CN111919106B - 生物物质测定装置 - Google Patents

生物物质测定装置 Download PDF

Info

Publication number
CN111919106B
CN111919106B CN201880091036.1A CN201880091036A CN111919106B CN 111919106 B CN111919106 B CN 111919106B CN 201880091036 A CN201880091036 A CN 201880091036A CN 111919106 B CN111919106 B CN 111919106B
Authority
CN
China
Prior art keywords
light
atr prism
hyperbolic metamaterial
measuring device
metal
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN201880091036.1A
Other languages
English (en)
Other versions
CN111919106A (zh
Inventor
小川新平
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Mitsubishi Electric Corp
Original Assignee
Mitsubishi Electric Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Mitsubishi Electric Corp filed Critical Mitsubishi Electric Corp
Publication of CN111919106A publication Critical patent/CN111919106A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN111919106B publication Critical patent/CN111919106B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B5/00—Optical elements other than lenses
    • G02B5/04—Prisms
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
    • G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0082—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes
    • A61B5/0084—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes for introduction into the body, e.g. by catheters
    • A61B5/0086—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes for introduction into the body, e.g. by catheters using infrared radiation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/01—Measuring temperature of body parts ; Diagnostic temperature sensing, e.g. for malignant or inflamed tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
    • A61B5/6847—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive mounted on an invasive device
    • A61B5/6861—Capsules, e.g. for swallowing or implanting
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/55—Specular reflectivity
    • G01N21/552—Attenuated total reflection
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/483—Physical analysis of biological material
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B1/00—Optical elements characterised by the material of which they are made; Optical coatings for optical elements
    • G02B1/002—Optical elements characterised by the material of which they are made; Optical coatings for optical elements made of materials engineered to provide properties not available in nature, e.g. metamaterials
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B1/00—Optical elements characterised by the material of which they are made; Optical coatings for optical elements
    • G02B1/02—Optical elements characterised by the material of which they are made; Optical coatings for optical elements made of crystals, e.g. rock-salt, semi-conductors
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B5/00—Optical elements other than lenses
    • G02B5/008—Surface plasmon devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/04—Arrangements of multiple sensors of the same type
    • A61B2562/046—Arrangements of multiple sensors of the same type in a matrix array
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/12—Manufacturing methods specially adapted for producing sensors for in-vivo measurements
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/66—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing involving blood sugars, e.g. galactose

Abstract

提供能够稳定地且高精度地测定生物物质的量的非侵袭型的生物物质测定装置。生物物质测定装置(80)具备：第一光源(32)，其放射出第一光；ATR棱镜(20)，其具有表面和背面，从一端入射的第一光透过内部并从另一端出射；双曲超材料层(90)，其具有表面和背面，在ATR棱镜(20)的表面上以背面接触的方式配置；和第一光检测器(30)，其检测从ATR棱镜(20)出射的第一光，由检测的第一光来测定生物体中的生物物质的量。

