CN103038627A - 散焦后的旋光度测定装置及旋光度测定方法以及散焦后的光纤光学系统 - Google Patents

Abstract

提供一种不依赖于试剂，可以在医疗场所实际使用的以高精度实时测定采血得到的血液或生物体的葡萄糖浓度，进而可以无损伤地高精度测定生物体的葡萄糖浓度，并且使用容易的旋光度测定装置、测定系统以及可以在其中使用的新式的偏振光变换光学系统和使用它的旋光度测定方法。在光纤环形干涉计中插入夹着样本的非可逆偏振光变换光学系统，在非可逆偏振光变换光学系统的输入输出光纤中在作为传送单元的小芯径高NA单模光纤中使用经由模式整合单元连接作为输入输出单元的大芯径低NA单模光纤的系统，采用光纤端面不放置在透镜的焦点上散焦后的结构解决了课题。

Description

散焦后的旋光度测定装置及旋光度测定方法以及散焦后的光纤光学系统

技术领域

本发明涉及作为采血得到的血液、血清、生物体等的旋光度测定用检测体的光散射检测体的散焦后的旋光度测定装置、能够在旋光度测定系统中使用的散焦后的光纤光学系统以及使用散焦后的光纤光学系统的旋光度测定方法，进而具体地说，涉及能够测定旋光度测定用检测体糖类的浓度，能够向人的血液、手指、耳朵、皮肤等照射激光光，测定其透过光以及/或者反射光，以高的测定精度测定旋光度测定用检测体的糖类成分浓度的散焦后的旋光度测定装置、散焦后的光纤光学系统以及使用散焦后的光纤光学系统的旋光度测定方法的发明。

背景技术

作为血液中葡萄糖浓度的测定方法已知的第1种方法是如在专利文献1中记载那样的，在手指等的生物体的一部分上照射红外线激光，对来自血管的散射光进行分光测定包含在血液中的葡萄糖浓度的方法。它是利用散射光与葡萄糖浓度成比例地降低这一点。但是，该方法存在散射光的光强度受温度和皮肤的水分和油成分等的影响，没有广泛普及。

第2种方法如非专利文献1以及专利文献2等中记载的那样，传送与旋光物质正交的偏振光成分用开口回路测量其双折射率的方法。但是，在该方法中如果用作为健康人的血糖值水平0.1g/dL（分升）的指标测定厚度是10mm左右的葡萄糖则误差大，在光的散射大的血液和手指等的生物体中完全不能测定。

第3种方法是用专利文献3中记载的双折射率测定装置测定的方法。该方法和本发明一样在具有极化面保存光纤的环形干设计的环形中设置对置准直光学系统，使平行光束在检测体内传送，通过测定左右两回旋光的相位差测量检测体的旋光度。在该方法中能够在装入厚度10mm左右的玻璃制单元中的葡萄糖中以足够的精度测定作为健康人的血糖值的0.1g/dL。

图23是表示在以往的对置准直器中插入光散射检测体的光学系统的图，在从具有金属环2-1、2-2的一对单模（以下还称为SM）光纤1-1、1-2的前端分别到只距离透镜3-1、3-2的焦点距离5-1、5-2的位置上配置透镜3-1、3-2构成对置准直光学系统，在其间配置光散射检测体4测定光散射检测体4的旋光度。作为提高测定精度的最佳的方法是，将各光纤的端面分别配置在各透镜的焦点位置上形成对置准直器，用透镜将从一方的光纤端面射出的信号光形成为平行光线照射在光散射检测体4上，使透过了光散射检测体4的信号光在另一光纤上耦合。但是，当在图23的对置准直器中插入了厚度1.5mm左右的手指指根的折皱部的情况下，生物体的散射损失非常大，不能测定旋光度。

这是因为单模光纤对置准直光学系统的插入损失一般是0.5dB左右，但如果插入生物体则插入损失变成大于等于80dB的缘故。

图24是使用波长850nm用SM光纤的对置准直器的、透镜的焦点距离是f＝2.5mm，透镜间的距离是30mm时的光束角度依赖性的理论计算结果，图中，横轴是准直器角度（单位：度）即射入射出准直器的光束角度、纵轴是损失（单位：dB）。由此知道，光束角度如果偏离0度至0.3度左右则耦合损失增大到大于等于50dB。因而，当用带透镜的单模光纤对置准直光学系统夹着实际的手指折皱部的情况下的插入损失变成大于等于80dB的原因一般认为是由于用透镜实施了准直的平行光线在生物体内部随机散射，因而光束传送角度变化的缘故。

虽然已知以上的原因，但至今大多还在尝试开发高精度测定采血得到的血液和生物体的葡萄糖浓度的光学式测定装置。但是，以高精度测定采血得到的血液和生物体的葡萄糖浓度是极其困难的，虽然已用于果类的糖度测定，但在采血得到的血液和生物体的葡萄糖浓度的测定中使用的测定仪还没有实现，当前的现状是采血得到的血液和生物体的葡萄糖浓度的测定还不得不依赖于使用药剂的方法。

专利文献1：特开2004-313554号公报

专利文献2：特开2007-093289号公报

专利文献3：特开2005-274380号公报

非专利文献1：横田正幸等“使用铅玻璃光纤偏振光调制器的葡萄糖传感器”，第31届回光波传感技术研究会LST31-8，PP.51-56，2003年6月

非专利文献2：梶冈於保，“光纤陀螺的开发”，第3届回光波传感技术研究会，LST3-9，PP.55-62，1989年6月

发明内容

如上所述直至今天高精度地测定采血得到的血液和生物体的葡萄糖浓度的光学式测定装置还没有实用化。本发明就是鉴于以上的状况提出的，本发明要解决的问题在于提供一种能够以不依赖于试剂，在医疗场所能够使用的高精度实时测定采血得到的血液和生物体的葡萄糖浓度，进而能够无损伤地以高精度测定生物体的葡萄糖浓度并且使用容易的旋光度测定装置、测定系统以及能够在其中使用的新式的偏振光变换光学系统和使用它的旋光度测定方法。

在使在前端具有透镜的光纤夹着被测定对象在信号光的光路上相对，从一方向另一方进行光耦合的光纤光学系统中，为了减少耦合损失，公知的技术思想是将相对的各光纤设置成其端面位于透镜的焦点位置上的平行光学系统最佳。但是，如果看看本发明人的实验性研究结果，则该方法不能解决本发明的课题。

本发明和以往的技术思想不同，通过使用将光纤的端面从透镜的焦点位置移开配置的全新的技术思想的散焦偏振光变换光学系统解决了课题。进而，在偏振光变换光学系统中采用模式整合单元，以以往不可能想到的低损失实现了用光纤夹着生体等的散射体的光学系统的耦合损失。以下，具体的说明本发明的例子。

作为为了解决课题而提出的本发明的例子的第1发明的实施方式例子（以下称为发明1）是散焦后的旋光度测定装置，在信号光的光路中夹着光散射检测体等的旋光度测定用检测体即样本相对配置在前端部配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者通过上述样本反射的信号光入射到在前端配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此测定与上述样本的旋光度相关联的光学信息，所述旋光度测定装置的特征在于：配置在入射到上述一方的单模光纤的上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元上的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，构成上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面的至少一方不在该单模光纤的输出单元透镜的焦点位置上的散焦后的光纤光学系统。

作为展开发明1的本发明的例子的第2发明的实施方式例子（以下，称为发明2）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：上述一方的单模光纤的数值孔径即NA和上述另一方的单模光纤的NA的至少一方小于等于0.07。

作为展开发明1或者2的本发明的例子的第3发明的实施方式例子（以下，称为发明3）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1或者2所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更靠近该输出单元透镜的位置。

作为展开发明1或者2的本发明的例子的第4发明的实施方式例子（以下，称为发明4）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1或者2所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更远离该输出单元透镜的位置。

作为展开发明1~4的本发明的例子的第5发明的实施方式例子（以下，称为发明5）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1~4的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：上述单模光纤的前端部和该光纤的输出单元透镜被相互固定。

作为展开发明1~5的本发明的例子的第6发明的实施方式例子（以下，称为发明6）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1~5的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有法拉第旋光元件。

作为展开发明1~6的本发明的例子的第7发明的实施方式例子（以下，称为发明7）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1~6的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有四分之一波片以及偏振器。

作为展开发明1~7的本发明的例子的第8发明的实施方式例子（以下，称为发明8）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1~7的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤是极化面保存光纤，在上述各光纤前端部和样本之间配置有偏振器和法拉第旋光元件和四分之一波片，设定上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片的方位和极化面保存光纤的固有偏振光方位，以便从上述双方的各极化面保存光纤射出同一固有偏振光模式即射出偏振光模式的信号光，从上述样本的一方的入射一侧作为右旋圆偏振光或者左旋圆偏振光入射到上述样本上，从上述样本另一方的入射一侧作为左旋圆偏振光或者右旋圆偏振光入射后，分别在光路的极化面保存光纤上以和上述射出偏振光模式相等的偏振光模式耦合。

作为展开发明1~8的本发明的例子的第9发明的实施方式例子（以下，称为发明9）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1~8的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：上述散焦后的旋光度测定装置用上述样本和上述散焦后的光纤光学系统和上述极化面保存光纤构成环形光干涉系统的环形光路，通过测定在两个方向上传送上述环形光路的光的起因于上述样本而产生的相位差，能够测定上述样本的旋光度。

作为展开发明9的本发明的例子的第10发明的实施方式例子（以下，称为发明10）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明9所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：上述散焦后的旋光度测定装置的构成是：在环形干涉计的环形光路中传送作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号的偏振光，环形干涉计的环形光路的光纤部分作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号光的偏振光以同一固有直线偏振光模式，在相同的光纤中分别作为右旋信号光和左旋信号光传送，上述样本部分以相互正交的圆偏振光状态分别传送右旋信号光和左旋信号光。

作为展开发明1~10的本发明的例子的第11发明的实施方式例子（以下，称为发明11）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1~10的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：具有能够在和光路成直角方向上扫描上述样本的机构。

作为展开发明1~11的本发明的例子的第12发明的实施方式例子（以下，称为发明12）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1~11的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：上述样本是生物体的一部分，上述旋光度测定装置为了测定与上述样本的旋光度有关的光学信息，作为上述信号光的相位差的检测单元的一部分具有与以使生物体的脉搏或者测定部位的厚度等的该生物体的一部分尺寸周期性变化的方式人为给予的信号同步来检测上述相位差的单元。

作为展开发明1~12的本发明的例子的第13发明的实施方式例子（以下，称为发明13）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1~12的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：上述样本是生物体的一部分，上述旋光度测定装置使用夹着测定与上述样本的旋光度相关的光学信息的部分的测定端子部，并且将上述光纤的上述前端部保持在上述测定端子部。

作为展开发明1~13的本发明的例子的第14发明的实施方式例子（以下，称为发明14）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1~13的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：具有能够改变上述一方的单模光纤的输出单元透镜和另一方的单模光纤的输出单元透镜之间的距离的透镜间距离调整单元。

作为展开发明1~14的本发明的例子的第15发明的实施方式例子（以下，称为发明15）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1~14的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方是通过模式整合单元连接芯径不同的第1光纤和第2光纤的单模光纤，相对地上述第1光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第1光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在靠近上述第2光纤的上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上。

