JP2013176436A - 生体成分濃度測定装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】より正確に生体に含有される生体成分を濃度を測定する生体成分濃度測定装置を提供する。
【解決手段】本発明の生体成分濃度測定装置は、光源と、金属微粒子を具備し、前記光源から照射された光により表面増強ラマン散乱光を発生する凹面部をもつ基板と、前記金属微粒子は、前記基板の凹面部上に形成されているおり、前記基板から発生した表面増強ラマン散乱光を分光・検出する分光手段とを備え、前記分光手段により得られた表面増強ラマン散乱光に基づき、生体に含まれる生体成分を測定する。
【選択図】図２
【解決手段】本発明の生体成分濃度測定装置は、光源と、金属微粒子を具備し、前記光源から照射された光により表面増強ラマン散乱光を発生する凹面部をもつ基板と、前記金属微粒子は、前記基板の凹面部上に形成されているおり、前記基板から発生した表面増強ラマン散乱光を分光・検出する分光手段とを備え、前記分光手段により得られた表面増強ラマン散乱光に基づき、生体に含まれる生体成分を測定する。
【選択図】図２
Description
本発明は、生体に含有されるグルコースのような生体成分の濃度を測定する計測装置に関する。
生体に照射された光の反射光、散乱光、または透過光に基づいて、当該生体に含有されるグルコースのような生体成分の濃度が計測される。より具体的には、生体成分のラマン散乱光が観測され、当該ラマン散乱光の強度に基づいて生体成分の濃度が算出される。
従来より、ラマン分光法は様々な応用に用いられており、例えば、ラマン分光法を用いて生体成分の濃度を測定する技術が開示されている（例えば、特許文献１参照）。ラマン分光法を用いることにより、生体成分中の特性成分の濃度を消耗品である試薬、試験紙片及び酵素などを不要にし、さらにはそれらの消耗品の使用前の保存安全性や使用後の廃棄の問題、誤差を生じる原因となる煩雑な操作や他の成分による干渉作用などの問題をなくし、さらに多成分を同時に定量測定することができる。
表面増強ラマン分光測定方法としては、分析対象物質と量論関係をなすラマン活性物質に、群をなしている貴金属コロイドからなる表面増強ラマン散乱の基質を共存させて、その増強電場による表面増強ラマン散乱を測定する技術が開示されている（例えば、特許文献２参照）。本技術によると、表面増強ラマン散乱を近赤外領域の光の波長を用いて高効率で励起でき、近赤外領域の光で励起することにより、近赤外領域においてラマン分光法によって分析することにより、分析対象物が含有されるマトリックス中のきょう雑物の光吸収や蛍光といった影響を排除して、分析対象物の検出において特異性・選択性を向上させることが可能となる。
ラマン分光法において、ラマン散乱を励起する際に試料に対して入射する励起レーザ光が迷光となり、測定精度に悪影響を及ぼす。
特許文献３は、第１と第２の偏光子の間にＩ−ＩＩＩ−ＶＩ２族カルコパイライト型化合物半導体結晶を配置した帯域除去フイルタを散乱光の光路中に配置することにより，迷光を十分に除去可能にし，取扱いの容易化を図ることにより、小型かつ安価で、迷光を除去できる。
Chanda Ranjit Yonzon, Cristy L. Haynes, Xiaoyu Zhang, Joseph T. Walsh, Jr., Richard P. Van Duyne, "A Glucose Biosensor Based on Surface-Enhanced Raman Scattering: Improved Partition Layer, Temporal Stability, Reversibility, and Resistance to Serum Protein Interference", Analytical Chemistry, Vol. 76, 78-85, ２004
