JP6425861B1 - 生体物質測定装置 - Google Patents

Abstract

生体物質測定装置は、生体物質の吸収波長の全域、あるいは一部の波長域の赤外光を放射する赤外光源部と、生体表面と接触した状態で、赤外光源部から放射された赤外光を透過させて、生体表面へ出射するプリズムと、可視光域、あるいは近赤外領域の波長の光をプリズムへ放射する光源と、プリズムから出射される光源からの光を検出することによって、光源からの光の経路を検出する光位置検出器とを備える。

Description

本発明は、生体物質測定装置に関し、特に、赤外光を用いて生体内に存在する糖などの生体物質を測定する生体物質測定装置に関する。

従来の侵襲型センサは、針を用いて採血を行い、生体中の物質の成分を解析する。特に、日常的に利用されている血糖値センサについては、穿刺による患者の苦痛緩和のため、非侵襲方式が求められている。非侵襲の血糖値センサとして、糖の指紋スペクトルを直接検出することができる赤外光を利用した測定が試みられているが、赤外光は水の吸収が強いため皮膚表面から深くまで到達することができない。このため、生体中の糖による吸収が小さくても血糖値を安定的にかつ高精度に検出する技術が求められている。

このような要求に対して、たとえば、特許文献１に記載の装置では、ＡＴＲ（Attenuated Total Reflection）法を用いて、血糖値を測定している。

特開２００３−４２９５２号公報

特許文献１では、測定精度を向上させるために、複数の波長で測定する必要があることから、波長可変レーザを利用している。しかしながら、波長可変レーザは、外部共振器で構成されるため、サイズが大きく、かつ高コストである。

そえゆえに、本発明の目的は、生体物質の量を低コストで測定することができる生体物質測定装置を提供することである。

本発明の第１の局面の生体物質測定装置は、生体物質の吸収波長の全域、あるいは一部の波長域の赤外光を放射する赤外光源部と、生体表面と接触した状態で、赤外光源部から放射された赤外光を透過させて、生体表面へ出射するプリズムと、可視光域、あるいは近赤外領域の波長の光をプリズムへ放射する光源と、プリズムから出射される光源からの光を検出することによって、光源からの光の経路を検出する光位置検出器とを備える。

本発明の第２の局面の生体物質測定装置は、生体表面に密着させることが可能なＡＴＲプリズムと、ＡＴＲプリズムへ、生体物質の吸収波長の全域、あるいは一部の波長域の赤外光を放射する赤外光源部と、ＡＴＲプリズムから出射された少なくとも１つの波長の赤外光を検出する赤外光検出器とを備える。

本発明の第３の局面の生体物質測定装置は、生体表面に密着させることが可能なＡＴＲプリズムと、ＡＴＲプリズムへ、生体物質の吸収波長の全域、あるいは一部の波長域の赤外光を放射する赤外光源部と、ＡＴＲプリズムから出射された赤外光を検出する赤外光検出器とを備え、赤外光源部は、各々が、赤外光検出器が検出可能な波長域に含まれる単一波長の赤外光を放射する複数の光源である。

本発明によれば、波長可変レーザを用いる必要がないので、生体表面に存在する生体物質の量を低コストで測定することができる。

実施の形態１の携帯型の非侵襲の生体物質測定装置８０の構成を表す図である。 実施の形態１〜６の携帯型の非侵襲の生体物質測定装置８０の使用例を表わす図である。 実施の形態２の携帯型の非侵襲の生体物質測定装置８０の構成を表わす図である。 糖の指紋スペクトルを示す図である。 実施の形態２の非侵襲の生体物質測定装置８０のヘッドの構造を示す図である。 実施の形態２の赤外光源部３２の出力光のスペクトルを示す図である。 赤外光検出器３０に含まれるセンサアレイ１０００の模式図である。 実施の形態２の非侵襲の生体物質測定装置８０の動作手順を表わすフローチャートである。 実施の形態３の赤外光検出器３０の構成を表わす図である。 実施の形態３の半導体光素子１００の上面図である。 吸収体１０を省略した実施の形態３の半導体光素子１００の上面図である。 図１１の半導体光素子１００をIII−III方向に見た場合の断面図（吸収体１０等を含む）である。 実施の形態３の半導体光素子１００に含まれる吸収体１０を表わす図である。 実施の形態５の赤外光源部３２の構成を表わす図である。 実施の形態５の赤外光源部３２の出力光のスペクトルを示す図である。 実施の形態６の波長選択構造部１１の上面図である。 図１６の波長選択構造部１１をＶ−Ｖ方向に見た場合の断面図である。

以下、実施の形態について図面を用いて説明する。
実施の形態１．
以下、測定対象として血糖値を例に挙げて説明するが、本発明の測定装置は血糖値の測定に限定するものではなく、他の生体物質の測定にも適用することができる。

特許文献１に記載されているＡＴＲ法では、プリズムを被測定皮膚に接触させるため、被測定皮膚の奥深くまでエバネッセント光が侵入しない。その結果、生体物質の量の測定精度が低いという問題がある。本実施の形態では、ＡＴＲ法によらずに、生体物質の量を測定する。

図１は、実施の形態１の携帯型の非侵襲の生体物質測定装置８０の構成を表す図である。

非侵襲の生体物質測定装置８０は、光源２００、プリズム２１０、光位置検出器２２０、および赤外光源部３２を備える。

赤外光源部３２は、少なくとも１つ以上の赤外光源を備える。赤外光源部３２は、糖の指紋スペクトルの波長を含む波長範囲８．５μｍ〜１０μｍ全ての波長域、あるいは一部の波長域の赤外光を放出する広帯域の量子カスケードレーザを含む。測定に使用する波長が、例えばλ１，λ２，λ３とする。波長λ１，λ２の光は、人体中の糖により吸収される。λ３の光は、人体中の糖による吸収されず、参照波長として使用される。測定に使用する波長は、さらにλ４を含む４波長としてもよい。