作为展开发明1~15的本发明的例子的第16发明的实施方式例子（以下，称为发明16）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1~15的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的一方的光纤和另一方的光纤是同一种光纤。

作为展开发明1~16的本发明的例子的第17发明的实施方式例子（以下，称为发明17）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1~16的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的光纤是所谓的双金属包层型极化面保存光纤。

作为展开发明1~17的本发明的例子的第18发明的实施方式例子（以下，称为发明18）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1~17的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：在上述模式整合单元中使用芯扩大光纤和芯缩小光纤的至少一种。

作为展开发明1~18的本发明的例子的第19发明的实施方式例子（以下，称为发明19）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1~18的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：使在信号光光路上相对配置的上述一方的单模光纤的输出单元透镜和上述另一方的单模光纤的输出单元透镜间的距离窄于3mm。

作为展开发明1~19的本发明的例子的第20发明的实施方式例子（以下，称为发明20）是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1~19的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于：将在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片和上述输出单元透镜配置在光纤端部的散焦后的光纤光学系统的双方处于上述样本的信号光入射面的同一侧，并且在上述散焦后的光纤光学系统和上述样本之间配置四分之一波片。

作为为了解决课题的本发明的例子的第21发明的实施方式例子（以下称为发明21）是散焦后的光纤光学系统，用于在信号光的光路上夹着光散射检测体等的旋光度测定用检测体即样本相对配置在前端部配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者通过上述样本反射的信号光入射到在前端部配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此能够测定与上述样本的旋光度相关联的光学信息的旋光度测定系统，所述光纤光学系统的特征在于：配置在上述一方的单模光纤的入射到上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元上的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面的至少一方不在该单模光纤的输出单元透镜的焦点位置上。

作为展开发明21的本发明的例子的第22发明的实施方式例子（以下，称为发明22）是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明21所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：上述一方的单模光纤的数值孔径即NA和上述另一方的单模光纤的NA的至少一方小于等于0.07。

作为展开发明21或者22的本发明的例子的第23发明的实施方式例子（以下，称为发明23）是散焦后的光纤光学系的发明的实施方式例子，在发明21或者22所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更接近该输出单元透镜的位置上。

作为展开发明21或者22的本发明的例子的第24发明的实施方式例子（以下，称为发明24）是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明21或者22所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更远离该输出单元透镜的位置上。

作为展开发明21~24的本发明的例子的第25发明的实施方式例子（以下，称为发明25）是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明21~24的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：上述单模光纤的前端部和该光纤的输出单元透镜被相互固定。

作为展开发明21~25的本发明的例子的第26发明的实施方式例子（以下，称为发明26）是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明21~25的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有法拉第旋光元件。

作为展开发明21~26的本发明的例子的第27发明的实施方式例子（以下，称为发明27）是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明21~26的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有四分之一波片以及偏振器。

作为展开发明21~27的本发明的例子的第28发明的实施方式例子（以下，称为发明28）是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明21~27的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤是极化面保存光纤，在上述各光纤前端部和样本之间配置有偏振器和法拉第旋光元件和四分之一波片，设定上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片的方位和极化面保存光纤的固有偏振光方位，以便从上述双方的各极化面保存光纤射出同一固有偏振光模式即射出偏振光模式的信号光，从上述样本的一方的入射一侧作为右旋圆偏振光或者左旋圆偏振光入射到上述样本，从上述样本另一方的入射一侧作为左旋圆偏振光或者右旋圆偏振光入射后，分别在光路上的极化面保存光纤上以和上述射出偏振光模式相等的偏振光模式耦合。

作为展开发明21~28的本发明的例子的第29发明的实施方式例子（以下，称为发明29）是散焦后的光纤光学系的发明的实施方式例子，在发明21~28的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：上述散焦后的光纤光学系能够用上述样本和上述散焦后的光纤光学系统和上述极化面保存光纤构成环形光干涉系统的环形光路，可以作为通过测定在两个方向上传送上述环光路中的光的起因于上述样本而发生的相位差，可以测定与上述样本的旋光度相关的光学信息的旋光度测定系统的构成要素使用。

作为展开发明29的本发明的例子的第30发明的实施方式例子（以下，称为发明10）是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明29所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：上述光纤光学系统的构成是：在环形干涉计的环形光路中传送作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号光的偏振光，环形干涉计的环形光路的光纤部分作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号光的偏振光以同一固有直线偏振光模式，在相同的光纤中分别作为右旋信号光和左旋信号光传送，上述样本部分在相互正交的圆偏振光状态下分别传送右旋信号光和左旋信号光。

作为展开发明21~30的本发明的例子的第31发明的实施方式例子（以下，称为发明31）是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明21~30的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：具有能够在和光路成直角方向上扫描上述样本的机构。

作为展开发明21~31的本发明的例子的第32发明的实施方式例子（以下，称为发明32）是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明21~31的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：上述样本是生物体的一部分，上述旋光度测定装置为了测定与上述样本的旋光度有关的光学信息，作为上述信号光的相位差的检测单元的一部分具有与以使生物体的脉搏或者测定部位的厚度等的该生物体的一部分尺寸周期性变化的方式人为给予的信号同步来检测上述相位差的单元。

作为展开发明21~32的本发明的例子的第33发明的实施方式例子（以下，称为发明33）是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明21~32的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：上述样本是生物体的一部分，上述光纤光学系统使用夹着测定与上述样本的旋光度相关的光学信息的部分的测定端子部，并且将上述光纤的上述前端部保持在上述测定端子部。

作为展开发明21~33的本发明的例子的第34发明的实施方式例子（以下，称为发明34）是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明21~33的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：具有能够改变上述一方的单模光纤的输出单元透镜和另一方的单模光纤的输出单元透镜之间的距离的透镜间距离调整单元。

作为展开发明21~34的本发明的例子的第35发明的实施方式例子（以下，称为发明35）是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明21~34的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方是通过模式整合单元连接芯径不同的第1光纤和第2光纤的单模光纤，相对地上述第1光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第1光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在靠近上述第2光纤的上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上。

作为展开发明21~35的本发明的例子的第36发明的实施方式例子（以下，称为发明36）是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明21~35的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的一方的光纤和另一方的光纤是同一种光纤。

作为展开发明21~36的本发明的例子的第37发明的实施方式例子（以下，称为发明37）是散焦后的光纤光学系的发明的实施方式例子，在发明21~36的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：在信号光的光路中夹着上述样本相对配置的光纤是所谓的双金属包层型极化面保存光纤。

作为展开发明21~37的本发明的例子的第38发明的实施方式例子（以下，称为发明38）是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明21~37的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：在上述模式整合单元中使用芯扩大光纤和芯缩小光纤的至少一方。

作为展开发明21~38的本发明的例子的第39发明的实施方式例子（以下，称为发明39）是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明21~38的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：使在信号光光路上相对配置的上述一方的单模光纤的输出单元透镜和上述另一方的单模光纤的输出单元透镜间的距离窄于3mm。

作为展开发明21~39的本发明的例子的第40发明的实施方式例子（以下，称为发明40）是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明21~39的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于：将在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片和上述输出单元透镜配置在光纤端部的散焦后的光纤光学系统的双方处于上述样本的信号光入射面的同一侧，并且在上述散焦后的光纤光学系统和上述样本之间配置四分之一波片。

作为为了解决课题的本发明的例子的第41发明的实施方式例子（以下称为发明41）是散焦后的旋光度测定方法，在信号光的光路中夹着光散射检测体等的旋光度测定用检测体即样本相对配置在前端部配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者通过上述样本反射的信号光入射到在前端部配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此测定与上述样本的旋光度相关联的光学信息，所述旋光度测定方法的特征在于：将配置在入射到上述一方的单模光纤的上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元上的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，形成上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面的至少一方不在该单模光纤的输出单元透镜的焦点位置上的散焦后的光纤光学系统。

作为展开发明41的本发明的例子的第42发明的实施方式例子（以下，称为发明42）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：上述一方的单模光纤的数值孔径即NA和上述另一方的单模光纤的NA的至少一方小于等于0.07。

作为展开发明41或者42的本发明的例子的第43发明的实施方式例子（以下，称为发明43）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41或者42所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更接近该输出单元透镜的位置上。

作为展开发明41或者44的本发明的例子的第44发明的实施方式例子（以下，称为发明44）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41或者44所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更远离该输出单元透镜的位置上。

作为展开发明41~44的本发明的例子的第45发明的实施方式例子（以下，称为发明45）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41~44的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：上述单模光纤的前端部和该光纤的输出单元透镜被相互固定。

作为展开发明41~45的本发明的例子的第46发明的实施方式例子（以下，称为发明46）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41~45的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有法拉第旋光元件。

作为展开发明41~46的本发明的例子的第47发明的实施方式例子（以下，称为发明47）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41~46的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有四分之一波片以及偏振器。

作为展开发明41~47的本发明的例子的第48发明的实施方式例子（以下，称为发明48）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41~47的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤是极化面保存光纤，在上述各光纤前端部和样本之间配置有偏振器和法拉第旋光元件和四分之一波片，设定上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片的方位和极化面保存光纤的固有偏振光方位，以便从上述双方的各极化面保存光纤射出同一固有偏振光模式即射出偏振光模式的信号光，从上述样本的一方的入射一侧作为右旋圆偏振光或者左旋圆偏振光入射到上述样本，从上述样本另一方的入射一侧作为左旋圆偏振光或者右旋圆偏振光入射后，分别在光路上的极化面保存光纤上以和上述射出偏振光模式相等的偏振光模式耦合。

作为展开发明41~48的本发明的例子的第49发明的实施方式例子（以下，称为发明49）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41~48的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：上述散焦后的旋光度测定系统用上述样本和上述散焦后的光纤光学系统和上述极化面保存光纤构成环形光干涉系统的环形，通过测定在上述环形中在两个方向上传送的光的起因于上述样本而产生的相位差，能够测定上述样本的旋光度。

作为展开发明49的本发明的例子的第50发明的实施方式例子（以下，称为发明50）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明49所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：上述散焦后的旋光度测定系统的构成是：在环形干涉计的环形光路中传送作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号的偏振光，环形干涉计的环形光路的光纤部分作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号光的偏振光以同一固有直线偏振光模式，在相同的光纤中分别作为右旋信号光和左旋信号光传送，上述样本部分在相互正交的圆偏振光状态下分别传送右旋信号光和左旋信号光。

作为展开发明41~50的本发明的例子的第51发明的实施方式例子（以下，称为发明51）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41~50的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：具有能够在和光路成直角方向上扫描上述样本的机构。

作为展开发明41~51的本发明的例子的第52发明的实施方式例子（以下，称为发明52）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41~51的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：上述样本是生物体的一部分，上述旋光度测定方法为了测定与上述样本的旋光度有关的光学信息，作为上述信号光的相位差的检测单元的一部分具有与以使生物体的脉搏或者测定部位的厚度等的该生物体的一部分尺寸周期性变化的方式人为给予的信号同步来检测上述相位差的单元。

