが必要である。

いずれにせよ、参照体を同時または測定前に測定することは手間を有する行為であり、装置の大型化や、測定時間の増加を伴う問題があった。また、吸光率は、被測定物に照射した出力対受光した出力であるため、参照体にてスペクトルの特性を平坦に補正したとしても、光源の出力を均一にすることが望ましい。

上記に限らず、光学式に被測定部位内部の特定成分を測定する場合、所謂、分光分析またはスペクトル分析（Fourier Transform Infrared Spectrometer：ＦＴＩＲ）などと統計的な手法を用いた方法が提案されているが、定性分析のためには、参照体での測定が必要となる。また、光源の不均一性を補正する意味でも参照体の測定が必要である。また、スペクトル分析に使用する分光器は、ある程度の光路長を確保する必要があり、測定装置の小型化には限界がある。また、ＦＴＩＲ分析装置による方法も、光路およびミラーなどの可動部の存在から小型化は不可能といえ、これらを用いた装置の小型化が進まない問題があった。

本発明は、上記した点に鑑み、測定精度が向上可能なレーザ出力制御装置および光学測定ユニットを提供することを目的とする。

本発明は上述した諸々の事情に鑑み成されたもので、第１に、光源から出射される複数の異なる出射波長の近赤外レーザ光の出力を制御するレーザ出力制御装置であって、前記光源から出射される前記近赤外レーザ光の一部を受光する光検出器と、該光検出器の受光結果により前記近赤外レーザ光の出力を一定に制御する第１レーザ出力制御回路と、前記出射波長により光の吸収量が異なる補正板と、該補正板に前記近赤外レーザ光の一部を透過させた際の前記吸収量に基づき前記光源から出射される前記近赤外レーザ光の出力を補正する第２レーザ出力制御回路と、を具備することにより解決するものである。

第２に、光学的に被測定部位における糖分を測定する光学測定ユニットであって、前記被測定部位に対して出射波長がそれぞれ第１波長、第２波長および第３波長の近赤外レーザ光を個別に出力する光源と、前記近赤外レーザ光の一部を受光する光検出器とを有する発光部と、前記被測定部位で反射した前記近赤外レーザ光の反射光をそれぞれ検出する受光部と、前記光検出器の受光結果により前記近赤外レーザ光の出力を一定に保持する第１レーザ出力制御回路と、前記出射波長により光の吸収量が異なる補正板と、該補正板に前記近赤外レーザ光の一部を透過させた際の前記吸収量に基づき前記近赤外レーザ光の出力を補正する第２レーザ出力制御回路と、を具備することにより解決するものである。

本発明によれば、例えば非侵襲で小型の光学測定ユニットに好適に用いられるレーザ出力駆動装置（レーザ出力制御装置）において、測定精度が向上するようなレーザ出力を行うことができる。

第１に、第１レーザ出力制御回路にてレーザ出力を一定に保ち、更に純水と同等の光の吸収特性を有する補正板に近赤外レーザ光の一部を透過させ、第２レーザ出力制御回路にて水の吸光率に基づく波長の変動量を補正信号として、第１レーザ出力制御回路にてレーザ出力を一定にするべく生成された信号に負加算する。このレーザ光を用いて、被測定物を測定することにより、その測定値として、自動的に純水による光の吸収量で補正された値が得られる。従って、光学測定ユニットに採用した場合に、測定精度を向上させることができる。

本発明では、補正板として小型の石膏ボードを採用し、補正板をレーザ出力制御装置に保持して、補正板の光の吸収量に基づきハードウエア的にレーザ出力を制御するものである。従って、例えば所定の容積の純水を参照体として測定系に保持し、参照体に基づき測定値をソフトウエア的に補正する従来構造と比較して装置の小型化が実現する。従って、本発明のレーザ出力制御装置（／レーザ出力制御回路／レーザ出力制御回路部）を光学測定ユニットに採用した場合に小型化が実現する。また照射するレーザ光として３つの単一波長を利用するので、スペクトル分析手法と比較して、装置の小型化、測定時間の短縮が図られる。また、同一時間系列にて測定するため、誤差要因を少なくすることができ、光学測定ユニットの高精度化も実現する。

第２に、純水の吸光率にてレーザ出力を自動的に補正することができるレーザ出力駆動部（／レーザ出力制御回路／装置）を備えた光学測定ユニットを実現できる。光学測定ユニットは、３つの波長のレーザ光について吸光率を求め、これらの２次微分値により変化量として演算を行うため、スペクトル分析法等を用いることなく糖分を算出でき、これによっても装置の小型化が実現する。また被測定部位での吸光率は、純水の吸光率によって出力が補正されたレーザ光にて測定されるため、実測値が直接糖分の吸光率として利用できる。更に、２次微分値を用いるため、揺らぎ（Fluctuation）等の変動を吸収することができるので、測定誤差を小さくできる。

尚、本発明の光学測定ユニットは、例えば血糖値測定装置や、果物の果糖測定装置等に採用して好適であり、小型で非侵襲のため被測定者（被測定物）にかかる負担を軽減し、さらに測定精度を向上させることができる。

以下、本発明の実施形態の一例を、図１から図７を参照して詳細に説明する。まず、図１および図２を参照し、本発明の第１の実施形態として、レーザ出力制御装置について説明する。

図１は、本実施形態のレーザ出力制御装置の構成の概略を示す回路ブロック図である。

本実施形態のレーザ出力制御装置１０は、光源１１１と、光検出器１１２と、第１レーザ出力制御回路３１と、第２レーザ出力制御回路３２と、補正板３３とを有する。また光源１１１から複数の異なる出射波長の近赤外レーザ光が出力される。複数の異なる出射波長の近赤外レーザ光は、例えば被測定物の成分を定量的に測定するために用いられる。具体的に説明すると、レーザ出力制御装置１０は、例えば非侵襲で生体の被測定部位における糖分を測定する光学測定ユニットに装備されて用いられることが好適であるが、これについては後述する。