赤外光源部３２から放出された赤外光は、入射赤外光１１ａとしてプリズム２１０を透過し、被験者の皮膚である生体表面４０に入射する。

プリズム２１０は、可視光の波長領域〜赤外光の波長領域において透過性が高い硫化亜鉛（ＺｎＳ）などの物質で構成されている。

光源２００は、可視光の波長領域〜近赤外の波長領域の波長の光を１波長出力するレーザである。光源２００からの出力光は、入射光２３０ａとしてプリズム２１０に入射し、プリズム２１０内を透過した後に、放射光２３０ｂ、又は放射屈折光２３０ｃとしてプリズム２１０から放出される。放射光２３０ｂと放射屈折光２３０ｃとの違いは後述のプリズム内の状態変化によって発生する。放射光２３０ｂ又は放射屈折光２３０ｃは、光位置検出器２２０に入射する。

光位置検出器２２０は、プリズム２１０から出射される光源２００からの光を検出することによって、光源２００からの光の経路を検出する。光位置検出器２２０は、放射光２３０ｂ又は放射屈折光２３０ｃを検出可能な光検出器を備える。光位置検出器２２０は、光検出器に入射する位置を検出する。光位置検出器２２０の材料として、例えば安価なフォトダイオードまたは、波長選択性の良いプラズモンを用いることができる。

次に、本実施の形態における血糖値測定の動作について述べる。
赤外光源部３２の光出力がゼロの時を基準状態とする。基準状態では、プリズム２１０の内部の状態は一様であるため、光源２００から出力した光は、プリズム２１０への入射時と、プリズムからの出射時でのみ、屈折する。基準状態において、放射光２３０ｂが光位置検出器２２０に入射する位置を基準位置とする。

次に、赤外光源部３２が糖の指紋スペクトル波長の赤外光を入射赤外光１１ａとして出力する。入射赤外光１１ａは、プリズム２１０を介して、被験者の生体表面４０に入射する。赤外光は被験者の生体表面４０に存在する糖によって吸収される。吸収によって発生する吸収熱が生体表面４０に発生する。発生した吸収熱は、プリズム２１０に伝導し、プリズム２１０の内部に温度勾配が生じ、温度勾配に応じて屈折率勾配２４０が形成される。温度が変わると屈折率が変化するからである。この状態を状態１とする。

状態１において、入射光２３０ａは、屈折率勾配２４０の中を透過する。入射光２３０ａは、屈折率勾配２４０の中の透過する位置における屈折率に従って、屈折する。

屈折した入射光２３０ａは、放射屈折光２３０ｃとしてプリズム２１０から放射され、光位置検出器２２０に入射する。状態１において、放射光２３０ｂが光位置検出器２２０に入射する位置を変位位置とする。

制御部２５０は、赤外光源部が赤外光を放射していない基準状態において、光位置検出器２２０で検出された放射光２３０ｂの入射位置と、赤外光源部が赤外光を放射している状態１において、光位置検出器２２０で検出された放射屈折光２３０ｃの入射位置との差に基づいて、生体表面４０の糖の量を測定する。

上記の動作を人体中の糖によって吸収される波長λ１、λ２と、吸収されない波長λ３で行うことによって、ノイズの影響を取り除くことができ、より正確に血糖値を算出することが可能となる。

また、光位置検出器２２０としてプラズモンを用いる場合は、波長選択性があるため、波長λ１、λ２、λ３それぞれにおける変位位置を算出することが可能になるため、より高精度な血糖値測定が可能になる。

図２は、実施の形態１〜６の携帯型の非侵襲の生体物質測定装置８０の使用例を表わす図である。図２に示すように携帯型の非侵襲の生体物質測定装置８０のヘッドを被験者の角質の薄い唇に接触させて被験者の生体内の血糖値を測定する。被測定部位は角質の薄い唇が望ましいが、これに限定されるものではなく、手のひらのような角質の厚い部位以外であればよい。たとえば、顔の頬、耳たぶ、または手の甲でも測定が可能である。

（付記）
実施の形態１の生体物質測定装置（８０）は、以下の特徴を備える。

（１）生体物質測定装置（８０）は、生体物質の吸収波長の全域、あるいは一部の波長域の赤外光を放射する赤外光源部（３２）と、生体表面（４０）と接触した状態で、赤外光源部（３２）から放射された赤外光を透過させて、生体表面へ出射するプリズム（２１０）と、可視光域、あるいは近赤外領域の波長の光をプリズムへ放射する光源（２００）と、プリズム（２００）から出射される光源（２００）からの光を検出することによって、光源（２００）からの光の経路を検出する光位置検出器（２２０）とを備える。

このような構成によって、光源（２００）からの光の経路を検出することによって、生体表面に存在する生体物質の量を高精度に測定することができる。

（２）生体表面（４０）へ出射された赤外光は、生体表面（４０）に存在する生体物質によって吸収され、吸収による吸収熱が発生することにより、プリズム（２１０）の内部に屈折率勾配（２４０）が生成される。

このような構成によって、光源から放出された光が通過する経路に生体表面（４０）に存在する生体物質に応じた屈折率勾配（２４０）を生成することができる。

（３）光源（２２０）から放出された光は、生体物質の吸収熱によりプリズム（２１０）内に発生した屈折率勾配（２４０）の中を透過する。

このような構成によって、光源（２２０）から放出された光が、生体物質の量に応じた屈折率で屈折させることができる。

（４）生体物質測定装置（８０）は、赤外光源部（３２）が赤外光を放射していないときに、光位置検出器（２２０）で検出された光源（２００）から放出された光の入射位置と、赤外光源部（３２）が赤外光を放射しているときに、光位置検出器（２２０）で検出された光源（２００）から放出された光の入射位置との差に基づいて、生体物質の量を測定する制御部（２５０）を備える。

このような構成によって、赤外光源部（３２）が赤外光を放射していないときと、赤外光源部（３２）が赤外光を放射しているときの、光位置検出器（２２０）で検出された光源（２００）から放出された光の入射位置の差に基づいて、生体物質の量を測定することができる。