作为展开发明41~52的本发明的例子的第53发明的实施方式例子（以下，称为发明53）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41~52的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：上述样本是生物体的一部分，上述旋光度测定方法使用夹着测定与上述样本的旋光度相关的光学信息的部分的测定端子部，并且将上述光纤的上述前端部保持在上述测定端子部。

作为展开发明41~53的本发明的例子的第54发明的实施方式例子（以下，称为发明54）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41~53的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：使用能够改变上述一方的单模光纤的输出单元透镜和另一方的单模光纤的输出单元透镜之间的距离的透镜间距离调整单元。

作为展开发明41~54的本发明的例子的第55发明的实施方式例子（以下，称为发明55）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41~54的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方是通过模式整合单元连接芯径不同的第1光纤和第2光纤的单模光纤，相对地上述第1光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第1光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在上述第2光纤的靠近上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上。

作为展开发明41~55的本发明的例子的第56发明的实施方式例子（以下，称为发明56）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41~55的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的一方的光纤和另一方的光纤是同一种光纤。

作为展开发明41~56的本发明的例子的第57发明的实施方式例子（以下，称为发明57）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41~56的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的光纤是所谓的双金属包层型极化面保存光纤。

作为展开发明41~57的本发明的例子的第58发明的实施方式例子（以下，称为发明58）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41~57的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：在上述模式整合单元中使用芯扩大光纤和芯缩小光纤的至少一方。

作为展开发明41~58的本发明的例子的第59发明的实施方式例子（以下，称为发明59）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41~58的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：使在信号光光路上相对配置的上述一方的单模光纤的输出单元透镜和上述另一方的单模光纤的输出单元透镜间的距离窄于3mm。

作为展开发明41~59的本发明的例子的第60发明的实施方式例子（以下，称为发明60）是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41~59的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于：将在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片和上述输出单元透镜配置在光纤端部的散焦后的光纤光学系统的双方处于上述样本的信号光入射面的同一侧，并且在上述散焦后的光纤光学系统和上述样本之间配置四分之一波片。

作为为了解决课题而提出的本发明的例子的第61发明的实施方式例子（以下称为发明61）是旋光度测定装置，在信号光的光路中夹着光散射检测体等的旋光度测定用检测体即样本相对配置在前端部上配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部上配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者通过上述样本反射的信号光入射到在前端配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此测定与上述样本的旋光度相关联的光学信息，所述旋光度测定装置的特征在于：使用光纤光学系统，该光纤光学系统将配置在上述一方的单模光纤的入射到上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元上的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元上的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方是经由模式整合单元连接芯径不同的第1光纤和第2光纤的单模光纤，相对地上述第1光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第1光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在上述第2光纤的靠近上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上，其中NA表示数值孔径。

作为展开发明61的本发明的例子的第62发明的实施方式例子（以下，称为发明62）是旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明61所述的旋光度测定装置中，其特征在于：上述第2光纤的NA小于等于0.07。

作为展开发明61或者62的本发明的例子的第63发明的实施方式例子（以下，称为发明63）是旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明61或者61所述的旋光度测定装置中，其特征在于：上述光纤光学系统是在光纤的端面附近的光路上除了上述输出单元透镜外还具有偏振器和法拉第旋光元件和四分之一波片的偏振光变换光学系统。

作为展开发明61~63的本发明的例子的第64发明的实施方式例子（以下，称为发明64）是旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明61~63所述的旋光度测定装置中，其特征在于：上述旋光度测定装置用上述样本和上述光纤光学系统和上述单模光纤构成环形光干涉系统的环形光路，通过测定在上述环形光路中在两个方向上传送的光的起因于上述样本而产生的相位差，能够测定上述样本的旋光度。

作为为了解决课题而提出的本发明的例子的第65发明的实施方式例子（以下称为发明65）是光纤光学系统，使用于旋光度测定装置，所述旋光度测定装置在信号光的光路中夹着光散射检测体等的旋光度测定用检测体即为样本相对配置在前端部上配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部上配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者通过上述样本反射的信号光入射到在前端部配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此能够测定与上述样本的旋光度相关联的光学信息，所述光纤光学系统的特征在于：将配置在上述一方的单模光纤的入射到上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元上的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元上的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面的至少一方是经由模式整合单元连接芯径不同的第1光纤和第2光纤的单模光纤，相对地上述第1光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第1光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在上述第2光纤的靠近上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上，其中，NA表示数值孔径。

作为为了解决课题而提出的本发明的例子的第66发明的实施方式例子（以下称为发明66）是旋光度测定方法，在信号光的光路中夹着光散射检测体等的旋光度测定用检测体即样本相对配置在前端部上配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部上配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者通过上述样本反射的信号光入射到在前端配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此能够测定与上述样本的旋光度相关联的光学信息，所述旋光度测定方法的特征在于：将配置在上述一方的单模光纤的入射到上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元上的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方是经由模式整合单元连接芯径不同的第1光纤和第2光纤的光纤，相对地上述第1光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第1光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在上述第2光纤的靠近上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上，其中，NA表示数值孔径。

如果采用本发明的散焦后的旋光度测定装置，或者，通过使用散焦后的光纤光学系统以及使用了上述光纤光学系统的旋光度测定方法，能够在微量的血液的测定和不采血的测定中高精度地测定与血糖值有关的生物体的葡萄糖浓度。

本发明特别是在不采血的无损伤测定方法中发挥了巨大的效果，第一，没有伴随以针采血的烦恼和痛苦，第二，不需要采血针的废弃处理因此很卫生，第三，因为不需要在采血法中使用的和葡萄糖反应的试剂所以不需要每年10万多日元的运行成本因此很经济，第四，因为可以简单地测定所以血糖值监测每天可以进行多次可以用于糖尿病患者和健康人士的健康管理，第五，还大幅度降低了国家承担的医疗费等。

而后，可以进行本发明的光散射检测体的测定的旋光度测定装置通过在普通家庭中使用，因而带来了能够大幅度减少当今世界范围增加的糖尿病患者的数量以及糖尿病潜在患者的人数这一极大福音，同时还能够带来大幅度降低对患者治疗所需要的费用的极大福音。进而，通过使用包含本发明的模式整合单元的改善后的光纤光学系统的旋光度测定装置、旋光度测定方法，能够以以往不可想象的极高的精度测定与被测定检测体的旋光度有关的光学信息，能够进一步提高上述本发明的效果。

附图说明

图1是说明初始损失增加10dB、20dB的对置单模光纤光学系统的耦合损失的光束角度依赖性（理论计算值）的曲线图。

图2是作为本发明的实施方式例子的散焦后的偏振光变换光学系统的构成图。

图3是作为本发明的实施方式例子的散焦后的偏振光变换光学系统的构成图。

图4是作为本发明的实施方式例子的散焦后的偏振光变换耦合光学系统。

图5是作为本发明的实施方式例子的散焦后的偏振光变换耦合光学系统的原理说明图。

图6是作为本发明的实施方式例子的散焦后的旋光度测定装置的构成图。

图7是作为本发明的实施方式例子的散焦后的旋光度测定装置的构成图。

图8是作为本发明的实施方式例子的散焦后的旋光度测定装置的构成图。

图9是用于说明在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元的图。

图10是用于说明在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元的图。

图11是用于说明从在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元中制作准直光的图。

图12是用于说明从在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元中制作散焦光的图。

图13是用于说明从在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元中制作准直圆偏振光的图。

图14是用于说明从在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元中制作散焦圆偏振光的图。

图15是概念性表示从包含在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元的圆偏振光变换准直器射出的光束的图。

图16是概念性表示从包含在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元的圆偏振光散焦偏振光变换光学系统射出的光束的图。

图17是在作为本发明的实施方式的、对置模式整合偏振光变换准直器中插入光散射检测体的光学系统。

图18是在作为本发明的实施方式的，对置模式整合散焦偏振光变换光学系统中插入光散射检测体的光学系统。

图19是说明使用作为本发明的实施方式例子的，模式整合散焦偏振光光学系统从斜向向光散射检测体照射信号光的耦合光学系统的图。

图20是使用在作为本发明的实施方式例子的，对置模式整合散焦偏振光变换光学系统中夹着光散射检测体的耦合光学系统的旋光度测定装置的构成图。

图21是说明使用用作为本发明的实施方式例子的，对置模式整合散焦偏振光光学系统从斜向向光散射检测体照射信号光的耦合光学系统的图。

图22是说明在作为本发明的实施方式例子的旋光度测定装置中的测定方法的图。

图23是在以往的对置准直器中插入光散射检测体的光学系统。

图24是说明对置单模光学系统的耦合损失的光束角度依赖性（理论计算值）的曲线图。

图25是说明以往的准直后的耦合光学系统的图。

符号说明

1：构成环形的PM光纤

1-1、1-2、1-3、1-4、1-5、1-6、1-7、1-8：光纤

2-1、2-2：金属环

3-1、3-2、3-3、35：透镜

4，45：样本，光散射检测体

5-1、5-2、37：焦点距离

9-1、9-2、38：偏振器

11-1、11-2、11-3、39：法拉第旋光元件

13-1、13-2、13-3、40、47：四分之一波片

14-1、14-2：偏振光变换散焦光学系统

14-3、14-4：偏振光变换准直光学系统

15-1、15-2：PM光纤剖面

16-1、16-2：入射偏振光方位

17、48：SLD光源

18-1、18-2：方向性耦合器

19、50：光纤型偏振器

20、52：光相位调制器

21、55：受光器

22、56：信号处理电路

23、57：相位调制信号

24：移动载物台

25：平行光束

26-1、26-2、26-3：反射镜

27-1、27-2：45度扭转铰接头

28-1、28-2：光纤型偏振光光束分离合成器

29-1、29-2、54-1、54-2：铰接头

30：正交偏振波延迟光路

31、51-1、51-2：小芯径高NA极化面保存光纤

32：大芯径低NA极化面保存光纤

32a：光纤的端面

33、34：模式整合单元

36：透镜焦点位置

41：包含模式整合单元的偏振光变换准直光学系统

42：包含模式整合单元的散焦偏振光变换光学系统

43：准直圆偏振光

44：散焦圆偏振光

46：玻璃板

49-1、49-2：耦合器

53-1、53-2：左右双旋直线偏振光

58、59：旋光度测定装置

60：可见激光光

61：半透半反镜

62：显微镜

具体实施方式

以下，参照附图说明本发明的实施方式的例子。而且，在说明中使用的各图以能够理解本发明的实施方式例子的方式概略地表示各构成成分的尺寸、形状、配置关系等。而后为了说明上的便利，还可以局部改变放大率进行图示，在本发明的实施方式的说明中使用的图也有时不是必须和实施例等的实物或描述相似。另外，在各图中，对于同样的构成成分附加相同的符号表示，也可以省略重复的说明。另外，在以下的说明中，对于本发明的各实施方式例子的散焦后的旋光度测定装置、使用散焦后的光纤光学系统的旋光度测定方法重复说明的部分较多。因而，为了避免说明的重复，不产生误解，没有特别说明地在光纤光学系统的说明中兼而说明旋光度测定装置和旋光度测定方法的部分或者全部，另外也可以相反。