光源１１１は、それぞれ異なる波長の近赤外レーザ光（以下レーザ光）２１を個別に出力する複数の半導体レーザダイオードＬＤである。ここでは一例としてそれぞれ第１波長λ１、第２波長λ２および第３波長λ３のレーザ光２１を個別に出力する３つの半導体レーザダイオードＬＤが設けられたレーザ出力制御装置１０を例に説明するが、半導体レーザダイオードＬＤの数は、例えば単数でも複数でもよく、３つに限られない。

光検出器１１２は、光源１１１から出射されるレーザ光２１の一部を受光する例えばフォトダイオード（以下第１光検出器１１２）である。第１光検出器１１２は、光源１１１の後方に出射されるレーザ光２１の一部を検出するバックモニタ用の光検出器である。

第１レーザ出力制御回路３１は、第１差動増幅器３１１および基準電圧設定回路３１２を備え、第１光検出器１１２の受光結果によりそれぞれの波長におけるレーザ光２１の出力が一定になるように、レーザ駆動回路６３の制御信号を出力する。

補正板３３は、第１波長λ１、第２波長λ２、第３波長λ３のそれぞれのレーザ光２１に対して異なる吸収量（以下吸光率）を有し、且つ補正板３３自体が純水と同等の吸光率特性を有するものであり、例えば石膏ボードまたは石英板である。

第２レーザ出力制御回路３２は、第２差動増幅器３２１と他の光検出器(以下第２光検出器)３２２とを有する。第２光検出器３２２は、補正板３３を透過したレーザ光２１を受光し、補正板３３によるレーザ光２１の吸収量（吸光率）に基づく信号と、第１レーザ出力制御回路３１が出力したレーザ駆動回路６３の制御信号を第２差動増幅器３２１により負加算し、これによりレーザ駆動回路６３を制御し、光源１１１から出射されるレーザ光２１の出力を補正する。

光源１１１から出力されたレーザ光２１の一部は、第１光検出器１１２により受光される。第１レーザ出力制御回路３１は、第１光検出器１１２の受光量に基づく受光電圧と、基準電圧設定回路３１２で発生させる基準電圧との差分を、第１差動増幅器３１１にて演算する。第１レーザ出力制御回路３１のループでは、複数の波長（第１波長λ１、第２波長λ２、第３波長λ３）においてレーザ出力を一定に保つべく、レーザドライバ６３の制御信号が生成される。

同時に、光源１１１から出力されたレーザ光２１の一部は、ハーフミラー１５にて分割される。分割されたレーザ光２１は、補正板３３を透過して、第２光検出器３２２で受光される。この受光された光量によって、補正板３３に吸収されたことによるレーザ光２１の吸収量、すなわちレーザ光２１の純水による吸光率を検出することができる。レーザ光２１の補正板３３（純水）による吸光率は波長により異なる。つまり、第２レーザ出力制御回路３２のループでは、第１波長λ１、第２波長λ２、第３波長λ３によって吸光率が異なるため、その変化に応じた補正信号でレーザドライバ６３を制御することでレーザ出力が変化することになる。

図２は、第１レーザ出力制御回路３１と、第２レーザ出力制御回路３２とを説明するための図である。図２（Ａ）が、レーザ光２１の波長に対する補正板３３の吸光率特性を示す図であり、図２（Ｂ）が、レーザ光２１の波長に対するレーザ出力を示す図である。

補正板３３にレーザ光が照射されたときに、補正板３３の各波長における吸光率が図２（Ａ）に示す特性として示された場合、最終的なレーザ出力は、図２（Ｂ）に示すように制御される。

図２（Ｂ）では、破線が、第１レーザ出力駆動回路３１により制御された各波長における一定の出力を示しており、実線が、第１レーザ出力駆動回路３１と第２レーザ出力駆動回路３２とにより補正された最終的なレーザ出力を示している。つまり、実線は、補正板３３（水）を透過させることによるレーザ光２１の変化量を補正したレーザ出力を示している。

このレーザ光２１を用いて、被測定物（被測定部位）の特定成分を測定する場合、被測定物に照射するレーザ光２１の出力が一定と考えるなら、被測定物を透過または反射して受光した光量そのものが、被測定物における吸光率となる。そこで、補正板３３の波長による吸光率が、被測定物の測定分子が含まれていない状態での吸光特性になるもの（純水）を選択して、補正板３３の吸光率によるレーザ出力の変化量を補正した状態で、被測定物にレーザ光２１を照射することにより、その受光量はそのまま被測定物における吸光率とすることができる。

従来では、測定したい特定成分の他に他の成分（例えば水分など）が含まれていた場合、測定装置内に実測値を補正するための参照体を保持する必要があった。また、参照体を保持しない場合には、測定時に別途参照体にて吸光率の測定をする工程が必要となり、全体的な測定時間及び、手間が掛かる問題があった。しかし、本実施形態によれば、結果的に絶対値的な吸光率を自動的に求めることができる。

また、本実施形態によれば、参照体を測定する必要もなく、測定系を小型化する事が可能となり、また、同一時系列的にデータを測定するため、誤差要因を低減することができる。

次に、図３から図７を参照して、本発明の第２の実施形態について説明する。

第２の実施形態は、単一の３つの波長の近赤外レーザを用いてこれらのグルコースによる吸光率をそれぞれ測定し、測定された３つの吸光率の２次微分値によりグルコース濃度を演算する光学測定ユニット１である。光学測定ユニット１は、例えば血糖値測定装置１００に用いることが好適であるので、以下この場合を例に説明する。

また、光学測定ユニット１は、第１の実施形態の如きレーザ出力制御部を有しているのであるが、まず本実施形態の光学測定ユニット１を用いた血糖値の測定の原理について、図３から図６を参照して説明する。

図３は、本実施形態の光学測定ユニット１が装備された血糖値測定装置１００の一例を示す図であり、図３（Ａ）が外観図、図３（Ｂ）が図３（Ａ）のａ−ａ線断面図、図３（Ｃ）（Ｄ）が内部の平面図である。

図３（Ａ）（Ｂ）の如く、血糖値測定装置１００の外部筐体８の一主面に、例えば電源スイッチ４、測定開始・停止ボタン５、表示部２等が設けられている。外部筐体８の上部に、被測定部位との接触部となるアタッチメント３が設けられている。アタッチメント３は、光学測定ユニット１と連続して設けられる。本実施形態の一例として示されるアタッチメント３は、光学測定ユニット１内の発光部から出力される光、および受光部で受光する光が外部に漏れないような形状（例えば筒状）および材質であり、光学測定ユニット１の外部筐体の一部を構成する。