実施の形態２．
図３は、実施の形態２の携帯型の非侵襲の生体物質測定装置８０の構成を表わす図である。

非侵襲の生体物質測定装置８０は、ＡＴＲプリズム２０と、赤外光源部３２と、赤外光検出器３０と、制御部５２と、ユーザインタフェース５４とを備える。

赤外光源部３２は、少なくとも１つの赤外光源を備える。赤外光源部３２は、生体物質の吸収波長の全域、あるいは一部の波長域の赤外光を放射する。

赤外光検出器３０は、ＡＴＲプリズム２０から出射された赤外光を検出する。
制御部５２は、赤外光源部３２、および赤外光検出器３０を制御する。制御部５２は、赤外光検出器３０によって検出された赤外光の強度に基づいて、生体中の血糖値の濃度を算出する。

ユーザインタフェース５４は、ディスプレイ５０１、キーボード５０３、スピーカ５０４を含む。

非侵襲の生体物質測定装置８０のヘッドには、ＡＴＲプリズム２０が搭載されている。ＡＴＲプリズム２０は、被験者の生体表面４０に密着可能である。

図４は、糖の指紋スペクトルを示す図である。
図３に示すように、ＡＴＲプリズム２０を被験者の生体表面４０に密着させて生体物質測定装置８０を起動すると、赤外光源部３２から、図４に示すような糖の指紋スペクトルが含まれる波長範囲８．５μｍ〜１０μｍの全部の波長域、あるいはその一部の波長域の赤外光が放射される。

赤外光源部３２から出射された入射赤外光１１ａは、ＡＴＲプリズム２０の端面２０ｃで反射し、伝搬赤外光１１ｂとなる。伝搬赤外光１１ｂは、生体表面４０に接触したＡＴＲプリズム２０の内部を、ＡＴＲプリズム２０の端面２０ａおよび２０ｂで全反射を繰り返しながら透過する。ＡＴＲプリズム２０内を透過した伝搬赤外光１１ｂは、ＡＴＲプリズム２０の端面２０ｄで反射し、放射赤外光１１ｃとなる。放射赤外光１１ｃの強度が赤外光検出器３０によって検出される。

ＡＴＲプリズム２０と生体表面４０との界面である端面２０ａでは、エバネッセント光が発生する。このエバネッセント光が生体表面４０内に侵入し、糖に吸収される。

生体表面４０とＡＴＲプリズム２０の屈折率差が小さいとエバネッセント光が大きくなる。伝搬赤外光１１ｂが、端面２０ａで全反射するときにＡＴＲプリズム２０から生体表面４０側に染み出したエバネッセント光が生体表面４０内の生体物質により吸収されることによって、端面２０ａで全反射した赤外光の強度が減衰する。よって、生体物質が多いとエバネッセント光がより多くの吸収を受けるため、全反射した赤外光の強度の減衰も大きくなる。

皮膚は、表面付近の表皮と、表皮の下の真皮とによって構成される。表皮は、表面付近から順に角質層、顆粒層、有棘層、および基底層を含む。それぞれの厚みは、１０μｍ、数μｍ、１００μｍ、数μｍ程度である。基底層において細胞が生成されて、有棘層に細胞が積み上げられる。顆粒層では水分（組織間質液）が届かなくなるため細胞が死に絶える。角質層では、死んだ細胞が硬化した状態になっている。糖およびその他の生体物質は、表皮中の組織間質液中に存在している。組織間質液は、角質層から有棘層にかけて増加する。それゆえ、エバネッセント光の侵入長に応じて、全反射した赤外光の強度も変化する。ここで、侵入長は、侵入深さともいう。

エバネッセント光は、界面から生体表面４０の方向に指数関数的に減衰し、その侵入長は波長程度である。よって、ＡＴＲプリズム２０を用いた分光では侵入長までの領域の生体物質の量について測定することができる。例えば、糖の指紋スペクトルは波長が８．５μｍ〜１０μｍなので、ＡＴＲプリズム２０のプリズム面からこの程度の領域の糖の量を検出することができる。

図５は、実施の形態２の非侵襲の生体物質測定装置８０のヘッドの構造を示す図である。このヘッドは、基板５０、ＡＴＲプリズム２０、赤外光源部３２、および赤外光検出器３０によって構成される。

ＡＴＲプリズム２０は、直方体の一部が削られた形状を有する。ＡＴＲプリズム２０の断面は、長方形の２つの頂角を一定角度で削った形状を有する。図５に示すよう頂角が削られた短い方の面が測定面として生体表面４０に接触される。ＡＴＲプリズム２０の端面２０ｃの角度は、ＡＴＲプリズム２０の端面２０ａおよび端面２０ｂにおいて、ＡＴＲプリズム２０内の伝搬赤外光１１ｂが全反射するように設定される。また、ＡＴＲプリズム２０の端面２０ｄの角度は、放射赤外光１１ｃが赤外光検出器３０に垂直に入射されるように設定される。

赤外光源部３２からの入射赤外光１１ａが入射する端面２０ｃおよび赤外光検出器３０へ放射赤外光１１ｃが出射する端面２０ｄは、無反射コーティングが施されている。あるいは、赤外光源部３２からの入射赤外光１１ａをｐ偏光（基板５０に対して偏光が平行）にして、入射／出射角がブリュスター角になるように入射面である端面２０ｃおよび出射面である端面２０ｄが削られているものとしてもよい。

ＡＴＲプリズム２０の材料として、中赤外領域で透明であり、かつ屈折率が比較的小さな硫化亜鉛（ＺｎＳ）の単結晶を用いることができる。なお、ＡＴＲプリズム２０の材料は、硫化亜鉛（ＺｎＳ）の単結晶に限定されず、セレン化亜鉛（ＺｎＳｅ）のような公知の材料であってもよい。ＡＴＲプリズム２０の皮膚との接触面である端面２０ａには、人体に害を与えないようにＳｉＯ２やＳｉＮなどの薄膜がコーティングされている。