至今为止许多医疗相关人员希望能够实现以高精度测定采血得到的血液和生物体的葡萄糖浓度的测定仪，并为此进行了许多努力，但至今未能实现，据此本发明的发明人对其原因进行了详细分析。

其结果得到了这样的结论，在过去已知的各种测定方法中实现困难，必须发现此前在这种测定中未使用过的新的测定原理。

测定装置的基本构成优选设置为采用光纤的环形干涉计，让偏振光入射到被测定用检测体（样本），测定该偏振光的相位变化的结构。但是，需要格外提高测定精度。

此前在光纤之间夹着样本的环形干涉计中，在样本的光入射射出面间使用光纤准直光学系统进行光耦合的结构光损失少，能够将插入损失降到最低这一说法在专家们之间是定论。在使用光纤准直光学系统测定信号光的强度变化和相位变化的情况下，将光纤的端面配置在准直透镜的焦点位置上。

使用此方法对各种样本测定了相位变化。但是，知道在医疗场所等的实用化中，与糖类有关的信息的检测精度不够，需要进一步提高检测精度。

因而，本发明的发明人超越了专家们的常识，分别构筑了将光纤的端面配置在透镜焦点位置上的以往的光纤偏振光变换光学系统（以下还称为以往型偏振光变换光学系统）和将光纤的端面从透镜的焦点位置移开配置的散焦光纤偏振光变换光学系统（以下还称为散焦偏振光变换光学系统），对于在相对配置的一对以往型偏振光变换光学系统间作为样本配置采血得到的血液或生物体等并向样本入射作为信号光的偏振光的情况，和在相对配置的一对散焦偏振光变换光学系统之间作为和上述以往型偏振光变换光学系统的情况一样条件的样本配置采血得到的血液或生物体等并向样本入射作为信号光的偏振光的情况，分别测定了由样本形成的信号光的相位变化。

其结果，发现使用散焦偏振光变换光学系统的情况与使用以往型偏振光变换光学系统的情况相比能够以更高的精度测定由样本产生的信号光的相位变化，实现了本发明。

图1是本发明的发明人要验证上述研究结果而进行的理论计算结果的例子，是使用了焦点距离是f＝2.5mm，透镜间距离是30mm的情况下的波长850nm用的SM光纤的对置单模光纤光学系统的耦合损失的光束角度依赖性的理论计算结果。图1（a）是将光纤的端面从输出单元透镜的焦点位置错开（即，散焦）并给予10dB的初始损失（没有光束角度错位的损失）时的耦合损失的光束角度依赖性的理论计算结果，图1（b）是给予20dB的初始损失时的耦合损失的光束角度依赖性的理论计算结果。图中，横轴是入射光的光束角度，纵轴是损失（dB）。从图中可知，光束角度错开0.3度时的损失在初始损失是10dB的情况下是很高的5dB左右，在初始损失是20dB的情况下是1dB左右。本发明的发明人进一步对实际的旋光度测定装置、光纤光学系统进行了详细研究。

以下，引用实施方式例子进一步详细说明。

在本发明的实施方式例子中使用了这样的旋光度测定装置，即，使从在前端部上配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到采血得到的血液和生物体等的样本中，使透过上述样本的信号光或者由上述样本反射的信号光或者透过上述样本的信号光和由上述样本反射的信号光的双方入射到在前端部上配置有透镜的另一单模光纤的端面，由此能够测定与上述样本的旋光度有关的光学信息。

有上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤是不同的光纤的情况（第1例子）和上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤是相同的光纤的情况（第2例子），也有上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤是一对的情况，还有多对的情况。

本发明的实施方式例子的特征在于：上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤的至少一个在前端部上配置输出单元透镜（该输出单元透镜对于作为环形干涉计中的信号光的左右两旋光中的一方的信号光，例如对于左旋光成为输出一侧光纤的情况下，对于作为另一方的信号光的右旋光成为输入一侧光纤的透镜，称为输出单元透镜），构成作为具有输出单元透镜的单模光纤的端面的至少一个不在该输出单元透镜的焦点位置上的光学系统的散焦后的光纤光学系统。

图2和图3是说明作为本发明的实施方式例子的旋光度测定装置的主要部分的散焦后的光纤光学系统构成的图，表示将单模光纤作为极化面保存（PM）光纤时的作为散焦后的光纤光学系统的偏振光变换光学系统。在图2和图3的散焦后的偏振光变换光学系统（偏振光变换光学系统）中，从PM光纤1-1、1-2的金属环2-1、2-2的前端射出的光束顺序经由分别用透镜3-1、3-2和偏振器8-1、8-2保持的偏振器9-1、9-2和用法拉第旋光元件支架10-1、10-2保持的作为上述极化面旋光元件的45度法拉第旋光元件11-1、11-2和用波片支架12-1、12-2保持的四分之一波片13-1、13-2导入到空间。符号14-1、14-2是在对置系统中使用的散焦后的偏振光变换光学系统。偏振光变换光学系统14-1、14-2的构成是左右对称的，但具有将从各个PM光纤射出的直线偏振光变换为左右圆偏振光的功能。在图2、图3中，透镜的焦点距离f是f＝1.8mm，假设透镜和光纤端面的距离是1mm，即将从焦点的错开量设置成向着靠近透镜的方向的0.8mm。

图4是作为本发明的实施方式例子的作为散焦后的光纤光学系统的偏振光变换耦合光学系统，其结构是使偏振光变换光学系统14-1、14-2相对在其间夹着作为样本的光散射检测体4。光纤对置插入损失是60dB。其中法拉第旋光元件（2个）的损失是6dB，生物体的散射损失是54dB。而且，光源波长使用780nm。这样将生物体的一部分用对置单模光纤夹着实现了插入损失54dB的例子只有本发明的发明人知道没有先例。这是因为在图2以及图3中在0.5mm中分别收纳偏振器9-1、9-2、法拉第旋光元件11-1、11-2、四分之一波片13-1、13-2的各3种光学元件，夹着生物体的厚度变为1.5mm，将透镜间距离限制在2.5mm的缘故。

图5是作为本发明的实施方式例子的作为光纤光学系统的散焦后的偏振光变换耦合光学系统的原理说明图。相对的PM光纤的固有偏振光轴在空间上相互正交，从各个PM光纤射出的光在图5中是慢轴模式，但双方都是快模式也可以。把它们通过同样规格的45度法拉第旋光元件和四分之一波片分别将右旋圆偏振光、左旋圆偏振光入射到光散射检测体4中，使其射出光能够再次与PM光纤的慢轴耦合。这种偏振光变换光学系统能够使用作为非可逆元件的法拉第旋光元件实现。而且，在图5中将偏振器9-1、9-2、45度法拉第旋光元件11-1、11-2、四分之一波片13-1、13-2配置在样本和透镜之间，但也有配置在光纤端面和透镜间的方法。这样做因为上述光零件不放入透镜间所以能够缩短透镜间距离，将光纤对置损失抑制在低点。

图5的散焦后的偏振光变换耦合光学系统和以往的准直后的耦合光学系统使用方法不同。在图25中表示以往的准直后的耦合光学系统的又一个例子。在这种情况下，和图23的情况一样，光纤的前端和透镜间的距离与各透镜的焦点距离相等。从偏振光变换光学系统14-3、14-4射出的平行光束25在反射镜26-1、26-2上反射。在此，当没用光散射检测体4的情况下即使将移动载物台24移动到右侧将透镜间距离离开数cm，耦合系统的损失也因为光束得到准直而小于等于1dB，但如果插入光散射检测体4则偏振光变换光学系统14-3和14-4的耦合损失大于等于100dB变得非常大，不能测定旋光度。

在本发明人提出本发明时进行各种研究发现了以下结果，为了在相对的偏振光变换耦合光学系统之间插入光散射检测体4的状态下将插入损失抑制为最小，不是以往的偏振光变换耦合光学系统14-3、14-4那样的准直系统，而只要将光纤前端的位置从与之相对的透镜的焦点位置移开，即进行散焦，使在生物体内散射的光能够与在光路上对向设置的单模光纤耦合即可。以往，夹着这种生物体的单模光纤对置系统的研究因为在生物体内的光散射而分析困难，因为理论性的研究几乎不可能，所以进行了实验性研究。

从实验看，在将拇指和食指的指根折皱部用作为本发明的散焦后的光纤光学系统的偏振光变换耦合光学系统14-1和14-2夹着测定旋光度时，在用焦点距离1.8mm的透镜只以0.8mm散焦，即将光纤的前端从透镜的焦点位置只靠近透镜一方0.8mm的情况下，和用焦点距离0.7mm的透镜让光纤的前端从透镜的焦点位置大致只离开0.3mm的情况下耦合损失最小。从哪边都可以得到同等程度的生物体插入耦合损失。从该实验结果中得到了这样的结果，光纤的前端和与之对应配置的透镜的距离最佳的是将光纤的前端从该透镜的焦点位置只以透镜的焦点距离的大致一半左右的距离进行散焦。而且，在本发明中，当样本是拇指和食指的指根的折皱部等生物体的一部分的情况下，将本发明的光纤光学系统的前端部设置成如钳子那样的夹持结构，如果能够控制夹持生物体的条件，则能够进一步提高测定精度。

图6是将作为本发明的实施方式例子的散焦后的光纤光学系统的偏振光变换耦合光学系统用于环形光干涉系统时的生物体的旋光度测定装置的结构体。光源17是波长780nm的SLD（Super LuminescentDiode），将其输出导入到第1方向性耦合器18-1、光纤型偏振器19、第2方向性耦合器18-2，被构成环形的PM光纤1和PM光纤1-1分支生成左右两回旋光。符号20是在筒形PZT（钛酸锆酸铅）上卷绕1m左右的PM光纤的光相位调制器。在环形中回旋的左右两回旋光再次经过第2、第1方向性耦合器在受光器21中变换为电信号，用信号处理单元22通过计算求由光散射检测体4的旋光度产生的左右回旋光的相位差。从信号处理单元22向光相位调制器20施加20KHz的正弦波形的调制信号。

图6中的信号处理采用在非专利文献2中记载相位调制方式光纤陀螺中使用的方法。如果用20KHz进行相位调制则从环形干涉计中除了20KHz的基波外还输出作为2倍波的40KHz以及作为4倍波的80KHz成分。从基波和2倍波的强度的比中求在环形光路中传送的左右两回旋光的相位差。2倍波和4倍波的比因为与相位调制度成比例所以能够控制在一定值。

在图6中环形干涉计的环形光路用作为本发明的实施方式例子的散焦后的光纤光学系统的偏振光变换光学系统14-1、14-2和构成环的PM光纤1构成。在图6中需要特别指出的是：只在光散射检测体4的内部左右两回旋传送光以分别正交的左右圆偏振光传送，此外的PM光纤的部分用同一PM光纤的慢轴偏振光模式传送。这样就能够只稳定地测定光散射检测体部分的左右圆偏振光的相位差。大家都知道直线偏振光被分解为左右圆偏振光，如果在左右圆偏振光的相位中发生2θ的差，则偏振光的朝向只改变θ。在图6中因为能够测定光散射检测体的左右圆偏振光的相位差，所以能够测定旋光度。