Description

生物物质测定装置
技术领域
本发明涉及生物物质测定装置，特别涉及使用红外光来测定在生物体内存在的糖等生物物质的生物物质测定装置。
背景技术
在测定血糖等生物体中的物质的成分的生物物质测定装置中，有利用穿刺或采血的侵袭型的测定装置、和不利用这些的非侵袭型的测定装置。就日常所利用的血糖值测定装置(血糖值传感器)而言，为了缓和患者的苦痛，希望是非侵袭型的测定装置。作为非侵袭型血糖值测定装置，考虑可检测糖的指纹光谱的利用红外光的传感器。例如，专利文献1公开有以下的血糖值传感器：在该血糖值传感器中，在棱镜内使红外光反射多次，提高表面等离激元共振导致的红外光的衰减率，由此，提高传感器的灵敏度(例如参照[0057])。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2012-070907号公报
发明内容
发明要解决的课题
但是，红外光被皮肤内的水大量地吸收，因此只能到达皮肤表面。因此，就以往的技术而言，不能显著地识别皮肤内部的葡萄糖等糖引起的红外光的吸收的效果、和水引起的红外光的吸收的效果，不能获得良好的信号对杂音比(Signal-to-Noise ratio、SN比)。因此，不能稳定地且高精度地测定血糖值。
因此，本发明的目的在于得到能够稳定地且高精度地测定生物物质的量的非侵袭型的生物物质测定装置。
用于解决课题的手段
本发明的一个方案提供生物物质测定装置，其具备：第一光源，其放射出第一光；ATR棱镜，其具有表面和背面，从一端入射的第一光透过内部并从另一端出射；双曲超材料层，其具有表面和背面，在ATR棱镜的表面上以背面接触的方式被配置；和第一光检测器，其检测从ATR棱镜出射的第一光，由检测的第一光来测定生物体中的生物物质的量。
发明的效果
根据本发明，能够得到能够稳定地且高精度地测定生物物质的量的非侵袭型的生物物质测定装置。
附图说明
图1为表示根据本发明的实施方式1的非侵袭血糖值测定装置的使用例的示意图。
图2为表示根据本发明的实施方式1的非侵袭血糖值测定装置的构成的示意图。
图3为根据本发明的实施方式1的非侵袭血糖值测定装置的双曲超材料的一例的示意的截面图。
图4为根据本发明的实施方式1的非侵袭血糖值测定装置的双曲超材料的另一例的示意的截面图。
图5a为根据本发明的实施方式1的非侵袭血糖值测定装置的双曲超材料的又一例的示意的俯视图。
图5b为表示图5a的双曲超材料的立体图。
图5c为图5b的双曲超材料的部分截面立体图。
图6为根据本发明的实施方式1的非侵袭血糖值测定装置的双曲超材料的又一例的示意的俯视图。
图7为使纵轴为kz、使横轴为kx的、表示通常的物质的分散关系的图。
图8为使纵轴为kz、使横轴为kx的、表示双曲超材料的分散关系的图。
图9为表示在ATR棱镜、双曲超材料及皮肤中行进的红外光及消逝波的光路的示意图。
图10为表示糖产生的红外光的吸收光谱的图。
图11为表示根据本发明的实施方式1的非侵袭血糖值测定装置的红外光检测器的构成例的立体图。
图12为根据本发明的实施方式1的非侵袭血糖值测定装置的红外光检测器的光元件的俯视图。
图13为在X-X方向上看到图12的光元件的截面图。
图14为表示根据本发明的实施方式1的非侵袭血糖值测定装置的红外光检测器的光元件的吸收体的立体图。
图15为表示根据本发明的实施方式2的非侵袭血糖值测定装置的构成的示意图。
图16为表示根据本发明的实施方式2的变形例1的非侵袭血糖值测定装置的构成的示意图。
图17为表示根据本发明的实施方式2的变形例2的非侵袭血糖值测定装置的构成的示意图。
具体实施方式
以下，对根据本发明的实施方式的生物物质测定装置，参照附图进行说明。在各实施方式中，对相同的构成标注相同的附图标记，省略说明。
实施方式1.
图1为表示整体由80表示的、根据本发明的实施方式1的非侵袭血糖值测定装置的使用例的示意图。使非侵袭血糖值测定装置80的头(远位端)80a与受试者的皮肤接触，测定受试者的血糖值。就使非侵袭血糖值测定装置80的头80a接触的皮肤而言，优选角质薄的唇，但并不限定于此，例如可以是脸颊、耳垂、手指甲的皮肤等。
图2为表示根据本发明的实施方式1的非侵袭血糖值测定装置80的构成的示意图。非侵袭血糖值测定装置80具备：放射具有生物物质的吸收波长范围(8.5μm～10μm)的全部或一部分的波长范围的红外光的红外光源32、从红外光源32出射的红外光透过的ATR棱镜20、和检测从ATR棱镜20出射的红外光的强度的红外光检测器30。非侵袭血糖值测定装置80还具备：在非侵袭血糖值测定装置80的头80a所形成的双曲超材料90。换言之，双曲超材料90在ATR棱镜20上形成。
就红外光源32而言，例如，为量子级联激光器模块。量子级联激光器为单一光源，输出功率大，SN比高，因此高精度的测定成为可能。在量子级联激光器模块中，搭载用于准直光束的透镜。
从红外光源32放出的红外光入射到ATR棱镜20。就入射的红外光而言，一边反复进行全反射一边在ATR棱镜20中透过，然后，从ATR棱镜20出射。即，示意性地，从红外光源32放出的红外光在ATR棱镜20的端面20c被反射。就被反射的红外光而言，通过ATR棱镜20内，在端面20b被反射，接下来通过ATR棱镜20内而到达端面20a，透过双曲超材料90内，在与受试者的皮肤49接触的双曲超材料90的表面(远位端面)被反射，接下来通过双曲超材料90内和ATR棱镜20内，再次在ATR棱镜20的端面20b被反射。反复进行双曲超材料90的表面处的反射和ATR棱镜20的端面20b处的反射，红外光到达ATR棱镜20的端面20d，因此被反射，从ATR棱镜20出射。
对于红外光出射的ATR棱镜20的部分，可施以无反射涂层。或者，可使从红外光源32放出的红外光为p偏振光，可对ATR棱镜20进行加工以使得红外光的入射角及出射角成为布鲁斯特角。
就ATR棱镜20的材料而言，例如，为对于具有中红外区域的波长的光透明、且折射率比较小的硫化锌(ZnS)的单晶。ATR棱镜20的材料可以是硒化锌(ZnSe)等公知的材料。但是，ATR棱镜20的材料并不限定于这些。
在ATR棱镜20或双曲超材料90的与皮肤49接触的部分，为了不对人体造成伤害，可涂布包含SiO2或SiN等的薄膜。
从ATR棱镜20出射的红外光进入到红外光检测器30。就红外光检测器30而言，例如，为搭载有MEMS(Micro Electro Mechanical Systems)型测定装置、或热电堆等非冷却测定装置的模块。红外光检测器30具备：前置放大器等的电路、和用于将入射到红外光检测器30的红外光聚光于测定装置的元件的透镜。红外光检测器30的进一步的详细情况将后述。
非侵袭血糖值测定装置80还具备：与红外光源32及红外光检测器30电连接的控制部52。控制部52能够控制红外光源32的振荡、从红外光源32放射的红外光的波长、及强度等。另外，就控制部52而言，从红外光检测器30接收被检测的红外光的强度数据，基于其来算出生物体中的血糖值的浓度。
非侵袭血糖值测定装置80还具备：与控制部电连接的用户界面54。就用户界面54而言，例如，包含：将测定开始手段、测定条件设定手段等向用户显示的显示器501、将测定状况(例如测定开始及结束)通过振动及声音分别通知用户的振动器502及扬声器503、用于用户进行测定开始操作、测定条件设定操作等的键盘504。
图3表示双曲超材料90的一例的示意的截面图。双曲超材料90具有使金属层91与电介质层92交替地层叠而成的多层结构。金属层91和电介质层92的厚度优选为不到所使用的波长的1/4的厚度。例如，在为了检测糖而使用红外光的情况下，金属层91和电介质层92的厚度分别为约10nm。在图3中，双曲超材料90具有8层结构，但层数并不限定于此。