図３（Ｃ）の如く、光学測定ユニット１は、発光部、受光部（ここでは共に不図示）および制御部６を有する。制御部６は、例えばプリント基板上に集積化された半導体集積回路により構成され、演算処理部を有する。

また図３（Ｄ）の如く、光学測定装置１００の内部構造において、表示部２は、制御部６の一部である表示ドライバに接続される。表示部２は、例えばＬＣＤ（Liquid Crystal Display）パネル、有機ＥＬ（Electronic Luminescent）表示パネル等であり、血糖値やその他測定情報（例えば測定エラーの通知、日時等）が測定者に認識可能に表示されるものであればよい。また制御部６に接続する電源部７が設けられる。電源は、ＡＣアダプターによる充電や電池、またはこれらの併用等である。

図４は、血糖値が測定される被測定部位２５を示す概要図である。図４（Ａ）は、血糖値測定装置１００と被測定部位２５とを示す図であり、図４（Ｂ）は、被測定部位２５の断面概要図である。

図４（Ａ）の如く、腕または手首内側に血糖値測定装置１００のアタッチメント３を密着させて血糖値の測定を行う。腕または手首内側などの被測定部位２５に血糖値測定装置１００のアタッチメント３を当てて血糖値の測定を行うときに、図４（Ｂ）の如く、被測定部位２５として生体の真皮層２５２を利用する。生体の表皮２５１の下層（内部）に真皮層２５２があり、その下層に皮下組織２５３が存在する。

本実施形態では、光学測定ユニット１から出射されたレーザ光２１を真皮層２５２にて拡散反射させる。具体的に説明すると、表皮２５１から入射したレーザ光２１が真皮層２５２で拡散反射する照射角度θで、レーザ光２１が発光部から出力される。

血糖値を測定するには、血中グルコース濃度を検出するのが効率的である。また、血糖値を非侵襲（無採血）で測定する場合、人体に対して透過性を有する波長帯の光を使用することになるが、グルコースの場合、近赤外帯光のいくつかのスペクトルに対して吸光特性を有することが知られている。従来の光学的な血糖値測定装置を用いて血糖値の測定を行うときには、血管に近赤外線を透過させて、グルコースによる吸収率を検出することで血糖値を測定していた。

しかしながら、血中にはグルコース以外にも様々な物質が存在する上、グルコースの吸光率は非常に小さいものである。特に透過光の場合、血中成分であるヘモグロビンの影響を強く受けてその光量が変化し、結果的に血糖値を正確に測定できない問題がある。

そこで、本実施形態では、血中成分（ヘモグロビン）の影響を受けないようにさせるために、真皮層２５２のグルコースを測定することとした。真皮層２５２は生体外部（表皮２５１）から比較的浅い位置にあるため、レーザ光２１のビームの絞り角（例：レンズ開口数ＮＡを適切な値に設定する）や照射角度を適宜選択することにより、血糖値の算出に十分な反射光を得ることができる。また、反射光による測定は、光が皮下組織２５３を透過しないため、グルコース以外の成分による測定誤差も回避できることから、透過光を利用する場合よりも有利である。

図５は、光学測定ユニット１を示す図であり、図５（Ａ）が上面図、図５（Ｂ）が図５（Ａ）のｂ−ｂ線断面図である。

光学測定ユニット１は、発光部１１と受光部１２とを有する。発光部１１は、ここではいずれも不図示の光源と、光源から出力されるレーザ光２１の一部を受光する光検出器（以下第１光検出器）と、集光レンズ１１ａとを備える。光源は、被測定部位に対して出射波長がそれぞれ第１波長λ１、第２波長λ２および第３波長λ３の近赤外レーザ光を個別に出力する半導体レーザダイオードＬＤである。レーザ光２１は、レンズ開口数ＮＡの集光レンズ１１ａで集光され、小さいスポットで被測定部位に照射される（図５（Ａ））。尚、図５（Ｂ）の如く、光学測定ユニット１の発光部１１側に集光レンズ１１aが２枚設けられているが、集光レンズ１１aの数は、この数に限られない。

ここで、第１波長λ１、第２波長λ２、第３波長λ３は、それぞれ近傍の波長の近赤外光であり、この順で波長が長くなる（λ１＜λ２＜λ３）。また第３波長λ３は、純水による吸光率が非常に大きくほぼ純水による吸光のみが測定できる波長であり、第２波長λ２は、グルコースによる吸光率が大きい波長であり、第１波長λ１は、グルコースによる吸光率が小さい波長である。これらの波長を選択する理由は後述する。

受光部１２は、光検出器（例えばフォトダイオード）ＰＤおよび集光レンズ１２ａを有し、被測定部位２５で反射されたレーザ光２１の反射光２２をレンズ開口数ＮＡ’の集光レンズ１２aによりそれぞれ集光し、光検出器ＰＤで検出する。

なお、受光部１２に反射光２２をできる限り多く集光させることが望ましいので、受光部１２におけるスポット径は、発光部１１に比べて大きく設定される（図５（Ａ））。

発光部１１および受光部１２は、遮光板１７を介して隣接して配置される。例えば図５（Ｂ）の如く、発光部１１と受光部１２とは、同一筐体（本実施形態ではアタッチメント３の一部）内に配置され、中央に遮光板１７が配置されている。遮光板１７は、少なくともアタッチメント３の外周と略同一の高さに設けられる。被測定部位２５にアタッチメント３を当接させ、被測定部位２５にレーザ光２１を照射させた場合、レーザ光２１の一部は表皮２５１で反射する。このような直接反射光が受光部１２に到達することを防止するために、遮光板１７を設ける。遮光板１７により、発光部１１および受光部１２がそれぞれ分離された空間に配置される。