実施の形態２では、赤外光源部３２として、たとえば量子カスケードレーザモジュールが用いられる。量子カスケードレーザは、単一の光源であり、出力が大きく、ＳＮ比（Signal-to-Noise ratio)が高いため、高精度な測定が可能となる。量子カスケードレーザモジュールには、ビームをコリメートするためのレンズが搭載される。量子カスケードレーザは、糖の指紋スペクトルが存在する波長範囲８．５μｍ〜１０μｍの全ての波長域、あるいは一部の波長域の赤外光を放射する。

測定精度を向上させるため、複数の波長で測定することができるように波長可変レーザを用いることができる。しかしながら、波長可変レーザは、外部共振器で構成されているため、サイズが大きく、かつ複雑な構造のためでコストが高いという問題がある。

図６は、実施の形態２の赤外光源部３２の出力光のスペクトルを示す図である。
赤外光源部３２は、図６に示すような糖の指紋スペクトルの波長を含む波長範囲８．５μｍ〜１０μｍの全ての波長域、あるいは一部の波長域の赤外光を放射する。具体的には、既に述べたように、赤外光源部３２として、波長可変レーザではない、広帯域の量子カスケードレーザが用いられる。

広帯域の量子カスケードレーザ以外に、赤外光源部３２としてフィラメントに電流を流して加熱するタイプの熱光源を用いられてもよい。この場合、印加する電流の量によって温度が制御可能であるため黒体放射に従った広帯域な赤外線が放射される。

あるいは、赤外光源部３２として、フィラメントではなく、加熱部に周期パターンを設けたプラズモンまたはメタマテリアル光源を用いてもよい。この場合、放射波長域は、表面構造で規定されるため不要な放射が抑制されるので、赤外光源部３２は、高効率な光源となる。

図６には、比較のため、図４に示した糖の指紋スペクトルが点線で示される。図６に示すような幅広い波長域にわたる光として、自然放射増幅光が用いられる。したがって、赤外光源部３２として、高価な波長可変レーザを用いる必要がないため、赤外光源部３２を小型で低コストの光源とすることができる。

ＡＴＲプリズム２０から放射された放射赤外光１１ｃのうち少なくとも１つの波長の光が、赤外光検出器３０によって検出される。これによって、少なくとも１つの吸収波長に対応する少なくとも１つの生体物質の量を測定することができる。赤外光検出器３０の受光部表面において、プラズモン共鳴が生じることによって、少なくとも１つの波長の赤外光が吸収される。吸収された波長のうち少なくとも１つが、生体物質の吸収波長に相当する。

図７は、赤外光検出器３０に含まれるセンサアレイ１０００の模式図である。センサアレイ１０００は、それぞれ異なる波長の光を検出する非冷却赤外線センサ（以下、センサ画素ともいう）１１０，１２０，１３０，１４０によって構成される。

センサ画素１１０，１２０，１３０，１４０は、例えば受光部表面にプラズモン共鳴を利用した波長選択型の吸収体を含む。このような構造によって、選択した波長の赤外光を検出することができる。選択された波長の赤外光のみを検出する非冷却赤外線センサのアレイを含む赤外光検出器３０を用いることによって、複数の波長の測定を同時に行えるため、短時間での測定が可能となる。

また、後述するように、プラズモン共鳴を利用することによって、分光フィルタが不要となるため、赤外光検出器３０の構成が簡易化され、低コスト化が可能である。また、赤外波長域では、分光フィルタ自体の熱放射があるため波長選択性が低下することになるが、分光フィルタを用いずに、受光部にプラズモン構造を用いることによって波長選択性が向上する。その結果、血糖値の分析など極微量な成分を検出するための高感度化が達成できる。

量子カスケードレーザとプラズモンを同時に用いる場合は、測定波長の選択性が確実になるため、グルコースの吸収ピーク波長以外の黒体輻射成分を除去できる。その結果、ＳＮ比を向上する。また、リファレンスとする波長には、量子カスケードレーザを必ずしも用いる必要はないため、ブロードな光源とプラズモンで波長選択が可能になる。その結果、低コスト化を実現できる。

さらに、回折格子を設置する場合は、波長分解能を上げる必要性が生じるので、赤外光検出器と回折格子とを離して配置する必要があるが、プラズモンを受光部に用いることによって、回折格子、およびミラーの光学部品が不要になる。その結果、生体物質測定装置の小型化が実現できる。

糖の指紋スペクトルが存在する波長範囲８．５μｍ〜１０μｍのうち、測定に使用する波長を例えばλ１，λ２，λ３、λ４とする。上述のように、赤外光源部３２から放射された放射赤外光１１ｃは、ＡＴＲプリズム２０内を全反射を繰り返しながら透過する。その際に波長λ１，λ２，λ３の光は、人体中の糖により吸収され、赤外光検出器３０に到達するまでにその強度は減衰する。よって、λ１，λ２，λ３の波長の光を赤外光検出器３０で測定できれば、人体中の血糖値を測定することが可能になる。また、参照波長として糖による吸収されない波長λ４の赤外光を用いる。

赤外光検出器３０のセンサ画素１１０，１２０，１３０，１４０が、λ１，λ２，λ３、λ４の波長の赤外光を検出する。

波長λ１，λ２，λ３の赤外光は、糖だけでなく、水およびその他生体物質によって吸収される。一方、波長λ４の赤外光は、糖には吸収されずに、水およびその他生体物質によって吸収される。したがって、検出されたλ１，λ２，λ３の波長の赤外光の強度は、それぞれ、波長λ４の赤外光の強度を用いて、補正されることによって、測定精度を向上させることができる。

外部の背景および人体からの放射される赤外線も赤外光検出器３０に入射することがある。波長λ１，λ２，λ３を互いに非常に近い値に設定することによって、背景および人体から放射される赤外線の影響がほぼ等しくなるので、ノイズの影響を最小限にすることができる。