首先，使用图4的作为散焦后的光纤光学系统的偏振光变换耦合光学系统测定厚度1mm的全血的旋光度。在该实验中，f＝1.8mm，将光纤和透镜的偏移设置为0.9mm。即将偏振光变换光学系统14-1、14-2的透镜和金属环2-1、2-2的前端的距离固定在0.9mm。

在该实验中的光干涉计的损失水平如下。

光源输出：10mW（PM光纤输出）

光陀螺（环形干涉系统）损失：10dB

夹着血液的散焦后的偏振光变换耦合光学系统的插入损失：40dB

连接头以及铰接头损失：3dB

综合损失：53dB

接收光功率：50nW

在此，受光器使用在100KHz频带下最小接收灵敏度是5pW的硅APD。在这种条件下能够以充分的信噪比测定在测定的平均时间10秒钟在全血中传送的左右偏振光的相位差0.001度。即，如果换算成葡萄糖浓度则可以相当于在10mg/dl的噪音幅度下测定。而且左右两回旋光的相位的基准是在检测体是纯水的情况下的测定值。而且，因为光束直径是0.1mm左右，所以测定需要的血液的量可以小到数μ升，非常微量。

接着作为光散射检测体测定拇指和中指的指根折皱部。在该实验中，使用1060nm输出50mW的SLE光源。同样，设置成f＝1.8mm，光纤前端距离透镜焦点位置的偏移=0.9mm。即将偏振光变换光学系统14-1、14-2的透镜和金属环2-1、2-2的前端的距离设置为0.9mm。

该实验中的光干涉系统的损失水平如下。

光源输出：50mW（PM光纤输出）

光陀螺（环形干涉系统）损失：10dB

夹着血液的散焦后的偏振光变换耦合光学系统的插入损失：55dB（而且，在波长1060nm中与870nm相比法拉第旋光元件的损失低。）

连接头以及铰接头损失：5dB

综合损失：70dB

受光功率：5nW

这种情况下，受光器也使用在100KHz频带上最小接收灵敏度是5pW的硅APD。受光系统的S/N假设为约30dB。

在该实验中在手指的折皱部涂抹折射率整合剂抑制反射损失。在本实验中进行与脉搏同步的信号检测。一边让测定部位在和光轴成直角方向上错位一边测定相位差。其结果，得到相位差根据部位变化的结果。这解释为得到了光束通过血管部分时和不通过血管部分时的差异的结果。认为通过重复对实际的糖尿病患者进行测定可以得到和血糖值有关系的数据。而且，认为除了和脉搏同步的信号检测外，在夹着生物体的部分上给予周期性按压让生物体的厚度周期性变化，检测和该周期同步的周期性的信号的方式也有效。

在上述的实施方式例子中，是将光源波长设置为780nm和1060nm，但也可以将波长设置在1550nm带。这种情况下法拉第旋光元件的损失比780nm时减小，但光散射检测体是生物体时水的吸收损失变大。另外1060nm带是光纤激光器的波长带，具有作为光源功率能够容易使用大于等于100mW的功率的优点和芯径从20到30μm与比以往的PM光纤相比可以实现超大的PM光纤等的优点。

图7是本发明的实施方式例子，是在反射型光干涉系统中使用作为上述例子的变形例的散焦后的光纤光学系统的偏振光变换光学系统时的生物体的旋光度测定装置的构成图。光源17是780nm的SLD，其输出经由第1方向性耦合器18-1、光纤型偏振器19、45度扭转铰接头27-1、PM光纤1-4导入到光纤型偏振光分离合成器28-1。在光纤型偏振光分离合成器28-1中分离的正交固有偏振光模式分别经由PM光纤1-5以及1-7和PM光纤1-6导入到第2光纤型偏振光分离合成器28-2。符号29-1、29-2、29-3是铰接头。符号20是在筒形PZT上卷绕1m左右的PM光纤的光相位调制器。PM光纤1-5和1-7的长度的和假设是100m。符号30是在包含2个光纤型偏振光分离合成器和光相位调制器的正交偏振光模式之间发生传送时间差的延迟光学系统。

光纤型偏振光分离合成器28-2经由第2个扭转铰接头27-2导入到PM光纤1-8，2个正交偏振光模式在PM光纤1-8内传送导入到透镜3-3。可以以如下方式设定该法拉第旋光元件11-3和该四分之一波片13-3的方位，即，从PM光纤1-8射出的振幅相等的2个固有偏振光成分通过透镜3-3，通过四分之一波片13-3，在光散射检测体4上分别以右旋圆偏振光，左旋圆偏振光入射，在该光散射检测体4中传送的光通过法拉第旋光元件11-3在反射镜26-3上反射，再次在该光散射检测体中逆向传送，通过该四分之一波片13-3，通过透镜3-3在该PM光纤1-8中以和射出偏振光正交的固有偏振光模式耦合。

这种反射型的旋光度测定装置的特征与图6的环形干涉型的旋光度测定装置相比具有法拉第旋光元件或四分之一波片可以是单一一个的优点。在图7中因为在PM光纤1-8中传送的正交偏振光模式在来和回中相互正交，所以在PM光纤1-8的部分中不发生相位差。另外在延迟光学系统30中，正交偏振光模式因为同样地在来去中在PM光纤1-5、1-7和1-6部分中各传送1次，所以在光纤型偏振光分离合成器28-1中分离的正交偏振光模式在光纤传送部分中以相同的相位返回。即，能够只测量PM光纤1-8的前端部的散焦后的偏振光变换光学系统部分因光散射检测体4的旋光度产生的相位差。测定经由光纤型偏振光分离合成器28-1、偏振器19以及方向性耦合器18-1返回到受光器21的正交偏振光模式的相位差的方法是和图6的检测系统一样的相位调制方式。

因为单模光纤的射出光经由透镜入射到血液和生物体等的光散射检测体，且该光散射检测体的透过光经由透镜高效率地与相对的单模光纤耦合，所以通过设置可以控制透镜间距离的机构，能够进一步提高本发明的旋光度测定精度。

另外，在本发明的实施方式例子中，设置在与信号光的光路正交的方向上扫描样本的机构，发现检测灵敏度好这一点，且通过选择测定位置，能够提高测定精度，提高使用方便性。

图8作为本发明的实施方式例子是在反射型光干涉系统中使用作为本发明的散焦后的光纤光学系统的偏振光变换光学系统时的生物体的旋光度测定装置的变形例子的构成图。图8和图7不同之处在于在图8中光散射检测体后面不使用反射镜。即在图8中来自光散射检测体4的反射光经由四分之一波片13-3、法拉第旋光元件11-3与PM光纤1-8再耦合。一般因为如果右旋圆偏振光在光散射检测体上反射则以右旋圆偏振光返回，所以在原理上在图8的光学系统中不能测定旋光度。但是在生物体等的随机散射中有时往复的左右圆偏振光的相位差不一定相互抵消，虽然灵敏度降低但是可以测定。在图7的测定系统中光散射检测体的厚度受到限制限定测定部位，但在图8的测定系统中因为可以只让传感器部与测定对象接触，所以具有传感器部的构成变得非常简单的优点。

如果采用本发明的技术思想，则本发明的旋光度测定装置、光纤光学系统以及在旋光度测定方法中使用的在前端配置有透镜的光纤光学系统使用不将光纤的端面配置在该透镜的焦点位置上的光纤光学系统。

众所周知，在将在前端部配置有透镜的单模光纤相对，从一方向另一方进行光耦合的情况下，在将各光纤的端面配置在透镜的焦点位置上构成对置准直器进行光耦合时可以使耦合损失最高。但是，相对于光纤的入射角或者射出角的变化的耦合损失的增加使用图24进行说明的那样，例如如果光束角度错位0.3度则耦合损失变大为增大到50dB以上。在是本发明的测定对象的情况下，不允许该损失增大。

如上所述，本发明的发明人进行各种研究的结果发现，通过将光纤的端面配置成从透镜焦点位置错开，虽然在入射角度中没有错位时的损失稍有增减，但是能够大幅度缓和光束的角度依赖性。因而，对于将光纤的端面位置从透镜的焦点位置向接近透镜的方向（-方向）和远离透镜的方向（+方向）错开通过实验调查了光纤的对置耦合损失。

例如，在1550nm用的PM光纤的端面上让配置了焦点距离是0.7mm的一对儿透镜以透镜相对距离2mm相对，在将光纤的端面从焦点位置离开的距离（偏移距离）设置为+400~+1000μm的情况下，损失大到68dB。如果将透镜对置距离设置为3mm，则无论偏移怎样损失都是大于等于80dB。

当透镜的焦点距离是2.75mm的情况下，如果将透镜对置距离设置为2mm，则在将偏移设置为-250~+1200μm时，损失大到70dB。

在透镜的焦点距离是1.8mm的情况下，在透镜对置距离是2mm时，当偏移是-250~+1200μm时，损失大到65dB。但是，在将透镜间距离设置为1.5mm，将偏移设置为-800μm时，能够将损失设置在52dB，在让光纤端面与透镜接触的状态下能够将损失设置为49dB。这种情况下，可以让光纤端面与透镜接触，在透镜的外侧（和配置有光纤端面的一侧的相反侧）上配置偏振器和法拉第旋光元件和四分之一波片（不是圆偏振光而是使用直线偏振光的情况下不需要四分之一波片）。

另外，在1060nm用的PM光纤中使用芯径是30μm的光纤激光器用的双金属包层型光纤，将透镜对置距离设置为2mm，可以得到最低损失35.3dB，即使将透镜间距离设置为3mm损失增加也小。这与上述的散焦后的偏振光变换耦合光学系统的插入损失相比大幅度改善。发明人为了比较在散焦后的偏振光变换耦合光学系统中还试验了芯径是62.6μm的多模式光纤。但是插入损失未达到小于等于45dB而且如果将透镜间距离设置离开为3mm左右则损失急剧增加。

从这许多实验结果知道，为了降低信号光的耦合损失，优选的是不将光纤的端面配置在透镜的焦点位置上而配置在从焦点位置靠近透镜的位置或者远离透镜的位置上。特别是在焦点距离是0.7~2.75mm的透镜中，进一步优选的是使光纤的端面尽可能接近透镜。在上述的实施方式例子的研究过程中，将偏振器和法拉第旋光元件和四分之一波片安装在间隔小于等于0.6mm的光纤端面和透镜之间并进行旋光度测定的结果，可以以高精度测定旋光度。

另外，在将本发明的散焦后的光纤光学系统在至少2条信号光的光路上夹着样本相对的对置光纤光学系统中，如果将对置透镜间距离设置成大于4mm，则在将样本是生物体时的插入损失增大。通过将对置透镜间距离设置为小于等于4mm，就能够和上述例子一样将测定的插入损失设置在小于等于50dB，可以提高与旋光度相关的光学信息的测定精度。进而优选的是，通过将对置透镜间距离设置成小于3mm，可以和上述例子一样将测定的插入损失设置成小于等于45dB，可以大幅度提高与旋光度相关的光学信息的测定精度。

另外，在本发明的散焦后的旋光度测定装置、散焦后的光纤光学系统以及使用该光学系统的旋光度测定方法中，通过将光纤的前端部和透镜预先固定，使用方便，重现性好，能够高精度地测定与旋光度相关的光学信息。