遮光板１７は、例えば、表面が黒色状であり、近赤外を透過、反射させないで吸収する素材である。

より詳細に説明すると、例えば、表面に塗装が施された金属板、具体的には、表面に黒色系の起毛状の塗装物が施された金属板などが挙げられる。また、遮光板１７として、例えば、アクリル、ポリカーボネート樹脂からなる群から選ばれる少なくとも一種以上の樹脂を含有する樹脂材が用いられて形成された樹脂板などが挙げられる。その場合、遮光性を向上させるために、樹脂材内に、カーボン繊維、グラファイトからなる群から選ばれる少なくとも一種以上の黒色系充填材などが含有された樹脂板を用いるとよい。また、遮光板１７として、例えば、黒色系偏光板が用いられてもよい。その場合、偏光板として、例えばガラスを基材とした基板が用いられることが好ましい。また、遮光板１７として、例えば、石材などが用いられてもよい。

また、レーザ光２１は、戻り光の影響を受けるが、遮光板１７によりその影響を低減できる。従って、レーザ光２１を安定して発振させることができ、測定ノイズの低減が図られる。

さらに、受光部１２も遮光板１７によって区切られた空間で使用されることで、電気的ノイズの影響を受けにくくすることができる。

遮光板１７は、接触検知センサとして機能させてもよい。具体的に説明すると、遮光板１７は、垂直方向に移動可能な可動式であり、非測定時に周囲のアタッチメント３より突出する。一方、測定時にアタッチメント３を被測定部位２５に当接させた場合は、遮光板１７は、有る程度のテンションで被測定部位２５に接触すると共に光学測定ユニット１内部に押下され、遮光板１７下方のスイッチ１８を作用させる。つまり、このスイッチ１８によって、アタッチメント３が正常に被測定部位に接触したことを検出し、光学測定装置１００に正常な状態で（外光を遮蔽した状態で）測定処理を開始させることができる。

また、遮光板１７を接触検知センサとして機能させ、正常な接触を検知したのちに測定装置を動作させる場合には、遮光板１７は、アタッチメント３より低い位置に設けられても良い。例えば、アタッチメント３側を可動式とし、遮光板１７の上端に被接触部位との接触センサを設け、遮光板１７内の配線を介してスイッチ１８と接続する。所定のテンションで被測定部位２５に接触させることにより、アタッチメント３が押下され、遮光板１７とアタッチメント３の周壁部との高さが略同等となる。この状態で遮光板１７の上部の接触センサが接触を検知し、測定装置を動作させるスイッチ１８が導通すれば、外光を遮蔽した状態で測定装置を動作させることができる。

さらに、遮光板１７の上端に接触センサを設ける場合は、遮光板１７およびアタッチメント３の周壁部の高さを同一とし、いずれも固定式としてもよい。

外光の侵入を避けるため、アタッチメント３も遮光性を有する材質が選択される。さらに、発光部１１からのレーザスポットは非常に微小であり、また受光部１２のレーザスポットも大きいとはいえ、拡散反射光の広がりで例えば１ｍｍ程度（フォトダイオード面で例えば０．１ｍｍ〜０．５ｍｍ程度）である。測定精度を向上させるためには外光の侵入を避けることが望ましく、レーザ光２１および反射光２２が通過するのに十分な開口部を確保すれば、アタッチメント３の上面は、側面から隙間無く連続し、可能な限り内部を覆う形状とさせることが好ましい。

また、光学測定ユニット１は、温度検出部（例えば温度センサ）を有してもよい。温度センサは、測定部位２５の温度（またはそれに加えて外気温）を測定するものである。グルコースの吸光特性は温度によって変化する。そこで温度センサによって血糖値の測定前に温度を測定し、その測定結果からレーザ光２１の波長を微小な範囲で補正する。具体的には、レーザ光２１は、電流または温度により発振波長が変化する特性を有するので、予め測定したグルコースの吸光特性の温度依存性に基づき、レーザ光２１の温度または駆動電流を制御する。例えばレーザ光２１の駆動電流で制御する場合には、レーザ駆動量を算出して、レーザドライバにフィードバックさせる。これにより、第１波長λ１〜第３波長λ３は、被測定部位２５の温度に応じてそれぞれ本実施形態の波長の条件を満たす範囲で最も効率の良い波長が選択され、例えば数ｎｍ程度シフトされる。これにより正確な血糖値が測定可能となる。

発光部１１から出射されるレーザ光２１は、適切なレンズ開口数ＮＡによってビームが絞られ、被測定部位２５（真皮層２５２）に対して角度θで照射される。この角度θは、遮光板１７の垂直方向（紙面上下）の中心線とレーザ光２１の光軸とで成す角であり、真皮層２５２のグルコース濃度の測定に最も適切な角度に設定され、照射されたビームのフォーカス点の位置設定は、真皮層２５２のグルコースからの反射光（拡散反射光）を最も効率良く得られる位置に焦点が合せられて行われる。

ここで、フォーカス点は、表皮２５１の表面から所定の深さＤにて結ばれ、グルコース測定に適した真皮層２５２内の一点として結ばれる。深さＤは、表皮２５１の表面からどれくらいの深さにフォーカス点が結ばれるかを示す数値とされる。また、フォーカス点は、遮光板１の板厚の略中心部から所定の距離Ｗほど離された一点として結ばれる。距離Ｗは、表皮２５１の表面から真皮層２５２内に向けた深さＤ位置において、遮光板１７の板厚の中心部または端部からどれくらいフォーカス点が離間しているかを示す数値とされる。

レーザ光２１のビームを所定の角度θで入射させる他の理由として、レーザの発振点になるべく反射光２２が戻らないようにすることが挙げられる。

これに対し、受光部１２側のレーザ光の角度θ’は、反射光２２が効率よく取得される角度θ’となる。角度θ’は、遮光板１７の垂直方向の中心線と反射光２２の光軸とで成す角であり、フォーカス点は、それぞれ、表皮２５１からの深さＤ’、遮光板１７の板厚の略中心部または端部からの距離Ｗ’に結ばれる。

拡散反射されたビームは、基本的にあらゆる層からの反射光とされるため、角度θ’、フォーカス点Ｄ’、Ｗ’およびレンズ開口数ＮＡ’によって、真皮層２５２からの反射光を選択的に集光するように、受光部１２の位置や角度等が設定される。