このノイズを除外するために、放射赤外光１１ｃをチョッパーを用いて特定の周波数でチョッピングしても良い。さらに、赤外光源部３２自体をパルス駆動させて、その周波数を用いてチョッピングすることによって検出感度を上げることもできる。さらに、センサ画素１１０，１２０，１３０，１４０からの出力信号を、チョッピング周波数でフーリエ変換することによってノイズを低減した出力が得られるものとしてもよい。

さらに、検出する波長を増やす場合は、センサ画素を追加すればよい。センサ画素の表面周期構造のみを制御することによって、検出波長を調整することができるような場合には、アレイ化した画素の数だけの波長を検出することができる。

以下、赤外光検出器３０の具体例について説明する。
赤外光検出器３０のセンサ画素に用いられる熱型の赤外性センサである非冷却赤外線センサの方式には、焦電型、ボロメータ、サーモパイル、またはＳＯＩ(silicon on insulator)型ダイオードなどがある。方式が異なっても、プラズモン共鳴をセンサの受光部つまり吸収体に用いることによって波長選択が可能になる。よって、本実施の形態は、非冷却赤外線センサの方式によらず、いずれの方式でも赤外光検出器３０の検出方式として用いることができる。

図８は、実施の形態２の非侵襲の生体物質測定装置８０の動作手順を表わすフローチャートである。

ステップＳ１０１において、制御部５２は、キーボード５０３を通じて、測定開始を指示したか否かを判断する。ユーザが測定開始を指示した場合は、処理がステップＳ１０２に進む。

ステップＳ１０２において、制御部５２は、「測定を開始します」などのメッセージ音声をスピーカ５０４から出力することによって、血糖値の測定開始をユーザに伝える。

ステップＳ１０７において、制御部５２は、血糖値の測定を開始する。
ステップＳ１０８において、制御部５２は、血糖値の測定が完了したかどうかを判定する。完了した場合は、処理がステップＳ１０９に進む。

ステップＳ１０９において、制御部５２は、「測定が完了しました」などのメッセージ音声をスピーカ５０４から出力する。

ステップＳ１１０において、制御部５２は、測定された赤外光の強度に基づいて、血糖値を算出する。

ステップＳ１１１において、制御部５２は、算出された血糖値をディスプレイ５０１に表示する。

（付記）
実施の形態２の生体物質測定装置（８０）は、以下の特徴を備える。

（５）生体物質測定装置（８０）は、生体表面（４０）に密着させることが可能なＡＴＲプリズム（２０）と、ＡＴＲプリズム（２０）へ、生体物質の吸収波長の全域、あるいは一部の波長域の赤外光を放射する赤外光源部（３２）と、ＡＴＲプリズム（２０）から出射された少なくとも１つの波長の赤外光を検出する赤外光検出器（３０）とを備える。

このような構成によって、少なくとも１つの吸収波長に対応する少なくとも１つの生体物質の量を測定することができる。

（６）赤外光源部（３２）は、赤外光検出器（３０）が検出可能な波長域の赤外光を放射する単一の光源である。

このような構成によって、赤外光の大きさを大きく、かつＳＮ比を高くすることができるため、高精度な測定が可能となる。

（７）赤外光検出器（３０）の受光部表面において、プラズモン共鳴が生じることによって、少なくとも１つの波長の赤外光が吸収され、吸収された波長のうち少なくとも一つが、生体物質の吸収波長に相当する。

このような構成によって、選択した波長の赤外光を検出することができるので、選択した波長を吸収する生体物質の量を測定することができる。

実施の形態３．
実施の形態２との相違点について説明する。

図９は、実施の形態３の赤外光検出器３０の構成を表わす図である。
赤外光検出器３０は、集積波長選択型赤外センサである。赤外光検出器３０は、センサアレイ１０００と、検出回路１０１０とを備える。

センサアレイ１０００は、行列状に配置された９×６個の画素（半導体光素子）１００を備える。基板１の上に９×６個の半導体光素子１００がＸ軸およびＹ軸方向にマトリックス状（アレイ状）に配置されている。Ｚ軸に平行な方向から光が入射する。すなわち、赤外光検出器３０は、ＡＴＲプリズム２０から出射された赤外光を垂直に受ける。

検出回路１０１０は、センサアレイ１０００の周囲に設けられる。検出回路１０１０は、半導体光素子１００が検出した信号を処理することによって、画像を検出する。検出回路１０１０は、検出波長が少ない場合は画像を検出する必要が無く、各素子からの出力を検出すれば良い。

以下では、半導体光素子１００の一例として、熱型の赤外線センサを用いて説明する。
図１０は、実施の形態３の半導体光素子１００の上面図である。図１０に示すように、半導体光素子１００は、受光部である吸収体１０を含む。

図１１は、吸収体１０を省略した実施の形態３の半導体光素子１００の上面図である。図１１では、明確化のために配線上の保護膜および反射膜は省略してある。図１２は、図１１の半導体光素子１００をIII−III方向に見た場合の断面図（吸収体１０等を含む）である。図１３は、実施の形態３の半導体光素子１００に含まれる吸収体１０を表わす図である。

図１２に示すように、半導体光素子１００は、たとえば、シリコンからなる基板１を含む。基板１には中空部２が設けられる。中空部２の上には、温度を検知する温度検知部４が配置される、温度検知部４は、２本の支持脚３によって支持されている。支持脚３は、図１１に示すように、上方から見るとＬ字型に折れ曲がったブリッジ形状を有する。支持脚３は、薄膜金属配線６と、薄膜金属配線６を支える誘電体膜１６とを含む。

温度検知部４は、検知膜５と、薄膜金属配線６とを含む。検知膜５は、たとえば、結晶シリコンを用いたダイオードからなる。薄膜金属配線６は、支持脚３にも設けられ、絶縁膜１２で覆われたアルミニウム配線７と検知膜５とを電気的に接続している。薄膜金属配線６は、例えば、厚さ１００ｎｍのチタン合金からなる。検知膜５が出力した電気信号は、支持脚３に形成された薄膜金属配線６を経由してアルミニウム配線７に伝わり、図９の検出回路１０１０によって取り出される。薄膜金属配線６と検知膜５との間の電気的接続、および薄膜金属配線６とアルミニウム配線７との間の電気的接続は、必要に応じて上下方向に延在する導電体（図示せず）を介して行っても良い。