本発明の目的は、基板上に形成された凹面部により励起光の反射方向を変更し、分光手段に向かう励起光の光量を減少させることにより、向上された計測精度を有する生体成分濃度測定装置を提供することである。
本発明は、生体に含有されるグルコースのような生体成分の濃度を測定する生体成分濃度測定装置であって、
光源と、
金属微粒子を具備し、前記光源から照射された光により表面増強ラマン散乱光を発生する凹面部をもつ基板と、
前記金属微粒子は、前記基板の凹面部上に形成されているおり、
前記基板から発生した表面増強ラマン散乱光を分光・検出する分光手段とを備え、
前記分光手段により得られた表面増強ラマン散乱光に基づき、生体に含まれる生体成分を測定する生体濃度測定装置を提供する。
光源と、
金属微粒子を具備し、前記光源から照射された光により表面増強ラマン散乱光を発生する凹面部をもつ基板と、
前記金属微粒子は、前記基板の凹面部上に形成されているおり、
前記基板から発生した表面増強ラマン散乱光を分光・検出する分光手段とを備え、
前記分光手段により得られた表面増強ラマン散乱光に基づき、生体に含まれる生体成分を測定する生体濃度測定装置を提供する。
本発明は、向上された計測精度を有する生体成分濃度測定装置を提供する。
（実施の形態１）
実施の形態１による生体成分濃度測定装置が、図面を参照しながら、以下、説明される。
実施の形態１による生体成分濃度測定装置が、図面を参照しながら、以下、説明される。
図１は、実施の形態１にかかる生体成分濃度測定装置が示されている。本発明の生体成分濃度測定装置は、光源９、および分光器７を具備する。測定装置は、必要に応じて、バンドパスフィルタ１０、レンズ系１１、ビームスプリッター１２、およびコンピュータ８を具備する。微粒子チップ３は、あらかじめ、図１に示すように真皮組織２に埋め込まれている。
図１に示すように、皮膚は、表皮組織１、真皮組織２、および皮下組織４を具備する。これらの表皮組織１、真皮組織２、および皮下組織４はこの順に積層されている。
表皮組織１は生体の表面に位置する。表皮組織１は、およそ０．２〜およそ０．５ｍｍの厚さを有する。真皮組織２は、およそ０．５〜２ｍｍの厚さを有する。粒子チップ３は、真皮組織２に埋め込まれ、組織細胞間の体液である細胞間質液(interstitial fluid)に浸されて維持されている。皮下組織４は、主に脂肪組織から構成される。
真皮組織２は複数の毛細血管を有するので、体液は当該毛細血管中の生体成分を含有している。特にグルコースは高い浸透性を有するので、体液中のグルコース濃度は、血糖値との高い相関性を有する。
図１に示されるように、金属粒子８を具備する面が表皮組織１と向かい合う様に、微粒子チップ３は真皮組織２中に埋め込まれる。表皮組織１から粒子チップ３までの距離は、およそ１ｍｍである。
図２は、微粒子チップ３とその一部拡大図、および、A-Aにおける断面図を示す。微粒子チップ３の表面には、金属粒子１４が配置されている。金属粒子１４は、微粒子チップ３の凹面部１５に配置されている。
凹面部１５の形状は、球面形状であることが好ましい。凹面部１５を球面形状にすることにより、微粒子チップ３は、励起光１に対して、凹面鏡として機能する。凹面鏡は、平行光が入射された場合、凹面鏡により反射され、凹面鏡の焦点上に集光される。凹面鏡の焦点距離Fは、下記の数１により定義される。
曲率半径Ｒは、本発明における励起光５の微粒子チップ３による反射光１３が反射する方向を決めるだけでなく、凹面部１５表面に形成された金属粒子１４に励起光５が照射されることによって発生する表面増強ラマン光６を効率よく検出するためにも重要である。例えば、焦点距離Ｆを小さくすると、曲率半径Ｒは小さくなる。このようにすると、凹面部１５の曲率が大きくなり、反射光１３は分光器７に入射することを避けることができるができるが、金属粒子１４で発生した表面増強ラマン光６が分光器７に入射する量も同様に拡散してしまうため好ましくない。曲率半径Ｒは、微粒子チップの埋め込み深さをＨをすると、下記式Ｉのとおり、