なお、この光学測定ユニット１は一例である。図示は省略するが、発光部１１および受光部１２の構成として、例えばそれぞれミラーを設け、ミラーにて集光するものであってもよい。上記の如く、集光レンズ１１ａ、１２ａで集光する場合は、レンズの透過率によって光量が減衰する。ミラーで集光することで、光量の減衰は抑えられ、また焦点距離によっては、ミラーで反射させた方が設計が容易になる場合がある。

本実施形態の光学測定ユニット１は、分光分析装置やＦＴＩＲ分析装置などで要求される光路長や、ミラーなどの可動部が不要である。また上述のようにミラーを採用した場合でも、稼働させる必要はなく小型化を維持できる。また単一波長のレーザの反射光を受光するので、回折格子などにより分光する必要が無く、受光側のものは、例えば、レンズと光検出器のみで構成できる。従って、光学測定装置１００の小型化、軽量化が実現し、携帯性を大幅に向上させることができる。そのサイズは、例えば手のひらに収まり、片手での携帯および操作が十分可能な程度である。

次に、図６を参照して本実施形態の光学測定ユニット１を用いた血糖値測定の原理について説明する。図６の横軸がレーザ出射波長λであり、縦軸が吸光率Ｉである。

本実施形態では、血糖値（グルコース）の測定にレーザ光２１を使用する。レーザ光２１のスペクトルは非常に狭く、ほぼ単一波長光である。そして、少なくとも３つの異なる波長（λ１、λ２、λ３）のレーザ光を個別に照射させて各波長に対する吸光率Ｉ（第１吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２、第３吸光率Ｉ３）を測定し、３波長に対応した３つの吸光率からこれらの２次微分値を求める。

吸光率Ｉは、発光部から照射されたレーザ光の照射量と、真皮層で反射された反射光の受光量とで求めることができる。吸光率Ｉについて詳しく説明すると、被測定部位に入射される波長λの光の強度をＬ０（λ）とし、受光した波長λの反射光の強度をＬ（λ）とすると、被測定部位２５の吸光率Ｉ（λ）は、ｌｎ（Ｌ（λ）／Ｌ０（λ））で求められる（尚、入射光が一定の場合には、受光強度そのものが吸光率と等価である。）。

しかしながら、既述の如く、グルコースによる吸光率は非常に小さく、また血糖値は１００ｍｇ／ｄｌ程度のグルコース濃度であるため、実際の血糖値が変動したのか、測定誤差であるのかの違いが分からない場合がある。

そこで、２次微分値を利用する。本実施形態の２次微分値とは、グルコースによる光吸収が光の波長により変動することを利用し、この波長による変動ができるだけ大きく現れる波長域を含む近接した３つの波長を選択して、吸光率Ｉと波長λとの２次導関数の微分係数に相当する値として定義されるものである。

３点のデータの２次微分値を求めることは、波長λ１、λ２、λ３の３点のデータから、中心点（２番目のデータ：λ２）に至るデータの変化量を求めることになる。つまり、中心波長λ２の吸光率（第２吸光率Ｉ２）を頂点として周りの２点（λ１、λ３）の吸光率（第１吸光率Ｉ１、第３吸光率Ｉ３）からの変化量として求めることになるため、照射光量対受光量の実測値で算出するより、演算の感度を向上させることができる。

また、２次微分値は変化量として求められるため、揺らぎ(fluctuation)のような変動を吸収することが可能となる。従って、スペクトル分析法で血糖値測定を行った場合と同様な結果が得られる。

更に、本実施形態では、グルコースの吸光スペクトルのみ測定し、不要なスペクトルの測定をしないため、測定時間を短縮することが可能となる。

吸光率を求める手順について説明すると、まず、第１波長λ１にてレーザを駆動させ、被測定部位に第１波長λ１のレーザ光を照射させて反射光から第１吸光率Ｉ１を測定する。次に、第２波長λ２にてレーザを駆動させ、被測定部位に第２波長λ２のレーザ光を照射させて反射光から第２吸光率Ｉ２を測定する。第３波長λ３についても同様に第３吸光率Ｉ３を測定する。第３波長λ３にてレーザを駆動させ、被測定部位に第３波長λ３のレーザ光を照射させて反射光から第３吸光率Ｉ３を測定する。ここでレーザの発光出力が一定であれば、第１吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２、第３吸光率Ｉ３から、これらの２次微分値は離散的な微分処理として計算できる。

既述の如く、グルコースの場合は、近赤外帯光に対し、幾つかのスペクトルに対して吸光特性を有する。また純水の場合、２０００ｎｍ付近の波長に対して非常に強い吸収があることがわかっている。

図６においては、参考として、予め測定された純水のスペクトル分光曲線を実線で、また予め測定された純水とグルコースとの混合液のスペクトル分光曲線を破線で示した。

これらの分光曲線により、実線より破線の吸光率Ｉが大きい波長は、グルコースの吸光率が高い波長であると言える。

波長λが２０００ｎｍ付近では、純水による吸収が非常に大きく、また、実線と破線とが重畳しているため、この波長帯では、純水以外に吸光を示す分子、物質が殆どなく、純水による吸光のみが測定できる。また、この波長帯での吸光率が非常に高いことから、他の分子、物質の吸光があったとしても、相対的に非常に小さくなり、無視することが可能となる。

本実施形態では、純水による吸光率が最も高くなる２０００ｎｍに最も近い波長で、グルコースによる吸光率が高くなる波長をレーザの発振波長の略中心、すなわち第２波長λ２とする。一例として第２波長λ２は、１８７０ｎｍである。そしてその前後（λ１、λ３）の波長、すなわち図６に示す第１波長λ１、第３波長λは、以下の通り選択する。

第３波長λ３は、この純水による吸光が高い領域で、且つグルコースの吸光がなく、第２波長λ２から離れた波長とする。また、第１波長λ１は、第２波長λ２よりも下方の波長であり、ほぼグルコースによる吸光がない波長を選択する。

ここで、第１波長λ１、第２波長λ２、第３波長λ３にて実測された吸光率を、それぞれ第１吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２、第３吸光率Ｉ３とすると、その系列Ｓは、以下の通りである。