以上参照附图说明了在本发明的实施方式例子中，将光纤端面和输出单元透镜以散焦状态配置，能够以在以往中不能想象的高精度测定与样本的旋光度有关的光学信息。

接着，详细说明通过改善极化面保存光纤，能够以极其高的精度测定与样本的旋光度有关的光学信息的改善。

除了本发明人前面的研究外，还实验性地研究了通过改变在对置散焦偏振光变换光学系统中使用的极化面保存光纤的芯径，将生物体插入到本发明的对置散焦偏振光变换光学系统时的插入损失。其结果发现了如果使用目前的光纤激光器的波长是1064nm用芯径20~30μm的大芯径低NA（NA是数值孔径）极化面保存光纤，则与使用芯径10μm的极化面保存光纤相比插入损失还能够降低20~30dB。

作为在对置散焦偏振光变换光学系统中使用的极化面保存光纤，当在散焦条件下使用芯径30μm，NA~0.07的光纤激光器用双金属包层型光纤的情况下，与一般的PM980（芯径~7μm，NA~0.2）相比插入损失大幅度降低的原因之一一般认为是，因为光纤的NA小所以即使不用透镜聚光也以小的角度入射到样本中，因而能够将散射损失抑制在很低水平的缘故。考虑的另一个原因是因散射样本而散射的光在双金属包层型光纤的第2金属包层上全反射的模式与芯径30μm的单模进行模式耦合的缘故。

但是，因为本发明中的旋光度测定仪将检测体设置在环形光干涉计的环形光路中，所以需要将来自光源的光分支为右旋光和左旋光并进行耦合的光纤型耦合器，即2×2型方向性耦合器。但是，芯直径是20~30μm的极化面保存光纤用的耦合器还没有商用化。另外，在本发明的旋光度测定中在采用所谓的相位调制方式时，要求一定长度的环形光纤但因为芯直径是20~30μm的极化面保存光纤价格高，所以存在在环形光路用中不经济的问题。

从这种背景看本发明人想到了取以往的芯直径是10μm和30μm的极化面保存光纤的模式整合的方法。图9是用于说明在本发明是实施方式例子中使用的模式整合单元的图。即，设置成加热作为第1光纤的相对小芯径高NA极化面保存光纤31的射出部附近即端部附近扩大芯部的所谓的芯扩大光纤，用模式整合单元33连接并增强变成该芯扩大光纤的作为第1光纤的小芯径高NA极化面保存光纤31的端部和作为第2光纤的相对大芯径低NA极化面保存光纤32的端部。连接损失是约3dB但如果将加热条件最佳化则能够进一步实现低损失化。图10是用于说明在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元34的图。在此，模式整合单元33和模式整合单元34变成至少包含成为上述第1光纤的芯扩大光纤的端部部分和与之连接的上述第2光纤的端部部分的结构，但并不限于此，还可以有许多变化。作为其例子，例如以加热并拉伸第2光纤的端部附近的芯径，使第2光纤的端部附近的芯径向着与第1光纤连接一侧逐渐减小的方式形成上述第2光纤与第1光纤连接一侧的端部，可以将它连接在第1光纤上。进而，因为芯扩大部分或者芯缩小部分因加工时产生的热致使光纤的外形多少有些变形，所以通过将第1光纤的端部部分加工成芯扩大光纤，将第2光纤的端部部分加工成芯缩小光纤并连接两者端部部分，能够进一步降低因加工误差引起的连接损失。

作为以下详细说明的本发明基本技术思想的一部分的，用模式整合单元33连接作为上述第1光纤的小芯径高NA极化面保存光纤31的端面和作为第2光纤的相对大芯径低NA极化面保存光纤32的端部并使用的实施方式例子，在作为上述本发明的实施方式例子的散焦偏振光变换光学系统中发挥了极大的效果，在准直偏振光变换光学系统中也发挥了很大的效果。图11是用于说明从在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元中制作准直光的图。即光纤32的端面32a处于透镜35的焦点位置36上。而且，在图11~图14中附加符号37的箭头是透镜35的焦点距离。图12是用于说明从在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元中制作散焦光的图。这种情况下，光纤32的端面32a配置在与透镜35的焦点位置36相比更靠近透镜一侧。

在作为本发明的实施方式例子的旋光度测定装置及偏振光变换光学系统以及旋光度测定方法中，使用环形干涉计的环形光路，在环形光路的光路上配置样本，将在信号光的光路上夹着样本相对配置的一方的环形光路中的光纤终端和另一方的环形光路中的光纤终端分别作为偏振光变换光学系统，将上述偏振光变换光学系统构成为使用了极化面旋光元件的非可逆光学系统。作为上述极化面旋光元件优选起到如下作用的极化面旋光元件，在从该极化面旋光元件的一侧入射作为信号光的偏振光光束时，让该光信号光的极化面向着该信号光的前进方向以顺时针或者逆时针方向只旋转指定角度，在从该极化面旋光元件的另一侧入射作为信号光的偏振光光束时，让该信号光的极化面向着该信号光的前进方向以逆时针或者顺时针方向，即在从上述一侧入射的信号光的前进方向看的状态下，在和从上述一侧入射的信号光时相同的方向上只转动指定的角度。在作为本发明的实施方式例子的旋光度测定装置中，在环形干涉计的环形光路中传送右旋信号光的偏振光和左旋信号光的偏振光，如以下详细说明的那样，环形干涉计的环形光路的光纤部分其右旋信号光的偏振光和左旋信号光的偏振光是同一固有偏振光模式，在相同的光纤中分别作为右旋光和左旋光传送，样本部分在相互正交的圆偏振光状态下分别作为右旋光和左旋光传送，灵活使用本发明的各构成能够高精度地检测样本的旋光度。

上述实施方式的例子作为上述2个极化面旋光元件是使用了同样的元件的例子，是在上述环形光路中的光路上夹着样本相对配置的上述2个光纤终端的固有偏振光轴正交的情况。即使将在上述环形光路中的光路上夹着样本相对配置的上述2个光纤终端的固有偏振光轴设置成平行也可以实现本发明的旋光度测定装置及偏振光变换光学系统以及旋光度测定方法，但为了得到和上述本发明的实施方式例子一样的效果，需要将上述2个极化面旋光元件的极化面转动方向向着该信号光的前进方向设置成相同方向。但是，这种情况下作为极化面旋光元件的类型变成需要旋转方向相互相反的2种。

在本发明的实施方式例子中使用法拉第旋光元件说明的上述极化面旋光元件是非可逆光学元件，其作用如上所述。此时的法拉第旋光元件是将极化面在指定方向上转动45度的法拉第旋光元件。

图13是表示从在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元中制作准直圆偏振光的图。在图13中光纤32的端面32a处于透镜35的焦点位置36上。在图13中符号41表示包含模式整合单元的偏振光变换准直光学系统。图14是表示从在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元中制作散焦圆偏振光的图。在图14中光纤32的端面32a与透镜35的焦点位置36相比处于透镜一侧。在图13中作为模式整合单元34的输出端的大芯径低NA极化面保存光纤32的直线偏振光射出光作为信号光用透镜35进行准直，顺序经由偏振器38、作为极化面旋光元件的法拉第元件39、四分之一波片40进行圆偏振光化。在图14中，符号42表示包含模式整合单元的散焦偏振光变换光学系统。在图14中，偏振器38、法拉第元件39、四分之一波片40位于透镜35和光纤32的端面32a之间，但如图13的准直光学系统的情况那样也可以将透镜35之后即图14的偏振器38、法拉第元件39、四分之一波片40配置在和透镜35的光纤32的端面32a相反一侧上。

图15是概念性表示从在本发明的实施方式例子中使用的包含模式整合单元的圆偏振光准直器射出的光束的图，图16是概念性表示从在本发明的实施方式例子中使用的包含模式整合单元的圆偏振光散焦光学系统射出的光束的图。

在图15中，从包含模式整合单元的偏振光变换准直器（模式整合偏振光变换准直器）41射出的光束43是作为平行光束的准直圆偏振光，入射到配置在其前进方向上的样本（未图示）中，在图16中，从包含模式整合单元的散焦偏振光变换光学系统（模式整合散焦偏振光变换光学系统）42射出的光束44是作为发散光束的散焦圆偏振光，入射到配置在其前进方向上的样本（未图示）中。

图17是作为本发明的实施方式例子的，在对置模式整合偏振光变换准直器中插入样本45的光学系统。图18是作为本发明的实施方式例子的、在对置模式整合散焦偏振光变换光学系统中插入样本45的光学系统。

在样本45是一般的散射损失低的水溶液的情况下，图17的对置准直器一方插入损失小。但是在样本45是生物体那样的光散射体的情况下，本发明人进行了各种实验的结果，与图17的对置准直系统相比还是图18的散焦对置光学系统一方掺入损失小约1000倍（30dB）。能够说明该实验结果的模拟方法还没有商用化。实验的结果，在图14的光学系统中尽可能薄地制作偏振器38、法拉第元件39、四分之一波片40使其接近光纤的端部，并且当接近透镜35的情况下能够得到最低的插入损失30dB。而且以如下方式调整相对的极化面保存光纤的固有偏振光轴方向和相对的偏振器38、法拉第元件39以及四分之一波片的固有偏振光轴方位，即，从包含放置在以后说明的光干涉计的环形光路中的图18的模式整合单元的对置散焦偏振光变换光学系统42-1、42-2向生物体入射分别相互正交的圆偏振光，分别在两方向上传送的正交圆偏振光在样本45中传送后，经由相对的散焦偏振光变换光学系统在相对的极化面保存光纤中与和入射直线偏振光相同的偏振光轴耦合。

图19是用于说明作为本发明的实施方式例子的、使用包含模式整合单元的散焦偏振光变换光学系统42-1、42-2从斜向向光散射检测体照射信号光的耦合光学系统的图。图19是相对于图18的透过系统的反射系统。符号46是石英玻璃板，47是四分之一波片。因为一般在生物体表面或者生物体内反射的光的相位相反，所以如果没有相位板则对于生物体来说入射光和反射光分别成为正交圆偏振光，相位差被抵消不能测定由生物体的旋光度引起的相位差。通过将相位板放置在生物体（这种情况下是一种反射镜）和入射光之间，因为反射和入射光相同的圆偏振光，所以可以取得包括偏振光状态并且包含模式整合单元的散焦光学系统42-1和42-2的耦合。而且，图19的测定系统不使用金属板，和以往的SPR（表面等离子共振）原理不同。

图20是作为图18所示的本发明的实施方式例子的，在包含光环形干涉计的小芯径高NA极化面保存光纤51-1、51-2的环形光路内设置用包含模式整合单元的对置散焦偏振光变换光学系统夹着光散射检测体的耦合光学系统，测定来自作为样本的光散射检测体45的表面以及内部的散射光、反射光的旋光度的本发明实施方式例子的旋光度测定装置的主要部件58的构成图。