双曲超材料90的金属层91由在所使用的光的波长范围产生表面等离激元的材料构成。在检测糖等生物物质的使用红外光的波长的非侵袭血糖值测定装置80中，双曲超材料90的金属层91例如为金或银。双曲超材料90的金属层91可以是由氮化钛等化合物或石墨烯构成的层。特别地，在使用红外光的情况下，就石墨烯而言，由于为光损失小的材料，因此是有利的。或者，双曲超材料90的金属层91可以是由半导体材料构成的层。就半导体材料而言，由于通过调整掺杂浓度而能够获得所期望的物性，因此是有利的。
双曲超材料90的电介质层92优选为氧化硅(SiO2)、氮化硅(SiN)、氧化铝(Al2O3)或氟化镁(MgF2)，但本发明并不限定于此。
图4为表示由95表示的、双曲超材料的另一例的示意的截面图。双曲超材料95在金属层91与电介质层92的层叠结构中包含至少一层缺陷层93。在本说明书中，所谓“缺陷”，意指与周围的规则性不同。缺陷层93的厚度与金属层91及电介质层92的厚度不同。缺陷层93为金属层或电介质层。
在双曲超材料的周期性的层叠结构中，通过调整层数、层厚及材料等，能够设计发挥功能的波长范围。在周期性的层叠结构中，通过引入扰乱周期的缺陷层93，能够将特定的波长的光封闭在缺陷层93中或者提高特定的波长的光的透过率。例如，具有被葡萄糖等生物物质吸收的波长的红外光原样地透过，而另一方面，关于可见光，能够使层叠结构的分散关系为双曲超材料的分散关系。
如上所述，通过引入缺陷层93，能够根据波长来控制层叠结构的分散关系。另外，能够提高测定的自由度。因此，能够提高测定的精度。在以下的实施方式2中，也可引入缺陷层93，其效果与上述的效果相同。
图5a～5c为表示由96表示的、双曲超材料的另一例的图。图5a为双曲超材料96的俯视图。图5b为双曲超材料96的立体图。图5c为表示用图5a的5c-5c线切断的双曲超材料96的部分截面的部分截面立体图。
双曲超材料96由多个金属棒91a、和将金属棒91a的周围填埋的电介质92a构成。在图5a～5c的例子中，金属棒91a具有：底面的形状为直径D的圆的圆柱形状。或者，金属棒91a的形状并不限定于底面的形状为圆形的圆柱形状，只要满足双曲超材料的特性，则可以是底面的形状为椭圆的圆柱、底面的形状为正方形或长方形的四棱柱。就金属棒91a而言，如图5a的俯视图中所示，在平面视图中，以周期P在径向上二维地排列。就金属棒91a而言，与上述的金属层91(参照图3和图4)同样，由在所使用的光的波长范围产生表面等离激元的材料构成。
金属棒91a的粗度D及周期P优选为不到所使用的波长的1/4的厚度。例如，在为了检测糖而使用红外光的情况下，金属棒91a的粗度及周期P分别为约10nm。图5a～5c只不过表示金属棒91a的配置的一例，金属棒91a的配置并不限定于此。
图6为表示由97表示的、双曲超材料的另一例的俯视图。在双曲超材料的周期性的结构中，通过调整金属棒91a的数、粗度、周期和材料等，能够设计发挥功能的波长范围。图6中所示的双曲超材料97具备：扰乱金属棒91a的大小及周期等的规则性的缺陷棒91b。就缺陷棒91b而言，例如，由与金属棒91a相同的材料构成，但具有与金属棒91a不同的粗度E。在这样具有规则性的结构中，通过引入扰乱规则性的缺陷棒91b，能够将特定的波长的光封闭在缺陷棒91b的周围或者提高特定的波长的光的透过率。
在图6中，通过从金属棒91a中选择特定的金属棒、增大所选择的金属棒的粗度，形成有作为缺陷区域的缺陷棒91b。缺陷区域的形成方法并不限定于此，例如，可通过将金属棒91a的形状从圆柱变为四棱柱、将金属棒配置于扰乱金属棒91a的排列的周期的位置、改变金属棒91a的材料等方法来形成缺陷区域。
通过引入如上所述的缺陷棒91b，例如，具有被葡萄糖等生物物质吸收的波长的红外光原样地透过，而另一方面，关于可见光，能够使层叠结构的分散关系为双曲超材料的分散关系。
其次，对利用非侵袭血糖值测定装置80的血糖值测定的原理进行说明。如果在ATR棱镜20与双曲超材料90的界面和/或双曲超材料90与皮肤49的界面处红外光发生全反射，则产生消逝波。该消逝波侵入到皮肤49内，由被测定者的生物体内的糖等生物物质吸收。通过这样吸收消逝波，红外光的强度衰减。如果生物物质多，则将消逝波更多地吸收，因此红外光的强度的衰减也变大。
皮肤49由表面附近的表皮、和表皮下的真皮构成。表皮从表面附近起依次包含角质层、颗粒层、棘层及基底层。分别的厚度为10μm、数μm、100μm、数μm左右。在基底层中生成细胞，在棘层中细胞堆积起来。在棘层上的颗粒层中由于水分(组织间质液)没有到达，因此细胞死亡。在颗粒层上的角质层中，死亡的细胞成为了硬化的状态。糖和其他生物物质在表皮中的组织间质液中存在。组织间质液从角质层到棘层增加。因此，根据消逝波的向皮肤内的侵入长度，全反射的红外光的衰减的程度也变化。
就消逝波的强度而言，在从反射面到皮肤的方向上以指数函数衰减，向皮肤内的侵入长度为红外光的波长左右。因此，在非侵袭血糖值测定装置80中使用被糖吸收的8.5μm～10μm的波长的红外光的情况下，能够检测在从皮肤表面到8.5μm～10μm的深度的位置所存在的糖的量。
其次，对于双曲超材料90的特性进行说明。首先，一般地，记述平坦的薄膜的性质。有相互垂直的x轴和y轴，薄膜在xy平面内扩展。将与x轴和y轴垂直的方向设为z方向。将x、y和z轴方向的波数分别设为kx、ky和kz。介电常数ε和磁导率μ如下所述记载。
[数1]
Figure BDA0002674893080000081
[数2]
Figure BDA0002674893080000082
在薄膜的材料为单轴性晶体的情况下(即，εxx＝εyy≠εzz的情况下)，记载为εxx＝εyy≡ε⊥、εzz＝ε∥、μxx＝μyy≡μ⊥、μzz＝μ∥，因此介电常数ε及磁导率μ分别如式(3)及式(4)记载。
[数3]
Figure BDA0002674893080000083
[数4]
Figure BDA0002674893080000084
一般地，光的分散关系由下式(5)表示。
[数5]
Figure BDA0002674893080000091
其中，ω为光的频率，c为光的速度。
对于通常的物质(即，不是双曲超材料的物质)而言，ε||与ε⊥的值相等，且为正的值。即，满足下式(6)。
[数6]
ε||＝ε⊥＞0…(6)
图7将纵轴设为kz、将横轴设为kx，表示通常的物质(即，不是双曲超材料的物质)的分散关系。图7中的S表示坡印亭矢量。这样，在波数空间中表示的分散关系为球，封闭。
相对于以上的通常的物质，电双曲超材料为满足以下的式(7)且式(8)、或式(7)且式(9)的物质。
[数7]
μ⊥＝μ||＞0…(7)
[数8]
ε||＜0且ε⊥＞0…(8)
[数9]
ε||＞0且ε⊥＜0…(9)
因此，对于电双曲超材料的分散关系，如图8，成为双曲线(双曲)形。因此，无论多大的波数都可能存在。即，在双曲超材料中，消逝波没有衰减。
进而，在根据本发明的实施方式1的非侵袭血糖值测定装置80中，通过调整与皮肤49接触的双曲超材料90的材料和层的厚度等，能够减小皮肤49与双曲超材料90之间的折射率之差(使折射率匹配)。因此，在使用有包括双曲超材料90的根据本发明的实施方式1的非侵袭血糖值测定装置80的情况下，与以往的利用表面等离激元的血糖值传感器相比，在皮肤49中的消逝波的侵入长度延长。因此，通过根据本发明的实施方式1的非侵袭血糖值测定装置80，能够高灵敏度地检测皮肤中的葡萄糖。
予以说明，就表示双曲超材料的分散关系的双曲线而言，也有时不是如图8所示分离的双曲线(例如参照“Poddubny,A.；Iorsh,I.；Belov,P.；Kivshar,Y.Hyperbolicmetamaterials.Nature Photonics 2013,7,948-957.”)。