Ｓ＝｛Ｉ１，Ｉ２，Ｉ３｝

そして、これらの離散的な微分処理による２次微分値ｉは、以下の式で表わされる。

ｉ＝Δ^２Ｓ／（Δ^２Λ）＝２×Ｉ２−（Ｉ１＋Ｉ３）

２次微分値ｉの値は、変化量に相当するものである。そのため、どこからの変化量かを特定する基準値が必要となり、この基準値により定量的な数値を求めることになる。この基準値が、各波長における第１吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２、第３吸光率Ｉ３である。そして、これらをパラメータとする血糖値変換関数によって、血糖値を求める。

ここで、被測定部位２５は、グルコース以外の成分（例えば水分）を含んでいるので、既知の方法にてレーザ光２１を照射および反射させても、グルコース自体の吸光率を測定していることにはならない。つまり、上記の微分処理を行う以前に、水を含むことによる差分をソフトウエア的に補正する演算処理等が必要となる。

しかしながら、本実施形態では、レーザ出力制御部にて、第１波長λ１、第２波長λ２、第３波長λ３のレーザ光２１がそれぞれ補正板（純水）３３に吸収された値を求め、これに基づく補正値信号をレーザドライバにフィードバックすることにより、ハードウエア的にレーザ出力を補正する。

従って、最終的に被測定部位２５に照射される第１波長λ１、第２波長λ２、第３波長λ３のレーザ光２１は、水の吸収量（吸光率）による差分が補正されて出力されているため、これらで実測し、得られた第１吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２、第３吸光率Ｉ３は、グルコース自体の吸光率として、直接的に微分処理に用いることができる。

図７は、光学測定ユニット１の概略を示す回路ブロック図の一例である。

光学測定ユニット１は、光源１１１と、第１光検出器１１２とを有する発光部１１と、受光部１２と、レーザ出力制御部１０と、制御部６とを有し、レーザ出力制御部１０は、第１レーザ出力制御回路３１と、第２レーザ出力制御回路３２と、補正板３３とを有する。また、光学測定ユニット１の各種制御を司る制御部６は、ＤＳＰ（Digital signal processor）６１、Ａ／Ｄ変換回路６２、レーザドライバ６３、演算処理部６５などを有する。また、図示は省略するが、制御部６は、測定結果等のデータを表示部に出力するための表示ドライバや、他の制御に必要な所望の回路等も有する。

尚、レーザ出力制御部１０の基本的な構成は、第１の実施形態のレーザ出力制御装置と同様であり、同一構成要素は同一符号で示す。

発光部１１は、光源１１１と第１光検出器１１２とを有する。光源１１１は、例えばレーザダイオードＬＤであり、発光部１１内に３つ設けられて被測定部位２５に対して出射波長がそれぞれ第１波長λ１、第２波長λ２および第３波長λ３のレーザ光２１を個別に出力する。また第１光検出器１１２は、レーザ光２１の一部を受光する。

発光部１１から出射されたレーザ光２１は、ハーフミラー１５により分割され、一部が被測定部位２５にて反射し、他の一部が補正板３３を透過する。

受光部１２は、例えばＩｎＧａＡｓ（インジウム・ガリウム・砒素）フォトダイオード等の光検出器ＰＤを有し、被測定部位２５で反射したレーザ光２１の反射光をそれぞれの波長毎に吸光率（第１吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２、第３吸光率Ｉ３）として検出する。

補正板３３は、出射波長により吸光率が異なり、且つ純水と同等の吸光特性を有する材料よりなり、例えば石膏ボード、石英板などである。補正板３３を透過したレーザ光２１は、第２レーザ出力制御回路３２の他の光検出器（第２光検出器）３２２により検出される。

第１レーザ出力制御回路３１は、第１差動増幅器３１１および第１フロントモニタダイオード（Front Monitor Diode:以下ＦＭＤ）３１３および基準電圧設定回路３１２を備え、第１光検出器１１２の受光結果によりそれぞれの波長におけるレーザ光２１の出力が一定になるように、レーザ駆動回路６３を制御する制御信号を生成する。

第１光検出器１１２で受光されるレーザ光２１（例えば第１波長λ１）の光量は、受光電流として不図示の電流−電圧変換回路により電圧信号（受光電圧）に変換された後に、第１ＦＭＤ３１３を介して第１差動増幅器３１１に入力される。第１差動増幅器３１１は、受光電圧と基準電圧設定回路３１２から発生される基準電圧との差に応じた差分電圧（第１差分電圧）を発生する。第１レーザ出力制御回路３１は、光源１１１を構成するそれぞれのダイオードＬＤのレーザ出力を一定光量に制御するべく、この第１差分電圧を出力する。

第２レーザ出力制御回路３２は、第２差動増幅器３２１、第２光検出器３２２および第２ＦＭＤ３２３を備え、補正板３３を透過したレーザ光２１を第２光検出器３２２で検出し、補正板３３による吸収量に基づきレーザ光２１の出力を補正する補正信号を生成する。また、第２差動増幅器３２１において、第１レーザ出力制御回路３１から出力された第１差分電圧と補正信号（電圧）とを負加算し、これによりレーザドライバ６３を制御する。

また、第２レーザ出力制御回路３２は、補正板３３を透過したいずれか１つの出射波長におけるレーザ光２１の吸光率を基準とし、第２ＦＭＤ３２３において他の出射波長における吸光率との差分を演算し、他の出射波長のレーザ光の出力を補正する。

以下、一例として基準となる波長を第１波長とし、より具体的に説明する。

本実施形態では、レーザ出力制御部１０内に補正板３３を配置する事で、レーザ波長を変えると、その波長における純水の吸光度に応じて最終的な出力光（被測定物に照射される光）を補正できる。すなわち各波長にて出力し、被測定物（例えばグルコース）での吸光率を測定した場合、その時点で波長の違いによる純水における吸光度の差が補正されたものになっている。この測定値について直接、２次微分処理を実施することによりグルコースによる吸光率の変化量つまり、グルコース濃度を測定できるものである。