光源48是波长1060nm的SLD（Super Luminescent Diode），将其输出导入到第1方向性耦合器49-1、光纤型偏振器50、第2方向性耦合器49-2，并被在第2耦合器49-2中构成环形光路的小芯径高NA极化面保存光纤51-1和小芯径高NA极化面保存光纤51-2分支，分别生成在环形光路中传送的左右两回旋直线偏振光53-1、53-2。符号52是在筒形PZT（钛酸锆酸铅）元件上卷绕1m左右的小芯径高NA极化面保存光纤51-1的光相位调制器。在环形光路中回旋的左右两回旋光在铰接头54-1、54-2中分别和包含模式整合单元的散焦偏振光变换光学系统42-1、42-2连接。在样本45中散射、反射的光在相对的散焦偏振光变换光学系统42-1、42-2中传送并再次经由第2耦合器49-2、偏振器50、第1耦合器49-1在受光器55中变换为电信号，用信号处理单元56通过计算求由光散射检测体45的旋光度产生的左右两回旋光的相位差。从信号处理部56向光相位调制器52施加20KHz的正弦波形的调制信号57。直线偏振光53-1、53-2的方向可以让光纤绕着光轴转动，使入射到样本中的左右两偏振光的偏振光方向正交。

图20中的信号处理采用在非专利文献2中记载的相位调制方式光纤陀螺中使用的方法。和相位调制图6的情况一样。

在图20中，环形干涉计的环形光路主要以占据环的大半的极化面保存光纤51-1、51-2和本发明的实施方式例子说明的散焦偏振光变换光学系统42-1、42-2和光散射检测体45构成。在图20中特别提到的是从前面实施方式例子的说明中可知，只在光散射检测体45的部分上左右两回旋传送光以分别正交的左右元偏振光传送，此外的各极化面保存光纤的部分以极化面保存光纤的相同的固有偏振光模式传送。这样就可以稳定地只测定光散射检测体部分的左右圆偏振光的相位差。一般，直线偏振光分解为左右圆偏振光，如果在左右圆偏振光的相位中产生2θ差，则知道偏振光的朝向只变化了θ。在图20中因为能够测定光散射检测体45的左右圆偏振光的相位差，所以能够测定其旋光度。

接着说明作为样本的散射检测体45是手指的折皱部时的实验结果。受检查人的皮肤的厚度是约1.5mm。如果在该部分的两端上放置极化面保存光纤并夹着生物体取得光耦合，则在图17的对置准直器的情况下插入损失有65dB左右。但是，当是将大芯径低NA光纤尽可能接近透镜35的图18的散焦后的对置准直器的情况下损失为35dB，与上述例子相比也降低了30dB。该实验中的光干涉系统的损失水平如下。

光源输出：10mW（极化面保存光纤输出）

光陀螺（环形干涉系统）损失：10dB

夹着生物体的散焦后的偏振光变换光学系统的插入损失：34dB

模式整合单元损失：6dB（2处）

连接头以及铰接头损失：3dB

综合损失：53dB

受光功率：50nW

在此受光器使用在100KHz频带宽度下最小接收灵敏度是5pW的硅APD（Avalanche photodiode：雪崩光电二极管）。在该实验中使芯径30μm的大芯径低NA极化面保存光纤从焦点尽可能接近透镜。在这种条件下将测定的平均时间设置为10秒，能够以充分的信噪比测定在手指的折皱部中传送的左右圆偏振光的相位差。

在该实验中在手指的折皱部上涂抹折射率整合剂抑制反射损失。在本实验中进行与脉搏同步的信号的检测。一边让测定部位在和光轴成直角方向上错位一边测定相位差。其结果得到因部分变化相位差变化的结果。这解释为得到了光束通过血管部分时和不通过血管部分时的差异的结果。通过对实际的糖尿病患者重复进行测定，可以得到和血糖值有关的数据。而且，在本发明中，除了和脉搏同步的信号检测外，在夹着生物体的部分上给予周期性按压让生物体的厚度周期性变化，检测和该周期同步的周期性信号的方式也有效。而且，在测定对象的部位附近和本发明所述的旋光度测定用的极化面保存光纤并排地配置多模式光纤，可以通过测定其插入损失的变化测定脉搏。

图21是作为本发明的实施方式例子的、将使用模式整合对置散焦偏振光变换光学系统从斜向向作为样本的光散射检测体45照射信号光的图19所示的耦合光学系统设置在光环形干涉计的环形光路内，测定在光散射检测体的表面上传送的光的旋光度的旋光度测定装置的主要部分59的构成图。在这种情况下，在配置样本45之前预先在检测体部上设置反射镜进行轴对位，使得可以以所需要的精度取得散焦偏振光变换光学系统42-1、42-2之间的耦合。其后，将手指放置在四分之一波片47上测定包含在来自生物体的反射光以及散射光中的旋光度。在实际中在四分之一波片47和手指之间使用折射率整合剂。

该实验也是一边让测定部位在四分之一波片47的平面上错位一边测定相位差。其结果，得到了因部位变化相位差变化的结果。这解释为得到了光束通过血管部分时和不通过血管部分时的差异的结果。可以这样构成测定装置，通过重复对实际的糖尿病患者的测定制成和血糖值有关系的数据，制成测定数据和例如血糖值的对应表，例如输入到信号处理电路56的存储单元中，进行测定结果的显示。

本发明实施的理想形态的特征在于：构成散焦偏振光变换光学系统，是上述一方的单模光纤和另一方单模光纤的至少一方在前端部上配置输出单元透镜，具有输出单元透镜的单模光纤的端面的至少一个不在该输出单元透镜的焦点位置上的光学系统。而后，在特别理想的例子中，其特征在于：构成散焦偏振光变换光学系统，是上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤的各自在前端部上配置输出单元透镜，具有输出单元透镜的单模光纤的端面不在该输出单元透镜的焦点位置上的光学系统。

图22是说明作为本发明的实施方式例子的旋光度测定装置的主要部分58中的测定方法的图，是说明观测从散焦偏振光变换光学系统42-1射出的光束照射在测定对象45的哪个部位上的方法的例子。即，在实际的测定中，从图22的第2耦合器49-2的另一入射端入射来自作为可见激光光的HeNe激光器60的激光光，在测定对象45之前设置半透半反镜61，用显微镜62观测从散焦偏振光变换光学系统42-1射出的光束照射在测定对象45的哪个部位上。当样本45是生物体的情况下，通过涂抹透过油能够观测血管部分。在测定旋光度时HeNe关闭，去掉显微镜和半透半反镜测定。由此，旋光度和生物体的血管的位置关系变得明确。

以上，说明了本发明的散焦后的旋光度测定装置、散焦偏振光变换光学系统以及使用该光学系统的旋光度测定方法，但本发明的实施方式例子的上述各构成即使分别单独使用本发明的散焦后的旋光度测定装置、散焦偏振光变换光学系统以及使用该光学系统的旋光度测定方法也能够发挥本发明的效果，即使进行各种组合构成本发明也能够发挥本发明的效果，而且本发明并不限于此，可以根据本发明的技术思想实现很多的变化。

如上所述，使用本发明可以进行此前不能实现的无损伤的血糖值测定。其结果可以将糖尿病患者从每天采血多次的烦恼中解放出来，另外通过将本发明的血糖值测定仪应用于预防保健方面，可以减少世界范围增加的糖尿病患者数量，能够大幅度减少其治疗需要的费用。而且，本发明不仅可以在医疗、护理领域中应用，还可以在健康仪器领域、医药领域、食品领域、农业领域等广泛的领域中使用。

Claims (66)

1.一种散焦后的旋光度测定装置，在信号光的光路中夹着光散射检测体等的旋光度测定用检测体即样本相对配置在前端部配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者通过上述样本反射的信号光入射到在前端配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此测定与上述样本的旋光度相关联的光学信息，所述旋光度测定装置的特征在于：

配置在入射到上述一方的单模光纤的上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元上的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，构成上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面的至少一方不在该单模光纤的输出单元透镜的焦点位置上的散焦后的光纤光学系统。

2.根据权利要求1所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：上述一方的单模光纤的数值孔径即NA和上述另一方的单模光纤的NA的至少一方小于等于0.07。

3.根据权利要求1或者2所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更靠近该输出单元透镜的位置。

4.根据权利要求1或者2所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更远离该输出单元透镜的位置。

5.根据权利要求1~4的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：上述单模光纤的前端部和该光纤的输出单元透镜被相互固定。

6.根据权利要求1~5的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有法拉第旋光元件。

7.根据权利要求1~6的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有四分之一波片以及偏振器。

8.根据权利要求1~7的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤是极化面保存光纤，在上述各光纤前端部和样本之间配置有偏振器和法拉第旋光元件和四分之一波片，设定上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片的方位和极化面保存光纤的固有偏振光方位，以便从上述双方的各极化面保存光纤射出同一固有偏振光模式即射出偏振光模式的信号光，从上述样本的一方的入射一侧作为右旋圆偏振光或者左旋圆偏振光入射到上述样本上，从上述样本另一方的入射一侧作为左旋圆偏振光或者右旋圆偏振光入射后，分别在光路的极化面保存光纤上以和上述射出偏振光模式相等的偏振光模式耦合。

9.根据权利要求1~8的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：上述散焦后的旋光度测定装置用上述样本和上述散焦后的光纤光学系统和上述极化面保存光纤构成环形光干涉系统的环形光路，通过测定在两个方向上传送上述环形光路的光的起因于上述样本而产生的相位差，能够测定上述样本的旋光度。

10.根据权利要求9所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：上述散焦后的旋光度测定装置的构成是：在环形干涉计的环形光路中传送作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号的偏振光，环形干涉计的环形光路的光纤部分作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号光的偏振光以同一固有直线偏振光模式，在相同的光纤中分别作为右旋信号光和左旋信号光传送，上述样本部分以相互正交的圆偏振光状态分别传送右旋信号光和左旋信号光。

11.根据权利要求1~10的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：具有能够在和光路成直角方向上扫描上述样本的机构。

12.根据权利要求1~11的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：上述样本是生物体的一部分，上述旋光度测定装置为了测定与上述样本的旋光度有关的光学信息，作为上述信号光的相位差的检测单元的一部分具有与以使生物体的脉搏或者测定部位的厚度等的该生物体的一部分尺寸周期性变化的方式人为给予的信号同步来检测上述相位差的单元。

13.根据权利要求1~12的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：上述样本是生物体的一部分，上述旋光度测定装置使用夹着测定与上述样本的旋光度相关的光学信息的部分的测定端子部，并且将上述光纤的上述前端部保持在上述测定端子部。

14.根据权利要求1~13的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：具有能够改变上述一方的单模光纤的输出单元透镜和另一方的单模光纤的输出单元透镜之间的距离的透镜间距离调整单元。

15.根据权利要求1~14的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方是通过模式整合单元连接芯径不同的第1光纤和第2光纤的单模光纤，相对地上述第1光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第1光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在靠近上述第2光纤的上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上。

16.根据权利要求1~15的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的一方的光纤和另一方的光纤是同一种光纤。

17.根据权利要求1~16的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的光纤是所谓的双金属包层型极化面保存光纤。

18.根据权利要求1~17的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：在上述模式整合单元中使用芯扩大光纤和芯缩小光纤的至少一种。

19.根据权利要求1~18的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：使在信号光光路上相对配置的上述一方的单模光纤的输出单元透镜和上述另一方的单模光纤的输出单元透镜间的距离窄于3mm。