金属粒子１４の一例は、およそ１３０ｎｍの直径、およびおよそ３０ｎｍの高さを有する金ナノディスクである。金ナノディスクに代えて、金ナノロッド、金または銀のような金属によって被覆した表面を有する誘電体粒子が用いられ得る。当該誘電体粒子の例はシリカ、またはポリスチレンである。
当該金属粒子１４は、７８０〜９００ｎｍの局在化共鳴プラズモン共鳴波長を有する。本明細書において用いられる用語「局在化表面プラズモン共鳴波長」は、基板の反射率を測定した際に観測される局在化表面プラズモン共鳴による反射率の減少ピークの波長を意味する。
基板は、およそ１ｍｍの直径およびおよそ１ｍｍの厚みを有する。基板の材料の例は、ポリプロピレンや高密度ポリエチレン、ポリエチレンテレフタレート、ポリウレタンなどの生体適合性を持つ樹脂、ガラス、またはシリコンである。凹面部１５の加工方法としては、公知技術を特に限定することなく利用することができる。例えば、射出成型法、精密機械加工、ラッピング加工等を利用することができる。また、図３が示すように、基板上に導電体層４２を形成し、その上に誘電体層４１を形成し、その上に当該金属粒子１３が設けられていてもよい。このようにすることにより、金属粒子１４と導電体層４２の間で、電気四重極共鳴が発生し、発生した局在化表面プラズモンによる電場がより、金属粒子近傍に閉じ込められる結果、電場増強効果がより期待できるため好ましい。
例えば、導電体層４２として、金、銀、白金、誘電体層４１として、酸化シリコン、酸化チタン、酸化アルミ等の材料を利用することができる。例えば、導電体層４２の一例として、金、誘電体層４１の一例として、酸化シリコンを利用することができる。金薄膜の厚さの一例として、１００ｎｍ、酸化シリコン薄膜の厚さの一例として、３０ｎｍとすることができる。また、さらに導電体層４２と基板間の接着性を向上されるために、導電体層４２と基板の間にチタン、チタンタングステン、クロム等の金属薄膜を備えていても良い。
金属粒子１３、導電体層４２、誘電体層４１を形成する際、公知技術を特に限定することなく利用できる。例えば、金属粒子１３を形成する際、フォトリソグラフィー技術、ナノスフィアリソグラフィー技術等を利用することができ、また、導電体層４２、誘電体層４１を形成する際、スパッタ法、真空蒸着法を利用することができる。
凹面部１５に金属粒子１３、導電体層４２、誘電体層４１を形成する際、凹面部１５が曲率を持っているため、平面に対して形成する際に比較して金属粒子１３の形状、導電体層４２、誘電体層４１の厚さが凹面部１５の外周部において変化する。しかしながら、上記変化は局在化表面プラズモン共鳴に与える影響は、微粒子チップの外周部において支配的であるため、無視しても差し支えない。
図４は、従来の微粒子チップ３における反射光１３の光線追跡シミュレーション結果を示している。シミュレーションの条件としては、微粒子チップ３は生体組織（シミュレーション）１６と対向する表面と生体組織（シミュレーション）１６の表面との深さが１ｍｍとなるように配置した。微粒子チップ３の大きさは、直径１ｍｍの高さ約１ｍｍの円筒形である。光源（シミュレーション）１７、検出器（シミュレーション）１８の位置は、それぞれ、生体組織（シミュレーション）１６からの距離が１ｍｍ、２１ｍｍと設定した。微粒子チップの表面は、図３に示すように、導電体層とし金の薄膜が成膜されている。また、生体組織（シミュレーション）１６の光学特性は、屈折率として、１．３３の媒質中に屈折率１．５８で直径６μｍの微粒子が存在するとし、ミー散乱理論により近似している。また、光源（シミュレーション）１７より放射した光線の光の強度は合計１Wであり、光線の本数は、１０，０００，０００本で、このうち、２，０００本を光線（シミュレーション）１９として描画している。