赤外線を反射する反射膜８は、中空部２を覆うように配置されている。ただし、反射膜８と温度検知部４とは熱的に接続されない状態で、支持脚３の少なくとも一部の上方を覆うように配置されている。

温度検知部４の上方には、図１２に示すように、支持柱９が設けられている。支持柱９の上に吸収体１０が支持されている。つまり、吸収体１０は、温度検知部４と支持柱９とによって接続されている。吸収体１０は、温度検知部４と熱的に接続されているので、吸収体１０で生じた温度変化が温度検知部４に伝わる。

一方、吸収体１０は、反射膜８とは熱的に接続されない状態で、反射膜８よりも上方に配置される。吸収体１０は、反射膜８の少なくとも一部を覆い隠すように側方に板状に広がっている。そのため、半導体光素子１００を上方から見ると、図１０に示すように、吸収体１０のみが見える。他の様態として、吸収体１０が温度検知部４の直上に直接形成されていても良い。

本実施の形態では、吸収体１０の表面には、図１２に示すように、ある波長の光の選択的に吸収する波長選択構造部１１が設けられている。吸収体１０の裏面、つまり支持柱９側には、裏面からの光の吸収を防止する吸収防止膜１３が設けられている。このように構成によって、吸収体１０では、ある波長の光を選択的に吸収することができる。波長選択構造部１１においても光の吸収が生じる場合があるので、本実施の形態では、吸収体１０が、波長選択構造部１１を含むものとする。

次に、波長選択構造部１１が表面プラズモンを利用する場合の構造について説明する。光の入射面に金属による周期構造を設けると、表面周期構造に応じた波長で表面プラズモンが生じ、光の吸収が生じる。したがって、吸収体１０の表面を金属で形成し、入射光の波長、入射角度、および金属表面の周期構造によって吸収体１０の波長選択性を制御することができる。

本実施の形態では、金属膜の内部の自由電子が寄与する現象と、周期構造による表面モードの生成とについて、吸収の観点からは同義とみなし、両者を区別すること無く、両者を表面プラズモン、表面プラズモン共鳴、共鳴、疑似表面プラズモン、またはメタマテリアルと呼ぶ。本実施の形態の構成は、赤外光以外の波長域、例えば可視、近赤外、ＴＨｚ領域の波長の光においても有効である。

図１３に示すように、吸収体１０の表面に設けられるある波長の光の吸収を選択的に増加する波長選択構造部１１は、金属膜４２と、本体４３と、凹部４５とによって構成される。

受光部である吸収体１０の最表面に設けられる金属膜４２の種類は、Ａｕ、Ａｇ、Ｃｕ、Ａｌ、Ｎｉ、またはＭｏなどの表面プラズモン共鳴を生じやすい金属から選択される。あるいは、金属膜４２の種類は、ＴｉＮ等の金属窒化物、金属ホウ化物、または金属炭化物などのプラズモン共鳴を生じる材料であっても良い。吸収体１０の最表面の金属膜４２の膜厚は、入射赤外光が透過しない厚さであれば良い。このような膜厚であれば、吸収体１０の最表面における表面プラズモン共鳴のみが電磁波の吸収および放射に影響し、金属膜４２の下の材料は吸収等に光学的な影響を与えないからである。

μを金属膜４２の透磁率、σを金属膜４２電気伝導率、ωを入射光の角振動数としたときに、表皮効果の厚さ（skin depth）δ１は以下の式で表される。

δ１＝（２／μσω）^1/2・・・（１）
たとえば、吸収体１０の表面の金属膜４２の膜厚δが、δ１の少なくとも２倍の厚さ、すなわち数１０ｎｍから数１００ｎｍ程度であれば、吸収体１０の下部への入射光の漏れ出しは充分に小さくできる。

たとえば、金と酸化シリコン（ＳｉＯ2）の熱容量を比較すると、酸化シリコンの方が、熱容量が小さい。よって、酸化シリコンの本体４３、および金の金属膜４２の表面からなる吸収体は、金のみからなる吸収体に比べて熱容量を小さくすることができるので、応答を速くすることができる。

次に、吸収体１０の作製方法について説明する。
誘電体あるいは半導体からなる本体４３の表面側に対してフォトリソグラフィとドライエッチングとを用いて周期構造を形成した後に、金属膜４２をスパッタ等で形成する。次に、裏面についても同様に、周期構造を作製した後に金属膜４２を形成する。

凹部４５の直径は数μｍ程度と小さいため、金属膜４２を直接エッチングして凹部を形成するよりも、本体４３をエッチングして凹部を形成した後に金属膜４２を形成する方が、製造工程が容易となる。金属膜４２にはＡｕまたはＡｇのような高価な材料が使用されるため、誘電体または半導体の本体４３を用いることによって金属の使用量を減らして、コストを低減することができる。

次に、図１３を参照しながら、吸収体１０の特性について説明する。直径ｄ＝４μｍ、深さｈ＝１．５μｍの円柱形の凹部４５が、周期ｐ＝８μｍで正方格子状に配置されたものとする。この場合、吸収波長は約８μｍとなる。あるいは、直径ｄ＝４μｍ、深さｈ＝１．５μｍの円柱形の凹部４５が、周期ｐ＝８．５μｍで正方格子状に配置されたものとする。この場合、吸収波長は、ほぼ約８．５μｍとなる。

吸収体１０が２次元周期構造であれば、凹部４５が正方格子状に配置されていても、三角格子状に配置されていても、入射光の吸収波長および放射波長と、凹部４５の周期との関係は、ほぼ同じである。すなわち、吸収波長および放射波長は、凹部４５の周期によって決定される。周期構造の逆格子ベクトルを考慮すれば、理論的には、正方格子配置においては、吸収および放射波長が周期とほぼ等しいのに対して、三角格子配置では、吸収および放射波長は、周期×√３／２となる。しかしながら、実際には、凹部４５の直径ｄによって吸収および放射波長はわずかに変化するため、どちらの周期構造においても、ほぼ周期と等しい波長が吸収あるいは放射されると考えられる。