第２レーザ出力回路３２は、初回のみ、第２レーザ出力回路３２の第２ＦＭＤ３２３の接続を遮断するなどし、第１波長λ１に対し、補正板３３による吸光率（第１参照吸光率）Ｉｒ１が第２レーザ出力制御回路３２内に保持されるようにする。

第２レーザ出力制御回路３２は、第１参照吸光率Ｉｒ１に基づいて、第２ＦＭＤ３２３にて、第２差分電圧を発生させる。第２差分電圧は、順次受光される３つの波長において、基準となる第１波長λ１の第１吸光率Ｉ１と他の波長（第２波長λ２、第３波長λ３）との吸光率（第２参照吸光率Ｉ２、第３参照吸光率Ｉ３）との差を、電圧に変換したものであり、初回における第１波長λ１のレーザ光２１の場合は、第１参照吸光率Ｉｒ１を電圧変換した値である。

第２差分電圧は、第２差動増幅器３２１にて、第１レーザ出力制御回路３１が出力した第１差分電圧と負加算され、レーザダイオードＬＤを駆動する駆動信号として出力される。

この信号は、第１レーザ出力制御回路３１で生成された第１波長λ１のレーザ光２１の出力を常に一定に保持するための信号に、第２レーザ出力制御回路３２で生成され、第１波長λ１のレーザ光２１が補正板３３に吸収されたことによる変動量に基づく補正信号を負加算した補正信号である。この補正信号でレーザドライバ６３を制御することにより、所定の出力でレーザダイオードＬＤから出射された第１波長λ１のレーザ光２１は、補正板３３を透過したレーザ光２１により、次回の第１波長λ１の出力が補正される。

つまり、補正板３３として純水と同等の吸光率特性を有するもの（例えば石膏ボード）を選択することにより、純水の吸光率によって補正した出力でレーザ光２１を出射することができる。

被測定部位２５は、グルコース以外の成分（例えば水分）が含まれているため、従来の方法でレーザ光を照射して反射させた光を受光すると、グルコース以外の成分（水）も含まれた測定値となる。

しかしながら、本実施形態では、純水の吸光率で補正した出力でレーザ光２１を被測定部位２５に照射する。つまり最終的に被測定部位２５に照射される第１波長λ１、第２波長λ２、第３波長λ３のレーザ光２１は、水の吸光率による差分が補正されて出力されているため、被測定部位２５で反射して受光部１２で受光された光量に基づく測定値（第１吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２、第３吸光率Ｉ３）は、グルコース自体の吸光率として、直接的に微分処理に用いることができる。

また、レーザ光２１の出力と同一時系列にて、その時の水の吸光率によってレーザ出力を補正するので、外気温、湿度等の状況に応じた補正も可能である。

次に、第１波長λ１の後に出力される例えば第２波長λ２のレーザ光２１が、補正板３３を透過すると、第２レーザ出力制御回路３２は、第２光検知器３２２で受光した受光量（第２参照吸光率Ｉｒ２）を、受光電圧に変換する。

第２レーザ出力制御回路３２は、保持されている第１参照吸光率Ｉｒ１と第２参照吸光率Ｉｒ２に基づく受光電圧の差分を第２ＦＭＤにて演算し、第２差分電圧を発生させる。

また、第２波長λ２のレーザ光２１の一部は、第１レーザ出力制御回路３１にて一定値を維持するべく第１差分電圧が発生されており、第２差動増幅器３２１にて、第１差分電圧および第２差分電圧が負加算され、レーザダイオードＬＤを駆動する駆動信号としてレーザドライバ６３に出力される。これにより次回出力される第２波長λ２のレーザ出力が補正される。

第３波長λ３のレーザ光２１についても同様であり、第１波長λ１のレーザ光を基準に第１参照吸光率Ｉｒ１と第３参照吸光率Ｉｒ３の差分が演算され、第３波長λ３のレーザ光２１を一定にするべく発生された第１差分電圧と、純水の吸光率による補正を行うための第２差分電圧とが負加算され、レーザドライバ６３に出力される。これにより次回出力される第３波長λ３のレーザ出力が補正される。

このようにして、第１波長λ１、第２波長λ２、第３波長λ３のレーザ光２１の出力とその補正が所定の時間繰り返される。

尚、各波長のレーザ光２１の出力順はここに記載したものに限らず、また基準とする波長も上記のものに限らない。

レーザ光２１は、被測定部位２５に所定の照射角度およびビームの絞り角（例：レンズ開口数ＮＡを適切な値に設定する）で照射される。

受光部１２は、被測定部位２５の真皮層２５２からの反射光２２を受光（第１吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２、第３吸光率Ｉ３）し、電気信号に変換する。電気信号は、受光した光の強度に比例し、増幅器１４により増幅され、制御部６のＡ／Ｄ変換器６２に出力される。

このように、本実施形態では、補正板３３として、純水と同じ吸光特性を示すものが選択されている。その結果、波長に応じて、補正板３３の吸光率に従ったレーザ出力が得られる。この補正されたレーザ出力で、レーザ光２１を被測定部位２５に照射しその時の反射光を受光する。この時、受光する光量は純水の吸光率によって補正されているので、受光量そのもの（第１吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２、第３吸光率Ｉ３）が、絶対的なグルコースの吸光率として求められる。

レーザ光２１は、各波長が順次切り換えて出力されるので、その時々の吸光率をサンプリングする。制御部６は、演算処理部６５によりＡ／Ｄ変換回路６２から出力された第１吸光率Ｉ１、第２吸光率Ｉ２、第３吸光率Ｉ３に基づく信号により、微分処理を行い、２次微分値を演算して、これらをパラメータとする血糖値変換関数によって、血糖値を求める。

この光学測定ユニット１によれば、従来のような補正板を測定系に持たなくてすむため、全体的に小型化が可能である。また、同一時間系列にて測定するため、誤差要因を少なくすることができるため、結果的に精度よく、血糖値を計測する光学測定ユニット１が実現する。

また、本実施形態の光学測定ユニット１は、レーザ出力制御部１０において、ハードウエア的に、レーザ出力を補正するものである。ソフトウエア的に、演算で補正する場合には、レーザダイオードＬＤ等の出力のばらつきを吸収するために、生産上で、そのばらつき状態を測定しその値を記録したり、出力などが同じ値となるように調整したりするなどの行為が必要になる。