図４の光線１９から、生体組織（シミュレーション）１６は一部の入射光を散乱させているが、深さ１ｍｍに配置された微粒子チップ３に向かう光源（シミュレーション）１７から放射された光は、生体組織（シミュレーション）１６内でほぼ直進している。したがって、従来の微粒子チップ３のように凹面部が存在しない場合、生体に入射された励起光は、埋め込み深さが１ｍｍと比較的浅いことから、生体組織により励起光が散乱されにくく、微粒子チップ３の表面でほぼ垂直に反射された光は、そのまま検出器（シミュレーション）１８に入射した。
図５には、本発明の生体成分濃度測定装置に利用される微粒子チップ３における反射光１３の光線追跡シミュレーション結果を示している。シミュレーションの条件としては、微粒子チップ３の大きさは、直径１ｍｍの高さ約０．５ｍｍの円筒形で、凹面部１５の曲率半径２ｍｍである。その他のシミュレーションの条件は、図４で示したシミュレーション結果の条件と同じである。図５のとおり、光源（シミュレーション）１７より放射された光は、凹面部１５により反射光の方向が変換された結果、検出器（シミュレーション）１８に入射する光量が減少していることがわかる。
図６には、生体組織（シミュレーション）１６から２１ｍｍ離れた検出器（シミュレーション）１８に入射した光量と凹面部１５の曲率半径の関係を示している。凹面部１５の曲率半径Ｒが増加するにつれ、検出器（シミュレーション）１８に入射する光量が増加していき、曲率半径Ｒ＝２０ｍｍ程度のところで、ほぼ、Ｒ＝∞、すなわち従来のい微粒子チップ３からの反射光強度と等しくなった。図６から、検出器（シミュレーション）１７の位置が生体組織（シミュレーション）１６から２１ｍｍだけ離れており、微粒子チップ３を埋め込んだ位置が、生体組織（シミュレーション）１６と対向する表面と生体組織（シミュレーション）１６の表面との深さが１ｍｍとなるように配置した場合において、本発明の効果は曲率半径Ｒ＝２〜２０ｍｍの範囲で従来例と比較して、微粒子チップ３からの反射光が検出器に入射する光量が減少した。
本実施の形態で示した例は検出器（シミュレーション）１８と生体組織１６（シミュレーション）１６の距離が２１ｍｍで、微粒子チップ３を埋め込んだ位置が、生体組織（シミュレーション）１６と対向する表面と生体組織（シミュレーション）１６の表面との深さが１ｍｍとなるように配置した場合を示しているが、当業者には公知のとおり、例えば、検出器１７の位置を変更すると、凹面部１５からの反射光は集光されているため、当然凹面部１５の曲率半径の最適な値の範囲のうち、最大値を規定する値は変化する。
次に本発明における生体成分濃度測定装置の動作について説明する。
第1に、測定装置が準備される。図１に示されるように、測定装置は、光源９、および分光器７を具備する。測定装置は、必要に応じて、バンドパスフィルタ１０、レンズ系１１、ビームスプリッター１２、およびコンピュータ８を具備する。微粒子チップ３は、あらかじめ、図１に示すように真皮組織２に埋め込まれている。
第1に、測定装置が準備される。図１に示されるように、測定装置は、光源９、および分光器７を具備する。測定装置は、必要に応じて、バンドパスフィルタ１０、レンズ系１１、ビームスプリッター１２、およびコンピュータ８を具備する。微粒子チップ３は、あらかじめ、図１に示すように真皮組織２に埋め込まれている。
次に、図１に示されるように、光源９から放射された励起光５が、バンドパスフィルタ１０を透過した後、皮膚の表面を透過する。皮膚に埋め込まれた粒子チップ３は透過した光によって照射され、表面増強ラマン光６をそこで発生させる。
次に、図１に示されるように、微粒子チップで発生した励起光５による反射光１３は、凹面部１５により反射方向が変更され、光軸外に反射され、発生した表面増強ラマン光６は、レンズ系１１による集光され、ビームスプリッター１２により、反射され、レンズ系１１により、集光された後に、分光器７により検出される。