したがって、吸収される赤外光の波長は、凹部４５の周期によって制御できる。凹部４５の直径ｄは、一般に周期ｐの１／２以上であることが望ましい。凹部４５の直径ｄが周期ｐの１／２よりも小さい場合は、共鳴効果が小さくなり、吸収率は低下する傾向にある。ただし、共鳴は、凹部４５内の三次元的な共鳴であるため、直径ｄが周期ｐの１／２より小さくても十分な吸収が得られる場合もあるので、周期ｐに対する直径ｄの値は、適宜、個別に設計される。重要なのは、吸収波長が主に周期ｐによって制御されることである。直径ｄが周期ｐに対してある値以上であれば、吸収体１０は、十分な吸収特性を有するため、設計に幅をもたせることができる。一方、表面プラズモンの分散関係の一般式を参照すれば、吸収される光は、凹部４５の深さｈには無関係であり、周期ｐにのみ依存する。よって、図１３に示す凹部４５の深さｈには、吸収波長および放射波長は依存しない。

上記では、凹部４５が周期的に配置された吸収体について説明したが、凸部４５ａが周期的に配置された構造としても同様の効果がある。

これらの凹凸構造を有する吸収体１０の吸収は、垂直入射の場合が最大となる。吸収体１０への入射角度が垂直入射からずれた場合、吸収波長も変化する。よって、ＡＴＲプリズム２０から出射された赤外光が受光部である吸収体１０の表面に垂直に照射されるように、赤外光検出器３０が配置される。

（付記）
実施の形態３の生体物質測定装置（８０）は、以下の特徴を備える。

（８）赤外光検出器（３０）の受光部の表面に周期的に凹部（４５）または凸部（４５ｂ）が形成され、受光部の最表面が表面プラズモン共鳴を生じる材料である。

このような構成によって、赤外光検出器（３０）は、波長選択性を有する。
（９）赤外光検出器（３０）の受光部の表面の凹部（４５）または凸部（４５ｂ）の周期が、生体物質の吸収波長に相当する。

このような構成によって、凹部（４５）または凸部（４５ｂ）の周期を変えることによって、測定する生体物質を変えることができる。

（１０）赤外光検出器（３０）の受光部の表面に、ＡＴＲプリズム（２０）から出射された赤外光が垂直に入射する。

このような構成によって、赤外光検出器（３０）における赤外光の吸収を最大にすることができる。

実施の形態４．
実施の形態３との相違点について説明する。

実施の形態４では、赤外光源部３２として糖の指紋スペクトルが存在する波長範囲８．５μｍ〜１０μｍのうちの１つあるいは複数の信号用の波長と、その波長範囲から少しずれた参照用の波長とで発振する量子カスケードレーザが用いられる。

本実施の形態の量子レーザモジュールには、波長を安定させるためのペルチェ素子、およびビームをコリメートするためのレンズが搭載される。その他の構成は実施の形態３と同様であるため繰り返さない。

血糖値の測定時に、生体表面４０からの輻射がノイズとして検出されるため、測定精度が低下してしまう。

本実施の形態では、量子カスケードレーザで使用する波長が適切なものに設定され、赤外光検出器３０が生体からの輻射スペクトルを除去するために用いられる。これにより、生体からの輻射を除いた高精度の測定が可能となる。

実施の形態５．
実施の形態２との相違点について説明する。

図１４は、実施の形態５の赤外光源部３２の構成を表わす図である。図１５は、実施の形態５の赤外光源部３２の出力光のスペクトルを示す図である。

赤外光源部３２は、単一波長光源７１ａ，７１ｂ，７１ｃ，７１ｄを有する。単一波長光源７１ａ，７１ｂ，７１ｃ，７１ｄは、図１５に示すように、それぞれ単一波長Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄの赤外光を出力する。単一波長Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄは、赤外光検出器３０が検出可能な波長域に含まれる。

本実施の形態では、赤外光検出器３０は、生体からの輻射スペクトルを検出しないが、広範囲の波長の赤外光を検出することができる（つまり、波長選択性を有しない）ものとすることができる。

たとえば、単一波長光源７１ａ，７１ｂ，７１ｃ，７１ｄが、それぞれ異なるタイミングで赤外光を出力し、波長選択性を有しない赤外光検出器３０が、それぞれの赤外光を受信するものとすることができる。

（付記）
実施の形態５の生体物質測定装置（８０）は、以下の特徴を備える。

（１１）生体物質測定装置（８０）は、生体表面（４０）に密着させることが可能なＡＴＲプリズム（２０）と、ＡＴＲプリズムへ、生体物質の吸収波長の全域、あるいは一部の波長域の赤外光を放射する赤外光源部（３２）と、ＡＴＲプリズム（２０）から出射された赤外光を検出する赤外光検出器（３０）とを備える。赤外光源部（３２）は、各々が、赤外光検出器（３２）が検出可能な波長域に含まれる単一波長の赤外光を放射する複数の光源（７１ａ、７１ｂ、７１ｃ、７１ｄ）である。

このような構成によって、複数の光源が異なるタイミングで赤外光を出力する場合に、波長選択性を有しない赤外光検出器（３０）が、複数の光源の赤外光を受信することができる。

実施の形態６．
実施の形態２との相違点について説明する。

図１６は、実施の形態６の波長選択構造部１１の上面図である。図１７は、図１６の波長選択構造部１１をＶ−Ｖ方向に見た場合の断面図である。

この波長選択構造部１１は、金属層１４と、金属層１４の上の中間層１８と、中間層１８の上の金属パッチ１７とを備える。

金属層１４は、たとえば、アルミニウム、または金などからなる。
中間層１８は、酸化シリコンなどの絶縁体、誘電体、またはシリコン、ゲルマニウムなどの半導体からなる。中間層１８の材料を選択することにより、検出波長、検出波長の数、および検出波長の帯域を制御できる。