20.根据权利要求1~19的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：将在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片和上述输出单元透镜配置在光纤端部的散焦后的光纤光学系统的双方处于上述样本的信号光入射面的同一侧，并且在上述散焦后的光纤光学系统和上述样本之间配置四分之一波片。

21.一种散焦后的光纤光学系统，用于在信号光的光路上夹着光散射检测体等的旋光度测定用检测体即样本相对配置在前端部配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者通过上述样本反射的信号光入射到在前端部配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此能够测定与上述样本的旋光度相关联的光学信息的旋光度测定系统，所述光纤光学系统的特征在于：

配置在上述一方的单模光纤的入射到上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元上的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面的至少一方不在该单模光纤的输出单元透镜的焦点位置上。

22.根据权利要求21所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：上述一方的单模光纤的数值孔径即NA和上述另一方的单模光纤的NA的至少一方小于等于0.07。

23.根据权利要求21或者22所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更接近该输出单元透镜的位置上。

24.根据权利要求21或者23所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更远离该输出单元透镜的位置上。

25.根据权利要求21~24的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：上述单模光纤的前端部和该光纤的输出单元透镜被相互固定。

26.根据权利要求21~25的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有法拉第旋光元件。

27.根据权利要求21~26的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有四分之一波片以及偏振器。

28.根据权利要求21~27的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：

上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤是极化面保存光纤，在上述各光纤前端部和样本之间配置有偏振器和法拉第旋光元件和四分之一波片，设定上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片的方位和极化面保存光纤的固有偏振光方位，以便从上述双方的各极化面保存光纤射出同一固有偏振光模式即射出偏振光模式的信号光，从上述样本的一方的入射一侧作为右旋圆偏振光或者左旋圆偏振光入射到上述样本，从上述样本另一方的入射一侧作为左旋圆偏振光或者右旋圆偏振光入射后，分别在光路上的极化面保存光纤上以和上述射出偏振光模式相等的偏振光模式耦合。

29.根据权利要求21~28的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：上述散焦后的光纤光学系能够用上述样本和上述散焦后的光纤光学系统和上述极化面保存光纤构成环形光干涉系统的环形光路，可以作为通过测定在两个方向上传送上述环光路中的光的起因于上述样本而发生的相位差，可以测定与上述样本的旋光度相关的光学信息的旋光度测定系统的构成要素使用。

30.根据权利要求29所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：

上述光纤光学系统的构成是：在环形干涉计的环形光路中传送作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号光的偏振光，环形干涉计的环形光路的光纤部分作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号光的偏振光以同一固有直线偏振光模式，在相同的光纤中分别作为右旋信号光和左旋信号光传送，上述样本部分在相互正交的圆偏振光状态下分别传送右旋信号光和左旋信号光。

31.作根据权利要求21~30的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：具有能够在和光路成直角方向上扫描上述样本的机构。

32.根据权利要求21~31的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：上述样本是生物体的一部分，上述旋光度测定装置为了测定与上述样本的旋光度有关的光学信息，作为上述信号光的相位差的检测单元的一部分具有与以使生物体的脉搏或者测定部位的厚度等的该生物体的一部分尺寸周期性变化的方式人为给予的信号同步来检测上述相位差的单元。

33.根据权利要求21~32的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：上述样本是生物体的一部分，上述光纤光学系统使用夹着测定与上述样本的旋光度相关的光学信息的部分的测定端子部，并且将上述光纤的上述前端部保持在上述测定端子部。

34.根据权利要求21~33的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：具有能够改变上述一方的单模光纤的输出单元透镜和另一方的单模光纤的输出单元透镜之间的距离的透镜间距离调整单元。

35.根据权利要求21~34的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方是通过模式整合单元连接芯径不同的第1光纤和第2光纤的单模光纤，相对地上述第1光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第1光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在靠近上述第2光纤的上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上。

36.根据权利要求21~35的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的一方的光纤和另一方的光纤是同一种光纤。

37.根据权利要求21~36的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：在信号光的光路中夹着上述样本相对配置的光纤是所谓的双金属包层型极化面保存光纤。

38.根据权利要求21~37的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：在上述模式整合单元中使用芯扩大光纤和芯缩小光纤的至少一方。

39.根据权利要求21~38的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：使在信号光光路上相对配置的上述一方的单模光纤的输出单元透镜和上述另一方的单模光纤的输出单元透镜间的距离窄于3mm。

40.根据权利要求21~39的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统，其特征在于：将在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片和上述输出单元透镜配置在光纤端部的散焦后的光纤光学系统的双方处于上述样本的信号光入射面的同一侧，并且在上述散焦后的光纤光学系统和上述样本之间配置四分之一波片。

41.一种散焦后的旋光度测定方法，在信号光的光路中夹着光散射检测体等的旋光度测定用检测体即样本相对配置在前端部配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者通过上述样本反射的信号光入射到在前端部配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此测定与上述样本的旋光度相关联的光学信息，所述旋光度测定方法的特征在于：

将配置在入射到上述一方的单模光纤的上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元上的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，形成上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面的至少一方不在该单模光纤的输出单元透镜的焦点位置上的散焦后的光纤光学系统。

42.根据权利要求41所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：上述一方的单模光纤的数值孔径即NA和上述另一方的单模光纤的NA的至少一方小于等于0.07。

43.根据权利要求41或者42所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更接近该输出单元透镜的位置上。

44.根据权利要求41或者43所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更远离该输出单元透镜的位置上。

45.根据权利要求41~44的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：上述单模光纤的前端部和该光纤的输出单元透镜被相互固定。

46.根据权利要求41~45的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有法拉第旋光元件。

47.根据权利要求41~46的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有四分之一波片以及偏振器。

48.根据权利要求41~47的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤是极化面保存光纤，在上述各光纤前端部和样本之间配置有偏振器和法拉第旋光元件和四分之一波片，设定上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片的方位和极化面保存光纤的固有偏振光方位，以便从上述双方的各极化面保存光纤射出同一固有偏振光模式即射出偏振光模式的信号光，从上述样本的一方的入射一侧作为右旋圆偏振光或者左旋圆偏振光入射到上述样本，从上述样本另一方的入射一侧作为左旋圆偏振光或者右旋圆偏振光入射后，分别在光路上的极化面保存光纤上以和上述射出偏振光模式相等的偏振光模式耦合。

49.根据权利要求41~48的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：上述散焦后的旋光度测定系统用上述样本和上述散焦后的光纤光学系统和上述极化面保存光纤构成环形光干涉系统的环形，通过测定在上述环形中在两个方向上传送的光的起因于上述样本而产生的相位差，能够测定上述样本的旋光度。

50.根据权利要求49所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：上述散焦后的旋光度测定系统的构成是：在环形干涉计的环形光路中传送作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号的偏振光，环形干涉计的环形光路的光纤部分作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号光的偏振光以同一固有直线偏振光模式，在相同的光纤中分别作为右旋信号光和左旋信号光传送，上述样本部分在相互正交的圆偏振光状态下分别传送右旋信号光和左旋信号光。

51.根据权利要求41~50的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：具有能够在和光路成直角方向上扫描上述样本的机构。

52.根据权利要求41~51的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：上述样本是生物体的一部分，上述旋光度测定方法为了测定与上述样本的旋光度有关的光学信息，作为上述信号光的相位差的检测单元的一部分具有与以使生物体的脉搏或者测定部位的厚度等的该生物体的一部分尺寸周期性变化的方式人为给予的信号同步来检测上述相位差的单元。

53.根据权利要求41~52的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：上述样本是生物体的一部分，上述旋光度测定方法使用夹着测定与上述样本的旋光度相关的光学信息的部分的测定端子部，并且将上述光纤的上述前端部保持在上述测定端子部。

54.根据权利要求41~53的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：使用能够改变上述一方的单模光纤的输出单元透镜和另一方的单模光纤的输出单元透镜之间的距离的透镜间距离调整单元。

55.根据权利要求41~54的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方是通过模式整合单元连接芯径不同的第1光纤和第2光纤的单模光纤，相对地上述第1光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第1光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在上述第2光纤的靠近上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上。

56.根据权利要求41~55的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的一方的光纤和另一方的光纤是同一种光纤。

57.根据权利要求41~56的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的光纤是所谓的双金属包层型极化面保存光纤。

58.根据权利要求41~57的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：在上述模式整合单元中使用芯扩大光纤和芯缩小光纤的至少一方。

59.根据权利要求41~58的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：使在信号光光路上相对配置的上述一方的单模光纤的输出单元透镜和上述另一方的单模光纤的输出单元透镜间的距离窄于3mm。

60.根据权利要求41~59的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法，其特征在于：将在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片和上述输出单元透镜配置在光纤端部的散焦后的光纤光学系统的双方处于上述样本的信号光入射面的同一侧，并且在上述散焦后的光纤光学系统和上述样本之间配置四分之一波片。

61.一种旋光度测定装置，在信号光的光路中夹着光散射检测体等的旋光度测定用检测体即样本相对配置在前端部上配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部上配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者通过上述样本反射的信号光入射到在前端配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此测定与上述样本的旋光度相关联的光学信息，所述旋光度测定装置的特征在于：

使用光纤光学系统，该光纤光学系统将配置在上述一方的单模光纤的入射到上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元上的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元上的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方是经由模式整合单元连接芯径不同的第1光纤和第2光纤的单模光纤，相对地上述第1光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第1光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在上述第2光纤的靠近上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上，其中NA表示数值孔径。

62.根据权利要求61所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：上述第2光纤的NA小于等于0.07。

63.根据权利要求61或者61所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：上述光纤光学系统是在光纤的端面附近的光路上除了上述输出单元透镜外还具有偏振器和法拉第旋光元件和四分之一波片的偏振光变换光学系统。

64.根据权利要求61~63的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置，其特征在于：上述旋光度测定装置用上述样本和上述光纤光学系统和上述单模光纤构成环形光干涉系统的环形光路，通过测定在上述环形光路中在两个方向上传送的光的起因于上述样本而产生的相位差，能够测定上述样本的旋光度。

65.一种光纤光学系统，使用于旋光度测定装置，所述旋光度测定装置在信号光的光路中夹着光散射检测体等的旋光度测定用检测体即为样本相对配置在前端部上配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部上配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者通过上述样本反射的信号光入射到在前端部配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此能够测定与上述样本的旋光度相关联的光学信息，所述光纤光学系统的特征在于：

将配置在上述一方的单模光纤的入射到上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元上的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元上的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面的至少一方是经由模式整合单元连接芯径不同的第1光纤和第2光纤的单模光纤，相对地上述第1光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第1光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在上述第2光纤的靠近上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上，其中，NA表示数值孔径。

66.一种旋光度测定方法，在信号光的光路中夹着光散射检测体等的旋光度测定用检测体即样本相对配置在前端部上配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部上配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者通过上述样本反射的信号光入射到在前端配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此能够测定与上述样本的旋光度相关联的光学信息，所述旋光度测定方法的特征在于：

将配置在上述一方的单模光纤的入射到上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元上的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方是经由模式整合单元连接芯径不同的第1光纤和第2光纤的光纤，相对地上述第1光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第1光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在上述第2光纤的靠近上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上，其中，NA表示数值孔径。

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