图9为表示在ATR棱镜20、双曲超材料90和皮肤49中行进的红外光和消逝波的光路的示意图。如果在ATR棱镜20中行进的红外光到达ATR棱镜20与双曲超材料90的界面，则通过在红外光和/或界面的全反射而产生的消逝波传播至双曲超材料90中。
就单独的红外光单独、单独的消逝波或者这两者都侵入到双曲超材料90中而言，能够通过调整双曲超材料90的层厚、层数和材料等而选择。
如上所述，由于消逝波向皮肤49中的侵入长度变长，因此入射波与反射波的相位匹配所需的距离(グースハンチェン位移、相当于图9中的a)变大。
进而，在双曲超材料90中，与通常的材料相比，光的反射角度的波长依赖性变大。即，作为测定对象的波长的光与其他波长的光从双曲超材料90出射的情况下，与从通常的材料出射的情形相比，作为测定对象的波长的光的出射角度与其他波长的光的出射角度之差大。因此，如果在作为测定对象的波长的光入射的位置设置红外光检测器30，则其他的波长的光没有入射红外光检测器30，因此不会检测到起因于其他波长的光的杂音。因此，在使用有双曲超材料90的情况下，SN比变得良好，能够进行高精度的测定。
就双曲超材料90而言，能够通过溅射使金属与绝缘层交替地层叠而由此容易地制造。在对双曲超材料90的金属层91的材料采用石墨烯的情况下，将在铜箔上通过化学气相生长所形成的石墨烯在绝缘膜上转印。或者，可通过丝网印刷或溶液涂布方法等来形成石墨烯。
以上，根据本发明的实施方式1的非侵袭血糖值测定装置80的测定对象为血糖值。图10表示糖产生的红外光的吸收光谱。但是，测定对象并不限定于血糖值，也可以是其他的生物物质的量。
另外，在以上，对利用红外光的非侵袭血糖值测定装置80进行了说明，但所利用的光并不限定于红外光。非侵袭血糖值测定装置80可替代红外光而利用例如可见光、THz区域的波长的光。
如上所述，通过使用根据本发明的实施方式1的非侵袭血糖值测定装置80，与以往的血糖值传感器相比，消逝波向皮肤中的侵入长度变长，皮肤中的生物物质引起的红外光的吸收增多。另外，入射波与反射波的相位匹配所需的距离(グースハンチェン位移)变大。进而，作为测定对象的波长的光的出射角度与其他的波长的光的出射角度之差大，不会检测到其他的波长的光而能够检测到作为测定对象的波长的光，能够进行高精度的测定。
其次，对非侵袭血糖值测定装置80所含的红外光检测器30的构成详细地说明。
图11为表示红外光检测器30的构成例的立体图。在图11中，为了说明的方便，示出X轴、与X轴垂直的Y轴、和与X轴及Y轴垂直的Z轴。红外光检测器30具备：与XY平面平行的基板1、在基板上配置的传感器阵列1000、和在传感器阵列1000的周围配置的检测电路1010。传感器阵列1000包含：在相互正交的2个方向(X方向、Y方向)上配置为矩阵状(阵列状)的多个像素(半导体光元件)100。在图11中，示出有54个(9×6个)的光元件100。检测电路1010对各光元件100检测到的信号进行处理。检测电路1010可通过对光元件100检测到的信号进行处理来检测图像。在非侵袭血糖值测定装置80中，红外光检测器30以如下方式配置：红外光垂直地(从与Z轴平行的方向)入射传感器阵列1000的光元件100。
光元件100例如为热型的红外线传感器。
图12为光元件100的俯视图。在图12中，为了清楚地表示光元件100的结构，省略配线上的保护膜、反射膜及后述的吸收体。图13为在X-X方向上看到图12的光元件100的截面图。在图13中将吸收体10省略地表示。
如图13中所示，在基板1上设置有中空部2。在中空部2上，配置检测温度的温度检测部4。温度检测部4被2个支承脚3支承。就支承脚3而言，如图2中所示，如果从上方看，具有折曲为L字型的桥形状。支承脚3包含：薄膜金属配线6和支承薄膜金属配线6的电介质膜16。
温度检测部4包含检测膜5和薄膜金属配线6。就检测膜5而言，例如，由使用有结晶硅的二极管构成，根据温度，其电阻的值变化。就薄膜金属配线6而言，将用绝缘膜12覆盖的铝配线7与检测膜5电连接。薄膜金属配线6例如由厚度为约100nm的钛合金构成。检测膜5输出的电信号经由形成于支承脚3的薄膜金属配线6而传播至铝配线7，被检测电路1010(图11)取出。就薄膜金属配线6与检测膜5之间以及薄膜金属配线6与铝配线7之间的电连接而言，根据需要可经由在上下方向上延伸的导电体(未图示)来进行。
反射红外线的反射膜8以覆盖中空部2的方式配置。但是，没有将反射膜8与温度检测部4热连接。另外，反射膜8以将支承脚3的至少一部分的上方覆盖的方式配置。
在温度检测部4的上方，设置支承住9，支承其上的吸收体10。即，采用支承住9将吸收体10与温度检测部4热连接。因此，在吸收体10中产生的温度变化传送至温度检测部4。在吸收体10的背面、即支承住9侧，设置有防止来自背面的光的吸收的防吸收膜13。在吸收体10的表面，设置有后述的金属膜(图14的金属膜42)，但在图13中未图示。
另一方面，将吸收体10配置在反射膜8的上方，没有与反射膜8热连接。吸收体10在侧方(XY方向上)扩展为板状以将反射膜8的至少一部分覆盖隐藏。因此，如后述的图14中所示，从上方观看光元件100时，只看到吸收体10。作为另一方式，可在温度检测部4的正上方直接形成吸收体10。
图14为表示光元件100的吸收体10的立体图。就吸收体10而言，在其表面包含选择性地吸收特定的波长的光的波长选择结构部11。应予说明，有时波长选择结构部11也吸收光，因此将波长选择结构部11包含在内称为吸收体10。
光元件100在波长选择结构部11中利用表面等离激元。在光的入射面设置有由金属构成的周期结构的情况下，如果与表面周期结构相符的波长的光入射，则产生表面等离激元，发生光的吸收。利用其，通过用金属形成吸收体10的表面，调整入射光的波长、入射角度和金属表面的周期结构的间距p，能够选择被吸收体10所吸收的光的波长。
在本说明书中，关于光入射时的、金属膜的内部的自由电子贡献的表面模式的生成与周期结构引起的表面模式的生成，从光的吸收的观点考虑，视为同义，不将两者区别，将两者称为表面等离激元、表面等离激元共振，或简称为共振。另外，就上述的现象而言，也有时称为准表面等离激元、超材料，与吸收有关的本质的现象是相同的，因此没有将它们区分。
波长选择结构部11具备：主体43、在主体43上形成的金属膜42、和在主体43上周期性地设置的多个凹部45。就金属膜42的材料而言，从产生表面等离激元共振的Au、Ag、Cu、Al、Ni、或Mo等金属中选择。金属膜42的材料可以是产生表面等离激元共振的TiN等金属氮化物、金属硼化物、金属碳化物等。
就金属膜42的膜厚而言，只要是入射光没有透过的厚度即可。这是因为，如果金属膜42的膜厚为这样的厚度，只有吸收体10的表面处的表面等离激元共振对电磁波的吸收及放射进行影响，金属膜42下的材料对吸收及放射不产生光学上的影响。入射光没有透过的厚度与用下式(10)表示的表皮效应的厚度(skin depth)δ1相关联。即，就金属膜42的膜厚而言，如果为δ1的2倍(例如10nm～数100nm)以上的厚度，则入射光几乎没有透过金属膜42。因此，能够使向吸收体10的下方的入射光的泄漏充分地变小。
[数10]
δ1＝(2/μσω)1/2…(10)
其中，μ表示金属膜42的磁导率，σ表示金属膜42的电导率，ω表示入射光的角振动数。
波长选择结构部11的主体43由电介质或半导体构成。例如，波长选择结构部11的主体43由氧化硅(SiO2)构成。金属膜42例如由金构成。由于氧化硅的热容量比金的热容量小，因此具有由氧化硅构成的主体43和由金构成的金属膜42的吸收体10与由金单独构成的吸收体相比，热容量小。其结果，能够使光元件100的响应加速。另外，与由金等金属单独构成的吸收体相比，能够降低成本。
波长选择结构部11的凹部45具有例如直径4μm、深度1.5μm的圆柱形状。在波长选择结构部11，将该圆柱形状的凹部45以周期(间距)8μm配置为正方晶格状。这种情况下，被吸收体10吸收的光的波长为约8μm。可将圆柱形状的凹部45以周期8.5μm配置为正方晶格状。这种情况下，被吸收体10吸收的光的波长为约8.5μm。