ここで、分光器７としては、公知の技術を特に限定なく利用することができる。例えば、ツェルニーターナー型分光器、エシェル型分光器、フラットフィールド型分光器、フィルター型分光器等が利用できる。
励起光５によって粒子チップ３が照射されると、金属粒子１４上で表面プラズモン共鳴が生じ、金属粒子１４の近傍における電磁場強度を増強する。これは、金属粒子１４の近傍（０．５〜３０ｎｍ以内）に位置する生体物質のラマン散乱光の増強をもたらす。このようにして、表面増強ラマン散乱光６が発生する。表面増強ラマン散乱光６の増強効果は、励起光５の電場増強効果と、ラマン散乱波長の電場増強効果の積に比例するため、表面プラズモン共鳴波長を励起光５の波長、かつ、局在化共鳴プラズモン共鳴波長を、例えばグルコースのラマン散乱波長に合わせることが好ましい。
また、グルコースの表面増強ラマン散乱光を測定するためには、非特許文献１が示すとおり、グルコースを金属粒子１４近傍に一時的に保持するために、例えば、金属粒子１４上に１１−メルカプトウンデカノールトリエチレングリコールエーテルの自己組織化単層膜を設けることが好ましい。このようにすることにより、グルコースを金属粒子１４近傍に保持するだけでなく、生体中に多数存在するタンパク質が微粒子チップ３に吸着することを防止できる。
表面増強ラマン散乱光の強度は、通常のラマン散乱光の強度の１０4倍〜１０9倍大きい。従って、金属粒子８の近傍で発生する表面増強ラマン散乱光は、皮膚表面（角質層を含む）、表皮組織１、または真皮組織２において発生するラマン散乱光よりも遥かに大きい強度を有する。これは、金属粒子１４の近傍の体液に含有されている生体成分由来のラマン散乱光が選択的に増強されていることを意味する。このようにして、生体成分のうち、金属粒子近傍以外からの妨害成分の影響が低減される。
生体に含有されるグルコースのような生体成分の量は、生体に含有される妨害成分の量よりもずっと低い。従って、グルコースの通常のラマン散乱光は、皮膚表面（表皮組織１の角質層）、表皮組織１、または真皮組織２に含有される妨害成分のラマン散乱光と比べて極めて小さい強度を有する。このような理由から、グルコースの通常のラマン散乱光を抽出することは難しい。
しかし、粒子チップ３により、真皮組織２中の体液に含まれる金属粒子１４の近傍のグルコースのラマン散乱光が選択的に増強され得る。これが、グルコースのラマン散乱光の強度が妨害物質のラマン散乱光の強度と比較して選択的に大きくなることをもたらす。グルコースの表面増強ラマン散乱光の強度は、グルコースの濃度に比例するため、グルコースの表面増強ラマン散乱光の強度より、グルコースの濃度が算出され得る。
グルコースの濃度の算出の一例が以下に説明される。
非特許文献１の図１は、グルコースの表面増強ラマン散乱光スペクトルを示す。非特許文献１の図１に示されているように、グルコースの表面増強ラマン散乱光スペクトルは、１０００ｃｍ-1〜１５００ｃｍ-1であるラマンシフトの範囲に、グルコース特有の複数のピークを有する。
当該複数のピークの中でも、ラマンシフトが１１２０（ｃｍ-1）にあるピークは、アルブミンおよびクレアチニンのラマン散乱光スペクトルのピークに重ならない。従って、当該ラマンシフトが１１２０（ｃｍ-1）にある表面増強ラマン散乱光の強度は、グルコースの濃度にのみ比例する。
励起光５が７８５ｎｍの波長を有する場合、８６０．７ｎｍの波長を有する光が透過するフィルタ１３が利用される。８６０．７ｎｍの波長は、７８５ｎｍの波長に対応する波数よりも１１２０ｃｍ-1だけ小さい波数に対応する。
波長λと波数ｋとの間の関係は以下の等式（ＩＩ）を充足する。
ｋ（ｃｍ-1）＝１０7／λ（ｎｍ） ・・・（ＩＩ）