これに対して、ハードウエア的に自動的にレーザ出力が調整されれば、ばらつきの状態を事前に測定したり、調整したりするといった手間を省くことができる。

以上、血糖値を測定するための光学測定ユニット１を例に説明したが、これに限らず、例えば果物の果糖を検出する光学測定ユニットでも同様に実施でき、同様の効果が得られる。

本発明を説明するための回路ブロック図である。 本発明を説明するための（Ａ）波長と吸光率の関係を示す特性図、（Ｂ）波長とレーザ出力の関係を示す特性図である。 本発明を説明するための（Ａ）外観図、（Ｂ）断面図、（Ｃ）平面図、（Ｄ）平面図である。 本発明の被測定部位を説明するための（Ａ）概要図、（Ｂ）断面図である。 本発明を説明するための（Ａ）平面図、（Ｂ）断面図である。 本発明を説明するための波長と吸光率の関係を示す特性図である。 本発明を説明するための回路ブロック図である。

符号の説明

１ 光学測定ユニット
２ 表示部
３ アタッチメント
４ 電源スイッチ
５ 測定開始・停止ボタン
６ 制御部
７ 電源部
８ 外部筐体
１０ レーザ出力制御装置（レーザ出力制御部）
１１ 発光部
１１ａ 集光レンズ
１２ 受光部
１２ａ 集光レンズ
１４ 増幅器
１７ 遮光板
１８ スイッチ
２１ レーザ光
２２ 反射光
２５ 被測定部位
３１ 第１レーザ出力制御回路
３２ 第２レーザ出力制御回路
３３ 補正板
６１ ＤＳＰ
６２ Ａ／Ｄ変換回路
６３ レーザドライバ（レーザ駆動回路）
６５ 演算処理部
１００ 血糖値測定装置
１１１ 光源
１１２ 第１光検出器（光検出器）
２５１ 表皮
２５２ 真皮層
２５３ 皮下組織
３１１ 第１差動増幅器
３１２ 基準電圧設定回路
３１３ 第１ＦＭＤ
３２１ 第２差動増幅器
３２２ 第２光検出器（他の光検出器）
３２３ 第２ＦＭＤ
λ１ 第１波長
λ２ 第２波長
λ３ 第３波長
Ｉ１ 第１吸光率
Ｉ２ 第２吸光率
Ｉ３ 第３吸光率
ｉ ２次微分値

Claims (10)

1. 光源から出射される複数の異なる出射波長の近赤外レーザ光の出力を制御するレーザ出力制御装置であって、
   前記光源から出射される前記近赤外レーザ光の一部を受光する光検出器と、
   該光検出器の受光結果により前記近赤外レーザ光の出力を一定に制御する第１レーザ出力制御回路と、
   前記出射波長により光の吸収量が異なる補正板と、
   該補正板に前記近赤外レーザ光の一部を透過させた際の前記吸収量に基づき前記光源から出射される前記近赤外レーザ光の出力を補正する第２レーザ出力制御回路と、
   を具備することを特徴とするレーザ出力制御装置。
2. 前記第２レーザ出力制御回路は、前記補正板を透過した前記近赤外レーザ光を受光する他の光検出器を有し、該他の光検出器からの信号を前記第１レーザ出力制御回路に負加算することを特徴とする請求項１に記載のレーザ出力制御装置。
3. 前記第２レーザ出力制御回路は、前記補正板を透過したいずれか１つの前記出射波長における前記近赤外レーザ光の前記吸収量と、他の前記出射波長における前記吸収量との差分に基づき、前記他の出射波長の前記近赤外レーザ光の出力を補正することを特徴とする請求項１に記載のレーザ出力制御装置。
4. 前記補正板は、純水と同等の光の吸収特性を有することを特徴とする請求項１に記載のレーザ出力制御装置。
5. 光学的に被測定部位における糖分を測定する光学測定ユニットであって、
   前記被測定部位に対して出射波長がそれぞれ第１波長、第２波長および第３波長の近赤外レーザ光を個別に出力する光源と、前記近赤外レーザ光の一部を受光する光検出器とを有する発光部と、
   前記被測定部位で反射した前記近赤外レーザ光の反射光をそれぞれ検出する受光部と、
   前記光検出器の受光結果により前記近赤外レーザ光の出力を一定に保持する第１レーザ出力制御回路と、
   前記出射波長により光の吸収量が異なる補正板と、
   該補正板に前記近赤外レーザ光の一部を透過させた際の前記吸収量に基づき前記近赤外レーザ光の出力を補正する第２レーザ出力制御回路と、
   を具備することを特徴とする光学測定ユニット。
6. 前記第２レーザ出力制御回路は、前記補正板を透過した前記近赤外レーザ光を受光する他の光検出器を有し、該他の光検出器からの信号を前記第１レーザ出力制御回路に負加算することを特徴とする請求項５に記載の光学測定ユニット。
7. 前記第２レーザ出力制御回路は、前記補正板を透過したいずれか１つの前記出射波長における前記近赤外レーザ光の前記吸収量と、他の前記出射波長における前記吸収量との差分に基づき、前記他の出射波長の前記近赤外レーザ光の出力を補正することを特徴とする請求項５に記載の光学測定ユニット。
8. 演算処理を行う演算処理部を備え、該演算処理部は、前記受光部で受光した前記反射光に基づく第１吸光率、第２吸光率、第３吸光率の２次微分値を演算し、該２次微分値および、前記第１、第２、第３吸光率により前記被測定部位における糖度を算出することを特徴とする請求項５に記載の光学測定ユニット。
9. 前記第１波長、第２波長、第３波長は、それぞれ近傍の波長であり、この順で波長が長くなり、前記第３波長は、純水による吸光率が非常に大きくほぼ純水による吸光のみが測定できる波長であり、前記第２波長は、前記糖分による吸光率が大きい波長であり、前記第１波長は、前記糖分による吸光率が小さい波長であることを特徴とする請求項５に記載の光学測定ユニット。
10. 前記補正板は、純水と同等の光の吸収特性を有することを特徴とする請求項５に記載の光学測定ユニット。

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