金属パッチ１７は、たとえば、金、銀、またはアルミニウムなどの金属、または金属以外のグラフェンによって形成される。金属パッチ１７をグラフェンによって形成した場合、膜厚が１原子層まで薄くできるため、熱時定数を小さくでき、高速動作が可能となる。あるいは、金属パッチ１７の材料は、前述のように表面プラズモン共鳴を生じる材料としてもよい。

金属パッチ１７の大きさ（図１６のｘ、ｙ方向の寸法）によって、プラズモン共鳴を生じる波長を制御することができる。このため、金属パッチ１７の大きさを変えることにより、吸収波長を選択できる。したがって、吸収体１０によって吸収される波長が、測定対象の生体物質の吸収波長に一致するように、金属パッチ１７の大きさが定められる。たとえば、図１６に示すように、金属パッチ１７が正方形の場合、一辺の長さが３μｍであれば、吸収波長は７．５μｍ程度となり、一辺の長さが３.５μｍであれば、吸収波長は、８．８μｍ程度となる。この場合、金属パッチ１７の周期は、吸収波長よりも大きく、かつ金属パッチ１７の一辺よりも大きくなるように定められる。これによって、金属パッチ１７の周期は、吸収波長にほぼ影響を及ぼさなくすることができる。

本実施の形態の吸収体を用いることによって、画素の小型化が可能になるため、アレイ化した場合に赤外光検出器３０の面積を縮小することができる。

また、本実施の形態の波長選択構造部１１の吸収構造は、入射角度依存性が無く、入射角度を変化させても吸収波長が変わらない。同様に、金属パッチ１７が対称形状、２次元周期構造の場合は、偏光依存性も無い。よって、赤外光検出器３０の設置角度について許容範囲が広くなる。携帯型の生体物質測定装置の場合、赤外光検出器３０のずれが懸念されるため、本実施の形態の吸収構造を用いることによって、携帯性に優れるといった顕著な効果がある。

図１６では、金属パッチ１７が、所定の周期でマトリックス状（２次元）に配置されているが、１次元に配置されてもよい。この場合は、偏光依存性が生じるが、赤外光源部３２の偏光に配置の方向を合わせることによって、迷光を除去することができる。よって、ＳＮ比が改善され、より精度の高い血糖値の測定が可能になる。

（付記）
実施の形態６の生体物質測定装置（８０）は、以下の特徴を備える。

（１２）赤外光検出器（３０）の受光部の表面が、内部から順に金属薄膜（１４）、絶縁膜（１８）、金属パッチ（１７）が積層されることによって形成され、金属パッチ（１７）のサイズに応じて、生体物質の吸収波長が制御可能である。

このような構成によって、金属パッチ（１７）のサイズを変えることによって、測定対象とする生体物質を変えることができる。

（１３）金属パッチ（１７）が配列されている周期が、生体物質の吸収波長よりも長く、かつ金属パッチ（１７）の一辺よりも大きい。

このような構成によって、金属パッチ（１７）の周期は、吸収波長にほぼ影響を及ぼさなくすることができる。

今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて請求の範囲によって示され、請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。

１，５０ 基板、２ 中空部、３ 支持脚、４ 温度検知部、５ 検知膜、６ 薄膜金属配線、７ アルミニウム配線、８ 反射膜、９ 支持膜、１０ 吸収体、１１ 波長選択構造部、１１ａ 入射赤外光、１１ｂ 伝搬赤外光、１１ｃ 放射赤外光、１２ 絶縁膜、１３ 吸収防止膜、１４ 金属層、１６ 誘電体膜、１７ 金属パッチ、１８ 中間層、２０ ＡＴＲプリズム、２０ａ，２０ｂ，２０ｃ，２０ｄ ＡＴＲプリズム端面、３０ 赤外光検出器、３２ 赤外光源部、４０ 生体表面、４２ 金属膜、４３ 本体、４５ 凹部、５２，２５０ 制御部、５４ ユーザインタフェース、７１ａ，７１ｂ，７１ｃ，７１ｄ 単一波長光源、８０ 生体物質測定装置、１００ 半導体光素子、１１０，１２０，１３０，１４０ 非冷却赤外線センサ、１０００ センサアレイ、１０１０ 検出回路、２００ 光源、２１０ プリズム、２２０ 光位置検出器、２３０ プリズム、２３０ａ 入射光、２３０ｂ 放射光、２３０ｃ 放射屈折光、２４０ 屈折率勾配。

Claims (4)

1. 生体物質の吸収波長の全域、あるいは一部の波長域の赤外光を放射する赤外光源部と、
   生体表面と接触した状態で、前記赤外光源部から放射された前記赤外光を透過させて、前記生体表面へ出射するプリズムと、
   可視光域、あるいは近赤外領域の波長の光を前記プリズムへ放射する光源と、
   前記プリズムから出射される前記光源からの光を検出することによって、前記光源からの光の経路を検出する光位置検出器とを備えた、生体物質測定装置。
2. 前記生体表面へ出射された前記赤外光は、前記生体表面に存在する前記生体物質によって吸収され、前記吸収による吸収熱が発生することにより、前記プリズムの内部に屈折率勾配が生成される、請求項１に記載の生体物質測定装置。
3. 前記光源から放出された光は、前記生体物質の前記吸収熱により前記プリズム内に発生した前記屈折率勾配の中を透過する、請求項２に記載の生体物質測定装置。
4. 前記赤外光源部が前記赤外光を放射していないときに、前記光位置検出器で検出された前記光源から放出された光の入射位置と、前記赤外光源部が前記赤外光を放射しているときに、前記光位置検出器で検出された前記光源から放出された光の入射位置との差に基づいて、前記生体物質の量を測定する制御部を備える、請求項３に記載の生体物質測定装置。

Images