发现：就被吸收体10吸收的光的波长(以下称为“吸收波长”。)及从吸收体10放射的光的波长(以下称为“放射波长”。)与凹部45的周期p之间的关系而言，在凹部45的配置为正方晶格状的情形和为正方晶格状以外的二维周期结构的情形下，大致相同。即，在所有的情况下，吸收波长与放射波长都由凹部45的周期p决定。
对于这点，在理论上，如果考虑周期结构的倒易晶格矢量，在正方晶格配置中，吸收波长及放射波长与周期p大体相等，而在三角晶格配置中，也认为吸收波长及放射波长成为周期p×√3/2。但是，实际上，根据凹部45的直径d，吸收波长及放射波长略微变化，认为所有的二维周期结构都是吸收或放射大体与周期p相等的波长的光。
因此，就凹部45的配置而言，并不限于正方晶格状，也可为三角晶格状等正方晶格状以外的二维周期结构。
如上所述，被吸收体10吸收的光的波长能够通过调整凹部45的周期p而控制。凹部45的直径d一般优选为周期p的1/2以上。在凹部45的直径d比周期p的1/2小的情况下，共振效应变小，入射光的吸收率倾向于降低。但是，就共振而言，由于为凹部45内的三维的共振，因此即使直径d比周期p的1/2小，有时也获得充分的吸收。因此，就相对于周期p的直径d的值而言，可适宜地分别设计。重要的是，吸收波长主要由周期p决定，因此，通过调整周期p，能够控制。只要直径d相对于周期p为某值以上，则吸收体10具有充分的吸收特性。因此，能够灵活地确定吸收体的设计条件。
另一方面，由表面等离激元的分散关系可知：吸收体10所吸收的光与凹部45的深度无关系，只依赖于周期p。
在以上，对将凹部45周期性地配置的吸收体10进行了说明。但是，在吸收体10的波长选择结构部11中，可周期性地配置从表面上突出的凸部。即使是这样的构成，也能够具有与上述同样的效果。
另外，在以上，凹部45为圆柱形状，例如，从上面看到凹部45的形状也可以为长方形或椭圆。另外，凹部45的配置不限于二维周期配置，例如也可以为一维周期配置。这些情况下，入射光的吸收依赖于入射光的偏振光。例如，在从光源放射的光具有偏振光的情况下，能够设计能够只吸收该偏振光的吸收体10。由此，能够提高SN比。
就吸收体10引起的入射光的吸收而言，在相对于吸收体使入射光垂直地入射的情况下变得最大。在向吸收体10的入射角度从垂直偏离的情况下，吸收波长变化，入射光的吸收率也变小。
其次，对吸收体10的制作方法进行说明。在由电介质或半导体构成的主体43的表面上，通过光刻和干蚀刻，形成周期性的凹部45。然后，在包含凹部45的主体43的整个表面上，通过溅射等形成金属膜42。同样地，在背面上也形成金属膜42。予以说明，附图中例示的凹部45的直径d小达数μm左右，因此与将金属膜42直接蚀刻以形成凹部的工序相比，将主体43蚀刻以形成凹部45后形成金属膜42的工序可更容易地执行。
实施方式2.
图15为表示整体由81表示的、根据本发明的实施方式2的非侵袭血糖值测定装置的构成的示意图。非侵袭血糖值测定装置81具备：放射具有生物物质的吸收波长范围(8.5μm～10μm)的全部或一部分的波长范围的红外光的红外光源32、从红外光源32出射的红外光透过的ATR棱镜20、在ATR棱镜20上形成的双曲超材料90、未图示的控制部、和未图示的用户界面。图15为使用时的图，非侵袭血糖值测定装置81的头上的双曲超材料90与被测定者的皮肤49接触。
根据本发明的实施方式2的非侵袭血糖值测定装置81还具备：向ATR棱镜20放射可见光的可见光源71、和检测在ATR棱镜20内透过而出射的可见光的强度及位置的可见光检测器72。
从可见光源71放出的可见光入射ATR棱镜20。入射的可见光一边反复进行全反射一边在ATR棱镜20中透过，然后从ATR棱镜20出射，进入到可见光检测器72。
就从红外光源32放射的红外光而言，经由ATR棱镜20和双曲超材料90，到达被测定者的皮肤49。红外光被皮肤49内的生物物质(例如葡萄糖)吸收，由此产生热。由于产生的热，ATR棱镜20的温度上升。由于温度的上升，ATR棱镜20的折射率等光学常数变化，从ATR棱镜20出射的可见光的出射角度变化。通过出射角度变化，可见光到达的位置变化。因此，通过可见光检测器72检测可见光到达的位置，由此能够根据ATR棱镜20的光学常数的变化来确定产生的热。即，生物物质的量越多，可见光的吸收量越多，吸收量越多，产生的热也越增加。因此，生物物质的量越多，从ATR棱镜20出射的可见光的出射角度的变化越变大。这样，能够确定皮肤49内的生物物质的量。
在可见光检测器72的光元件为单像素的情况下，通过机械地扫描，弄清出射光的到达位置，能够算出来自ATR棱镜20的可见光的出射角度的变化。
如上，使用通过吸收红外光而产生的热，能够判定生物物质的量。该方法被称为光·热方式。
在这样的测定装置中，通过将双曲超材料90在ATR棱镜20上形成，能够使来自ATR棱镜20的可见光的出射角度的变化变得更大。在将双曲超材料90设置在ATR棱镜20上的情况下，通过入射到ATR棱镜20的可见光和/或在ATR棱镜20与双曲超材料90的界面处的可见光的全反射而产生的消逝波在双曲超材料90内通过。就双曲超材料90的折射率等光学常数而言，根据温度而变化。特别地，在使用双曲超材料90的情况下，与使用具有通常的分散关系的物质的情形相比，可见光的出射角度的变化的温度依赖性大。因此，通过使用双曲超材料90，能够使可见光的出射角度更大地变化。即，即使生物物质引起的可见光的吸收量很小，也能够使出射角度的变化大，因此测定精度提高。
＜变形例1＞
图16为表示整体由82表示的、根据本发明的实施方式2的变形例1的非侵袭血糖值测定装置的构成的示意图。在本发明的实施方式2的变形例1中，可见光检测器72包含：在相互正交的2个方向上配置为矩阵状(阵列状)的多个像素(半导体光元件)73。
通过使可见光检测器72成为阵列，能够在每个像素73检测可见光的强度。因此，能够细致地查明可见光的光量最大的位置。由此，能够高精度地检测从ATR棱镜20的可见光的出射角度。因此，由出射角度的变化量，能够高精度地测定产生的热量、即生物物质的量。
在图16中，示出12个像素73，但像素73的数并不限定于此。可见光检测器72可以是图像传感器。
＜变形例2＞
图17为表示整体由83表示的、根据本发明的实施方式2的变形例2的非侵袭血糖值测定装置的构成的示意图。在本发明的实施方式2的变形例2中，可见光源71包含：在相互正交的2个方向上配置为矩阵状(阵列状)的多个光源元件74。
多个光源元件74也可以放射相同波长的可见光。多个光源元件74配置在不同的位置，因此从各光源元件74放射的可见光以不同的位置或入射角入射ATR棱镜20。因此，从各光源元件74放射的可见光分别入射到皮肤49的不同的位置。如果向皮肤49的入射位置不同，则温度产生的影响不同，因此来自ATR棱镜20的各可见光的出射角度的由温度引起的变化相互不同。通过算出可见光的入射位置之差引起的出射角度的变化，能够提高测定精度。
与以上不同，多个光源元件74中的至少一个可以放射与其他光源元件74不同的波长的可见光。通过算出可见光的波长的差异引起的出射角度的变化，能够提高测定精度。
在本发明的实施方式2的变形例2中，也是通过使用双曲超材料90，能够使可见光的出射角度更大地变化。即，即使生物物质引起的可见光的吸收量很小，但能够使出射角度的变化变大，因此测定精度提高。
附图标记的说明
10吸收体、11波长选择结构部、20 ATR棱镜、30红外光检测器、32红外光源、52控制部、54用户界面、71可见光源、72可见光检测器、74光源元件、80非侵袭血糖值测定装置、90双曲超材料、91金属层、92电介质层、93缺陷层、100光元件、1000传感器阵列、1010检测电路。