７８５ｎｍの波長λを波数ｋに換算した値は１２７３９（ｃｍ-1）である。グルコース特有のピークの波数は、１２７３９（ｃｍ-1）よりも１１２０（ｃｍ-1）だけ小さい。よって、当該波数は、以下の等式によって計算される：１２７３９（ｃｍ-1）−１１２０（ｃｍ-1）＝１１６１９（ｃｍ-1）。波長に換算された１１６１９（ｃｍ-1）の波数の値は８６０．７ｎｍである。
７８５ｎｍの波長λを波数ｋに換算した値は１２７３９（ｃｍ-1）である。グルコース特有のピークの波数は、１２７３９（ｃｍ-1）よりも１１２０（ｃｍ-1）だけ小さい。よって、当該波数は、以下の等式によって計算される：１２７３９（ｃｍ-1）−１１２０（ｃｍ-1）＝１１６１９（ｃｍ-1）。波長に換算された１１６１９（ｃｍ-1）の波数の値は８６０．７ｎｍである。
これらの表面増強ラマン散乱光６の分光は、分光器７にて実施される。分光器７にて分光された、例えば、グルコースに特有な１０００〜１５００ｃｍ-1の分光スペクトルを、あらかじめ用意された検量線を利用することにより、グルコース濃度を算出することができる。検量線を作成する方法としては、例えば、部分最小２乗法アルゴリズム（Partial Least Square）を利用することができる。
以上のように、実施の形態１による計測装置を用いることによって、生体成分の濃度、例えば、グルコースの濃度を算出することができる。
（実施の形態２）
実施の形態２による生体成分濃度装置を、図７を参照しながら、以下、説明される。
実施の形態２による生体成分濃度装置を、図７を参照しながら、以下、説明される。
図７において、図１と同じ構成要素については、同じ符号を用い、説明を省略する。
図７は、本実施の形態に係る計測装置の構成を示す概略図を示している。
実施の形態１とは、微粒子チップ３が、セル３１中に配置され、被検溶液３２中の生体成分濃度を測定する点が異なる。
セル３１は、スペーサ３３、カバーガラス３４、基材３５、被検溶液３２をセル３１に注入する注入口（図示せず）と被検溶液３２をセル３１中から排出する排出口（図示せず）を備え、基材３５は、微粒子チップ３をはめ込む溝を備え、前記溝中に微粒子チップ３が配置され、スペーサ３３、カバーガラス３４、基材３５で形成された空間中に、被検溶液３２が満たされている。ここで、スペーサ３３の厚さを１ｍｍと設定した。
ここで、カバーガラス３４は、励起光５、および、表面増強ラマン散乱光６に対して透明であれば特に限定なく利用することができる。さらに、カバーガラス３４界面での励起光５の反射、および、表面増強ラマン散乱光６の反射を最小限にするため、反射防止加工が施されていることが好ましい。
スペーサ３３、基材３５は、被検溶液３２を保持するための機械的強度、および、被検溶液３２に対する化学的安定性が確保でき、公知の滅菌方法による安定性が確保できる材料であれば特に限定なく公知のものを利用することができる。
その他の構成については、実施の形態１、または、実施の形態２と同様であるため、説明を省略する。
ここで、被検溶液３２は、生体から摘出された体液を利用することができる。例えば、全血、血漿、血清、汗、涙、尿、唾液等を被検溶液として測定することができる。
また、生体成分の濃度としては、グルコースだけでなく、アルブミン、コレステロール、トリグリセライド、クレアチニン、クレアチン等の生体代謝産物、および、抗体、ホルモン等、金属粒子１４の表面を測定する生体成分に適した処理を行うことにより、特に限定なく測定することができる。
本実施の形態に係る生体成分の濃度を測定する方法の動作に関しては、実施の形態１、と同じものを利用できるため、省略する。
本発明は、生体におけるグルコース等の生体成分濃度を測定するために用いられ得る。
１ 表皮組織
２ 真皮組織
３ 粒子チップ
４ 皮下組織
５ 励起光
６ 表面増強ラマン散乱光
７ 分光器
８ コンピュータ
９ 光源
１０ バンドパスフィルタ
１１ レンズ系
１２ ビームスプリッター
１３ 反射光
１４ 金属粒子
１５ 凹面部
１６ 生体組織（シミュレーションモデル）
１７ 光源（シミュレーション）
１８ 検出器（シミュレーション）
１９ 光線（シミュレーション）
３１ セル
３２ 被検溶液
３３ スペーサ
３４ カバーガラス
３５ 基材
４１ 誘電体層
４２ 導電体層
２ 真皮組織
３ 粒子チップ
４ 皮下組織
５ 励起光
６ 表面増強ラマン散乱光
７ 分光器
８ コンピュータ
９ 光源
１０ バンドパスフィルタ
１１ レンズ系
１２ ビームスプリッター
１３ 反射光
１４ 金属粒子
１５ 凹面部
１６ 生体組織（シミュレーションモデル）
１７ 光源（シミュレーション）
１８ 検出器（シミュレーション）
１９ 光線（シミュレーション）
３１ セル
３２ 被検溶液
３３ スペーサ
３４ カバーガラス
３５ 基材
４１ 誘電体層
４２ 導電体層
Claims (8)
- 光源と、
金属微粒子を具備し、前記光源から照射された光により表面増強ラマン散乱光を発生する凹面部をもつ基板と、
前記金属微粒子は、前記基板の凹面部上に形成されているおり、
前記基板から発生した表面増強ラマン散乱光を分光・検出する分光手段とを備え、
前記分光手段により得られた表面増強ラマン散乱光に基づき、生体に含まれる生体成分を測定する生体濃度測定装置。 - 前記基板の凹面部は、球面形状である請求項１記載の生体成分濃度測定装置。
- 前記基板が前記生体成分を含む生体の皮下に埋め込まれ、前記生体中の前記生体成分の濃度を測定する請求項１または２に記載の生体成分濃度測定装置。
- 前記基板が埋め込まれる前記皮下中の深さHに存在する真皮組織であり、前記球面形状の曲率半径Rが（数１）で規定される請求項３記載の生体成分濃度測定装置。
- 前記基板が前記生体成分を含む被検溶液中に配置され、前記被検溶液中の生体成分濃度を測定する請求項１または２記載の生体成分濃度測定装置。
- 前記基板は、前記被検溶液中の深さHに配置され、前記球面形状の曲率半径Rが（数２）で規定される請求項５記載の生体成分濃度測定装置。
- 前記凹面形状の基板上に、さらに導電部材、前記導電部材上にさらに誘電体部材を備え、前記誘電体部材上に金属微粒子が形成されている請求項１から６のいずれかに記載の生体成分濃度測定装置。
- 前記生体成分がグルコースである請求項１から７いずれかに記載の生体成分濃度測定装置。
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|---|---|---|---|
| JP2012041650A JP2013176436A (ja) | 2012-02-28 | 2012-02-28 | 生体成分濃度測定装置 |
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Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2017173313A (ja) * | 2016-03-18 | 2017-09-28 | 日機装株式会社 | 成分分析装置 |
| JP2019168357A (ja) * | 2018-03-23 | 2019-10-03 | 新コスモス電機株式会社 | 反射構造体および反射構造体を用いた光分析装置 |
| JP2019168358A (ja) * | 2018-03-23 | 2019-10-03 | 新コスモス電機株式会社 | 光分析装置 |
| CN112945927A (zh) * | 2021-01-18 | 2021-06-11 | 吉林大学 | 一种原位高压共焦拉曼光谱测量系统 |
-
2012
- 2012-02-28 JP JP2012041650A patent/JP2013176436A/ja active Pending
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