Claims (20)

1.一种生物物质测定装置，其具备：
第一光源，其放射出第一光，
ATR棱镜，其具有表面和背面，从一端入射的所述第一光透过内部并从另一端出射，
双曲超材料层，其具有表面和背面，在所述ATR棱镜的表面上以所述背面接触的方式配置，和
第一光检测器，其检测从所述ATR棱镜出射的所述第一光，
所述双曲超材料层具有：将包含金属的金属层与电介质层在与所述ATR棱镜的表面垂直的方向上交替地层叠而成的结构，
由检测的所述第一光来测定生物体中的生物物质的量。
2.根据权利要求1所述的生物物质测定装置，其中，确定所述双曲超材料层的层数、厚度及材料，以使得通过所述第一光入射到所述双曲超材料层来产生表面等离激元共振。
3.根据权利要求1或2所述的生物物质测定装置，其中，确定所述双曲超材料层的层数、厚度及材料，以使得所述双曲超材料层的光学常数根据温度变化而变化。
4.根据权利要求1或2所述的生物物质测定装置，其中，所述双曲超材料层的所述金属层的厚度和/或所述电介质层的厚度比所述第一光的波长的1/4小。
5.根据权利要求1或2所述的生物物质测定装置，其中，所述双曲超材料层的所述金属层与所述电介质层中的至少一层具有与其他层的厚度不同的厚度，所述其他层的厚度相等。
6.一种生物物质测定装置，其具备：
第一光源，其放射出第一光，
ATR棱镜，其具有表面和背面，从一端入射的所述第一光透过内部并从另一端出射，
双曲超材料层，其具有表面和背面，在所述ATR棱镜的表面上以所述背面接触的方式配置，和
第一光检测器，其检测从所述ATR棱镜出射的所述第一光，
所述双曲超材料层包含：包含金属、具有以与所述ATR棱镜的表面垂直的方向为中心轴的柱形状的金属棒；和将所述金属棒的与所述中心轴垂直的径向的周围填埋的电介质，
由检测的所述第一光来测定生物体中的生物物质的量。
7.根据权利要求6所述的生物物质测定装置，其中，将所述双曲超材料层的金属棒在所述径向上一维地或二维地周期性地排列，确定所述金属棒的粗度、排列的周期及材料以使得通过所述第一光入射到所述双曲超材料层来产生表面等离激元共振。
8.根据权利要求6或7所述的生物物质测定装置，其中，将所述双曲超材料层的金属棒在所述径向上一维地或二维地周期性地排列，确定所述金属棒的粗度、排列的周期及材料以使得所述双曲超材料层的光学常数根据温度变化而变化。
9.根据权利要求6或7所述的生物物质测定装置，其中，所述双曲超材料层的所述金属棒的粗度和/或排列的周期比所述第一光的波长的1/4小。
10.根据权利要求6或7所述的生物物质测定装置，其中，所述金属棒中的至少一个具有与其他金属棒的粗度不同的粗度。
11.根据权利要求1、2、6～7中任一项所述的生物物质测定装置，其中，入射到所述ATR棱镜的所述第一光在所述ATR棱镜的背面与所述ATR棱镜的表面和/或所述双曲超材料层的表面被反射，在所述ATR棱镜中透过，
使所述双曲超材料层接触生物体，由被所述生物体吸收的所述第一光的量来测定所述生物体中的生物物质的量。
12.根据权利要求1、2、6～7中任一项所述的生物物质测定装置，其中，所述第一光检测器在其表面具有：相互分离、在1个方向或相互交叉的2个方向上以一定的周期配置的、至少表面由金属构成的多个凹部或凸部，
所述一定的周期为通过所述第一光的入射而在所述凹部或所述凸部产生表面等离激元的周期。
13.根据权利要求1、2、6～7中任一项所述的生物物质测定装置，其中，配置所述第一光源、所述ATR棱镜、所述第一光检测器及所述双曲超材料层以使得从所述ATR棱镜出射的所述第一光垂直地入射到所述第一光检测器的表面。
14.根据权利要求1、2、6～7中任一项所述的生物物质测定装置，其中，所述第一光为红外光。
15.根据权利要求1、2、6～7中任一项所述的生物物质测定装置，其还具备：放射第二光的第二光源，
入射到所述ATR棱镜的所述第一光在所述ATR棱镜的背面与所述ATR棱镜的表面和/或所述双曲超材料层的表面被反射，在所述ATR棱镜中透过，
在使所述双曲超材料层接触生物体的状态下向所述生物体照射所述第二光，由所述生物体中的生物物质吸收所述第二光而产生的热引起的所述第一光的变化，测定所述生物物质的量。
16.根据权利要求15所述的生物物质测定装置，其中，所述第一光的所述变化为：所述热引起的所述ATR棱镜和/或所述双曲超材料层的折射率的变化引起的所述第一光的出射角度的变化。
17.根据权利要求15所述的生物物质测定装置，其中，所述第一光检测器为配置在不同的位置的多个第一光检测器，
使用所述不同位置处的各个第一光的强度和位置数据来算出所述生物物质的量。
18.根据权利要求15所述的生物物质测定装置，其中，所述第一光为可见光，所述第二光为红外光。
19.根据权利要求15所述的生物物质测定装置，其中，所述第一光源为放射相互不同的波长的第一光的多个第一光源。
20.根据权利要求1、2、6～7中任一项所述的生物物质测定装置，其中，所述金属包含石墨烯。
CN201880091036.1A 2018-03-15 2018-10-29 生物物质测定装置 Active CN111919106B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2018048332 2018-03-15
JP2018-048332 2018-03-15
PCT/JP2018/040072 WO2019176157A1 (ja) 2018-03-15 2018-10-29 生体物質測定装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN111919106A CN111919106A (zh) 2020-11-10
CN111919106B true CN111919106B (zh) 2023-06-02

Family

ID=67907035

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201880091036.1A Active CN111919106B (zh) 2018-03-15 2018-10-29 生物物质测定装置

Country Status (4)

Country Link
US (1) US11408824B2 (zh)
CN (1) CN111919106B (zh)
DE (1) DE112018007282T5 (zh)
WO (1) WO2019176157A1 (zh)

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP7439455B2 (ja) 2019-10-28 2024-02-28 株式会社リコー 生体情報測定装置、及び生体情報測定方法
CN111175234A (zh) * 2020-01-03 2020-05-19 暨南大学 一种等离子体传感器的设计方法及其制备的传感器
US20240122503A1 (en) * 2021-03-03 2024-04-18 Mitsubishi Electric Corporation Component measurement device and component measurement method

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002188996A (ja) * 2000-12-22 2002-07-05 Omron Corp 体液成分濃度測定方法及び体液成分濃度測定装置
CN1300569C (zh) * 2002-02-21 2007-02-14 松下电器产业株式会社 生物信息测量装置和生物信息测量方法
CN101400301A (zh) * 2006-03-10 2009-04-01 松下电器产业株式会社 生物体成分浓度测定装置
CN105796056A (zh) * 2016-03-02 2016-07-27 中国科学院上海微系统与信息技术研究所 一种基于超材料的太赫兹医学成像仪及其制作方法
CN106535760A (zh) * 2014-06-16 2017-03-22 迪亚蒙泰克有限公司 非侵入性物质分析

Family Cites Families (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE69110032T2 (de) * 1991-06-08 1995-12-21 Hewlett Packard Gmbh Verfahren und Gerät zur Feststellung und/oder Konzentrationsbestimmung von Biomolekülen.
DE4125952C2 (de) * 1991-08-06 1993-10-14 Dornier Gmbh Optischer Leistungsbegrenzer
RU2141645C1 (ru) * 1997-06-11 1999-11-20 Никитин Петр Иванович Способ исследования биологических, биохимических, химических характеристик сред и устройство для его осуществления
AU1524500A (en) * 1998-11-13 2000-06-05 Leica Microsystems Inc. Refractometer and method for qualitative and quantitative measurements
US6421128B1 (en) * 2000-05-17 2002-07-16 The Arizona Board Of Regents On Behalf Of The University Of Arizona Coupled plasmon-waveguide resonance spectroscopic device and method for measuring film properties in the ultraviolet and infrared special ranges
WO2003083458A2 (de) * 2002-04-03 2003-10-09 Johann Wolfgang Goethe-Universität Frankfurt am Main Infrarotmessvorrichtung, insbesondere für die spektrometrie wässriger systeme, vorzugsweise von mehrkomponentensystemen
DE10316514A1 (de) * 2002-07-24 2004-02-05 Endress + Hauser Conducta Gesellschaft für Mess- und Regeltechnik mbH + Co. KG Vorrichtung zur IR-spektrometrischen Analyse eines festen, flüssigen oder gasförmigen Mediums
JP2004085262A (ja) * 2002-08-23 2004-03-18 Toyota Motor Corp 高感度反射測定装置及び高感度反射測定方法
JP2005127748A (ja) * 2003-10-21 2005-05-19 Kobe Steel Ltd 光熱変換測定装置及びその方法
US10529003B2 (en) * 2008-04-07 2020-01-07 Mohammad A. Mazed Optical biomodule for detection of diseases at an early onset
WO2010088418A1 (en) * 2009-01-29 2010-08-05 The Regents Of The University Of California High resolution structured illumination microscopy
JP2012070907A (ja) 2010-09-28 2012-04-12 Hiroshima Univ 血糖値センサ
JP5920692B2 (ja) * 2011-07-15 2016-05-18 国立研究開発法人産業技術総合研究所 目的物質検出チップ、目的物質検出装置及び目的物質検出方法
JP6145096B2 (ja) * 2011-09-28 2017-06-07 ジーイー・ヘルスケア・バイオサイエンス・アクチボラグ 表面プラズモン共鳴バイオセンサシステム
JP6184366B2 (ja) 2013-04-24 2017-08-23 三菱電機株式会社 電磁波センサ装置
JP2015078904A (ja) * 2013-10-17 2015-04-23 セイコーエプソン株式会社 光学素子、分析装置、及び電子機器
DE102014115502A1 (de) 2014-10-24 2016-04-28 Pyreos Ltd. Hautmessgerät und Armbanduhr
US20160170098A1 (en) 2014-12-12 2016-06-16 King Abdul Aziz City For Science And Technology Construction of hyperbolic metamaterial for an optical spectral range
JP6771771B2 (ja) * 2015-08-28 2020-10-21 国立大学法人大阪大学 測定用デバイス、及びそれを用いた測定装置
JP6664741B2 (ja) * 2016-06-10 2020-03-13 国立研究開発法人産業技術総合研究所 光学的測定方法及び測定装置
WO2018012436A1 (ja) * 2016-07-12 2018-01-18 国立研究開発法人産業技術総合研究所 光学的検出装置及び光学的検出方法
JP6853974B2 (ja) * 2016-08-17 2021-04-07 国立研究開発法人産業技術総合研究所 生体物質検出装置
US10533941B2 (en) * 2016-08-23 2020-01-14 Case Western Reserve University Optical sensor platform employing hyperbolic metamaterials
JP6804061B2 (ja) * 2017-06-06 2020-12-23 日本電信電話株式会社 誘電分光装置

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002188996A (ja) * 2000-12-22 2002-07-05 Omron Corp 体液成分濃度測定方法及び体液成分濃度測定装置
CN1300569C (zh) * 2002-02-21 2007-02-14 松下电器产业株式会社 生物信息测量装置和生物信息测量方法
CN101400301A (zh) * 2006-03-10 2009-04-01 松下电器产业株式会社 生物体成分浓度测定装置
CN106535760A (zh) * 2014-06-16 2017-03-22 迪亚蒙泰克有限公司 非侵入性物质分析
CN105796056A (zh) * 2016-03-02 2016-07-27 中国科学院上海微系统与信息技术研究所 一种基于超材料的太赫兹医学成像仪及其制作方法

Also Published As

Publication number Publication date
US11408824B2 (en) 2022-08-09
US20200408686A1 (en) 2020-12-31
DE112018007282T5 (de) 2020-12-03
CN111919106A (zh) 2020-11-10
WO2019176157A1 (ja) 2019-09-19

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN111919106B (zh) 生物物质测定装置
JP6425861B1 (ja) 生体物質測定装置
Waynant et al. Mid–infrared laser applications in medicine and biology
US11946887B2 (en) Device and method for analyzing a substance
US20070015978A1 (en) Method and apparatus for non-invasive measurement of living body characteristics by photoacoustics
JP7004770B2 (ja) 生体物質測定装置
CA2501972A1 (en) Method and apparatus for non-invasive measurement of living body characteristics by photoacoustics
US10180347B2 (en) Acoustic wave acquiring apparatus and control method therefor
JP6541921B1 (ja) 生体物質測定装置
CN110087541B (zh) 生物体物质测定装置
JP6570716B2 (ja) 生体物質測定装置
US20210259586A1 (en) Measurement apparatus and biological information measurement apparatus
JP2004245674A (ja) 放射温度測定装置
Dash et al. Fingertip Touch-based Non-invasive Glucose Sensor Using Visible Laser Light in a SiO 2-Au-SiO 2 Coated Prism: Design and Implementation Using the Matrix Method.
Potsaid et al. Optical coherence tomography/light sources: improved OCT imaging with VCSEL technology

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant