JPWO2018123135A1 - 生体物質測定装置 - Google Patents

Abstract

赤外光源（３２）は、赤外光を放射する。ＡＴＲプリズム（２０）は、第１の端面に赤外光源（３２）から放出された赤外光が入射され、第２の端面および第３の端面で入射された赤外光を全反射を繰り返させながら内部を透過させ、第３の端面から透過した赤外光を出射する。赤外光検出器（３０）は、ＡＴＲプリズム（２０）から出射された赤外光の強度を検出する。接触センサの一種である歪みセンサ（３７ａ），（３７ｂ），（３７ｃ）は、ＡＴＲプリズム（２０）に装着され、ＡＴＲプリズム（２０）と被測定皮膚（４９）との接触状態を検出するように構成される。

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。非侵襲血糖値センサとして、糖の指紋スペクトルを直接検出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、例えば特許文献１（特開２００３−４２９５２号公報）に記載の装置では、ＡＴＲ（Attenuated Total Reflection）プリズムを用いた測定によりＳＮ比を向上させている。ＡＴＲプリズムを伝搬する赤外光は、被測定皮膚とＡＴＲプリズムの境界面で全反射を繰り返す。全反射する境界面ではエバネッセント光が発生して被測定皮膚に侵入する。エバネッセント光が水、糖、およびその他生体物質によって吸収および散乱するため、ＡＴＲプリズムを伝搬する赤外光の強度が減衰する。したがって、全反射を繰り返す回数が多くなる程、伝搬する赤外光の強度が減衰する。この文献では、赤外光源として半導体の量子カスケードを用いることによって、携帯電話に搭載できる程度の小型化を可能としている。

特許文献２（特開２０１５−１７３９３５号公報）には、ＡＴＲプリズムと被測定皮膚との間に隙間が生じると、赤外光が被測定皮膚に届かなくなることを考慮して、ＡＴＲプリズムと被測定皮膚との密着度を確認するため、ＡＴＲプリズム付近に力センサを設置することが記載されている。

特開２００３−４２９５２号公報 特開２０１５−１７３９３５号公報

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。糖、およびその他生体物質は表皮中の組織間質液中に存在しており、表皮の構造を反映して深さ方向に不均一に分布しているものと考えられている。

ＡＴＲプリズムと皮膚表面との接触によって、表皮が応力を受けると、表皮の構造にゆがみが生じる。ＡＴＲプリズムと皮膚表面との接触状態が変わると、皮膚表面がＡＴＲプリズムから受ける接触応力が変わるため、表皮内の組織間質液の分布も変化し、糖およびその他生体物質に吸収される赤外光のエバネッセント光の強度にばらつきが生じてしまう。

特許文献２では、ＡＴＲプリズムの付近に力センサを設置して間接的に隙間の有無をモニターしているが、ＡＴＲプリズムと被測定皮膚間の接触状態を必ずしも高精度に測定できない。

それゆえに、本発明の目的は、ＡＴＲプリズムと被測定皮膚間の接触状態を高精度に測定した上で、被測定皮膚内の生体物質の量を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。

本発明のある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を放射する赤外光源と、第１の端面に赤外光源から放出された赤外光が入射され、第２の端面および第３の端面で入射された赤外光を全反射を繰り返させながら内部を透過させ、第４の端面から透過した赤外光を出射するＡＴＲプリズムと、ＡＴＲプリズムから出射された赤外光を、波長を分離して検出する赤外光検出器と、ＡＴＲプリズムに装着され、ＡＴＲプリズムと生体表面との接触状態を検出するように構成された接触センサとを備える。

本発明のある側面によれば、接触センサを用いることによって、ＡＴＲプリズムと被測定皮膚間の接触状態を高精度に測定することができる。

実施の形態の携帯型の非侵襲血糖値センサ８０の使用例を表わす図である。 実施の形態１の携帯型の非侵襲血糖値センサ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１の非侵襲血糖値センサ８０のヘッドの構造を示す図である。 歪みセンサ３７ａ，３７ｂ，３７ｃを用いた被測定皮膚４９とＡＴＲプリズム２０との接触状態を測定する方法を説明するための図である。 実施の形態１の非侵襲血糖値センサの動作手順を表わすフローチャートである。 実施の形態２の非侵襲血糖値センサのセンサヘッドの構造を示す図である。 表面弾性波発生部３９、および表面弾性波検出部４０を用いたＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９との接触状態を測定する方法を説明するための図である。 接触圧力がＰ１，Ｐ２のときに検出回路６２で検出された交流電圧の概略を表わす図である。 実施の形態３の非侵襲血糖値センサの概略を表わす図である。 １次元回折格子を有するＡＴＲプリズム２０を被測定皮膚４９との接触面から見た図である。 図１１のＡＴＲプリズム２０のＡ−Ａ′の断面図である。 ２次元回折格子ＡＴＲプリズム２０を被測定皮膚４９との接触面から見た図である。 図１３のＡＴＲプリズム２０のＢ−Ｂ′の断面図である。 実施の形態３の赤外光検出器３０に含まれるセンサアレイ１０００の模式図である。 ＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９との接触状態が最適接触状態であるときの様子を表わす図である。 実施の形態５のＡＴＲプリズム２０を表わす図である。 図１７のＡＴＲプリズム２０の上面図である。 実施の形態６の赤外光検出器３０の構成を表わす図である。 実施の形態６の半導体光素子１００の上面図である。 吸収体１０を省略した半導体光素子１００の上面図である。 図２１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。 半導体光素子１００に含まれる吸収体１０を表わす図である。

以下、本発明の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。

図１は、実施の形態の携帯型の非侵襲血糖値センサ８０の使用例を表わす図である。
図１に示すように、携帯型の非侵襲血糖値センサ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、手の甲でも測定が可能である。

図２は、実施の形態１の携帯型の非侵襲血糖値センサ８０の構成を表わす図である。
非侵襲血糖値センサ８０は、ＡＴＲプリズム２０と、赤外光源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、バイブレータ５０２、およびキーボード５０３を含む。

非侵襲血糖値センサ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、被験者の生体表面である被測定皮膚４９と接触している。図１に示すように、ＡＴＲプリズム２０を被験者の生体表面に接触させて非侵襲血糖値センサ８０を起動すると、赤外光源３２から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。図３は、糖の指紋スペクトルを示す図である。

赤外光源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、被測定皮膚４９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。

全反射におけるＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９との界面（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被測定皮膚４９内に侵入し、糖に吸収される。

皮膚と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。また、界面（端面２０ａ）で全反射するときにＡＴＲプリズム２０から被測定皮膚４９側に染み出したエバネッセント光が被測定皮膚４９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。したがって、被測定皮膚４９内に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。

エバネッセント光は、界面から被測定皮膚４９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。たとえば、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８．５μｍ〜１０μｍの程度の領域の糖の量を検出することができる。

図４は、実施の形態１の非侵襲血糖値センサ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３２、赤外光検出器３０、支持台３６、および歪みセンサ３７ａ，ｂ，ｃ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４に示すよう頂角が削られた短い方の面が被測定皮膚４９と接触する測定面として皮膚に接触される。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に向かうように設定される。

赤外光源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２０ｃおよび出射面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。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。

赤外光源３２として、たとえば量子カスケードレーザモジュールを用いる。量子カスケードレーザは、単一光源であり、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。

赤外光源３２は、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。

赤外光検出器３０は、ＭＥＭＳ（Micro Electro Mechanical Systems）型センサ、またはサーモパイルなど非冷却センサを搭載したセンサモジュールである。センサモジュールは、プリアンプなどの電気回路、およびセンサ素子へ集光するためのレンズを備える。

図５は、歪みセンサ３７ａ，３７ｂ，３７ｃを用いた被測定皮膚４９とＡＴＲプリズム２０との接触状態を測定する方法を説明するための図である。

図５に示すように、基板５０上にＡＴＲプリズム２０、赤外光源３２、赤外光検出器３０、支持台３６が配置される。

支持台３６は、ＡＴＲプリズム２０を支持する。
ＡＴＲプリズム２０には、被測定皮膚４９との接触面からの応力を測定するための接触センサの一種である歪みセンサ３７ａ，３７ｂ，３７ｃが装着されている。歪みセンサ３７ａ，３７ｂ，３７ｃは、基板５０および支持台３６との間の応力を測定する。歪みセンサ３７ａ，３７ｂ，３７ｃは、被測定皮膚４９と直接接触しない位置に配置されている。

ＡＴＲプリズム２０の複数の面のうち、被測定皮膚４９と接触する測定面と垂直な面である第１の面と基板５０とが接触する。

ＡＴＲプリズム２０の複数の面のうち、被測定皮膚４９と接触する測定面と対向する面である第２の面と支持台３６とが接触する。

歪みセンサ３７ａ，３７ｂは、第２の面、すなち支持台３６と接触するＡＴＲプリズム２０の面に装着される。歪みセンサ３７ｃは、第１の面、すなわち、基板５０と接触するＡＴＲプリズム２０の面に装着される。

測定回路３８ａ，３８ｂ，３８ｃは、歪みセンサ３７ａ，３７ｂ，３７ｃの抵抗値を測定する。

支持台３６との接触面に複数個の歪みセンサ３７ａ，３７ｂを設けることによって、ＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９との間の接触応力だけでなく接触角の情報も得ることができる。たとえば、歪みセンサ３７ａと３７ｂの出力値の平均値から押し付け力を算出することができる。歪みセンサ３７ａと３７ｂの出力値の差分値からＡＴＲプリズム２０の長手方向の接触角を算出することができる。また、歪みセンサ３７ａと歪みセンサ３７ｂの出力値の平均値に加え、歪みセンサ３７ｃからの出力値を用いることによって、短手方向の接触角の情報を得ることができる。

歪みセンサ３７ａ，３７ｂ，３７ｃとして、加えられた力による伸縮歪みにより抵抗が変化する金属細線とすることができる。金属細線に歪みが加えられることによって、長さＬがΔＬだけ変化したときに、抵抗ＲがΔＲだけ変化したとすれば、以下の式が成り立つ。

（ΔＲ／Ｒ）＝Ｋｓ・（ΔＬ／Ｌ）＝ｋｓ・ε…（１）
ここで、Ｋｓは歪みゲージの感度を表す係数、εは歪み量である。ΔＲは小さいため、ホイーストンブリッジ回路が用いられる。

制御部５２は、測定回路３８ａ，３８ｂ，３８ｃから送られる歪みセンサ３７ａ，３７ｂ，３７ｃの抵抗Ｒａ，Ｒｂ，Ｒｃと、抵抗Ｒａ，Ｒｂ，Ｒｃの初期値Ｒａ０，Ｒｂ０，Ｒｃ０（ＡＴＲプリズム２０が被測定皮膚４９に接触していないときの抵抗値）とを用いて、歪みセンサ３７ａ，３７ｂ，３７ｃの長さの初期値（被測定皮膚４９に接触していないときの長さ）から変化した長さΔＬａ，ΔＬｂ，ΔＬｃを求める。制御部５２は、ΔＬａ，ΔＬｂ，ΔＬｃに基づいて、前述のように、ＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９との間の接触応力および接触角を算出する。

以上のように、本実施の形態では、歪みセンサ３７ａ，３７ｂ，３７ｃによって、ＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９との間の接触応力とを算出することによって、歪みセンサ３７ａ，３７ｂ，３７ｃと被測定皮膚４９とが直接接触することなく、測定が可能になる。その結果、本実施の形態では、ＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９との接触領域の自由度が高まるので、測定にかかる被測定者の負荷を軽減することができる。また、本実施の形態では、測定領域が大きくなるので、測定の精度が高くなる。

図６は、実施の形態１の非侵襲血糖値センサ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、スピーカ５０４からメッセージ音声を出力させ、あるいはバイブレータ５０２を振動させることによって、ＡＴＲプリズム２０被測定皮膚４９への接触開始を促すメッセージを伝える。たとえば、「測定準備のため、唇にセンサ先端部を接触させてください」などのメッセージ音声が出力される。さらに「センサ先端部を調整してください」などのメッセージ音声を出力することによって、接触部の調整を促すようにしてもよい。

ステップＳ１０３において、制御部５２は、ＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９との接触状態の測定を開始する。制御部５２は、歪みセンサ３７ａ，３７ｂ，３７ｃの抵抗値に基づいて、ＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９との間の接触状態、すなわち接触応力および接触角を算出する。

ステップＳ１０４において、制御部５２は、測定された接触状態が、検出精度を確保できる条件を満足したか否かを判定する。ここで、条件とは、たとえば、接触応力がある定められた範囲内、またはある閾値以上とすることができる。条件を満足した場合は、処理がステップＳ１０５に進む。

ステップＳ１０５において、制御部５２は、「センサ先端部の調整が完了しました」などのメッセージ音声をスピーカ５０４から出力することによって、ユーザに接触調整完了を伝える。

ステップＳ１０６において、制御部５２は、「引き続き、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。

以上のように、本実施の形態によれば、ＡＴＲプリズムに装着された歪みセンサを用いることによって、ＡＴＲプリズムと被測定皮膚間の接触状態を高精度に測定することができる。

実施の形態２．
図７は、実施の形態２の非侵襲血糖値センサのセンサヘッドの構造を示す図である。このセンサヘッドは、基板５０、ＡＴＲプリズム２０、赤外光源３２、赤外光検出器３０、および接触センサの一種である表面弾性波デバイスを備える。表面弾性波デバイスは、表面弾性波発生部３９、および表面弾性波検出部４０によって構成される。

基板５０、ＡＴＲプリズム２０、赤外光源３２、赤外光検出器３０は、実施の形態１と同様なので、説明を繰り返さない。

ＡＴＲプリズム２０は、実施の形態１と同様の形状および材料を有し、同様のコーティングが施されている。ＡＴＲプリズム２０を構成するＺｎＳまたはＺｎＳｅのような中心対称性を持たない結晶は、圧電特性を示し、電圧を印加すると歪む性質を有する。

図８は、表面弾性波発生部３９、および表面弾性波検出部４０を用いたＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９との接触状態を測定する方法を説明するための図である。

図８に示すように、表面弾性波発生部３９は、ＡＴＲプリズム２０の複数の面のうち、被測定皮膚４９と接触する測定面の一端に形成された第１の櫛型の電極によって構成される。第１の櫛型の電極は、交流電圧電源４１に接続される。第１の櫛型の電極は、交流電圧電源４１からの交流電圧が印加されると表面弾性波を発生する。

表面弾性波検出部４０は、ＡＴＲプリズム２０の複数の面のうち、被測定皮膚４９と接触する測定面の他端に形成された第２の櫛型の電極によって構成される。第２の櫛型の電極は、検出回路６２に接続される。

ＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９との接触応力によって、表面弾性波発生部３９から出力されてＡＴＲプリズム２０の測定面を伝搬する表面弾性波の振幅または伝搬速度が変化する。

表面弾性波検出部４０は、ＡＴＲプリズム２０の面を伝搬した表面弾性波を検出して、表面弾性波の振幅と位相に応じた交流電圧を出力する。検出回路６２は、表面弾性波検出部４０から出力される交流電圧の振幅と位相とを検出する。制御部５２は、表面弾性波検出部４０から出力される交流電圧の振幅と位相に基づいて、ＡＴＲプリズム２０の測定面を伝わる表面弾性波の振幅および伝搬速度を求める。制御部５２は、面弾性波の振幅および伝搬速度に基づいて、ＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９との接触応力を求める。

図９は、接触圧力がＰ１，Ｐ２のときに検出回路６２で検出された交流電圧の概略を表わす図である。

図９において、Ｐ１＜Ｐ２である。大きな接触圧力Ｐ２における交流電圧の振幅は、小さな接触圧力Ｐ１における交流電圧の振幅よりも小さい。また、大きな接触圧力Ｐ２における交流電圧の位相は、小さな接触圧力Ｐ１における交流電圧の位相よりも進んでいる。したがって、接触圧力が大きくなると、ＡＴＲプリズム２０の面を伝搬する表面弾性波の振幅は小さくなり、伝搬速度は大きくなる。

以上のように、本実施の形態によれば、ＡＴＲプリズムに装着された表面弾性波デバイスを用いることによって、ＡＴＲプリズムと被測定皮膚間の接触状態を高精度に測定することができる。

実施の形態３．
図１０は、実施の形態３の非侵襲血糖値センサの概略を表わす図である。

赤外光源３２から出射された光が、ＡＴＲプリズム２０に到達し、ＡＴＲプリズム２０内を通過した入射光が赤外光検出器３０に到達する。

赤外光源３２は、人体の糖によって吸収される波長λ１の光、および人体の糖によって吸収されない参照用の波長λ２の赤外光を出力する。ここで、波長λ１、λ２を非常に近い値にすることによって、背景や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抑えることができる。

ＡＴＲプリズム２０の被測定皮膚４９に接触する面には回折格子１８が設けられる。回折格子１８は、１次元周期的なパターンを有するもの（以下、１次元回折格子）であってもよいし、２次元の周期的な凹凸パターンを有するもの（以下、２次元回折格子）であってもよい。

図１１および図１２は、１次元回折格子を有する回折格子を表わす図である。図１１は、１次元回折格子を有するＡＴＲプリズム２０を被測定皮膚４９との接触面から見た図である。図１２は、図１１のＡＴＲプリズム２０のＡ−Ａ′の断面図である。

図１３および図１４は、２次元回折格子を有する回折格子を表わす図である。図１３は、２次元回折格子ＡＴＲプリズム２０を被測定皮膚４９との接触面から見た図である。図１４は、図１３のＡＴＲプリズム２０のＢ−Ｂ′の断面図である。

１次元回折格子の場合、回折現象が生じるか否か、つまり共鳴するか否かは、偏光に大きく依存することになる。１次元回折格子の溝の方向と、電界の方向（偏光）によって、回折格子と、赤外光源３２から出射された光（入射光）との相互作用が変わる。たとえば、溝の方向と電界の方向が直交している場合の方が、回折現象が生じやすくなる。一方、２次元回折格子は、ＸＹ方向にパターンを有するので、１次元のＸ方向のみのパターンを有する１次元回折格子と比較して、２次元回折格子の回折現象は、偏光に大きく依存するとまではいえないが、偏光に多少は依存する。したがって、予め入射光に偏光を持たせることによって、回折現象を起こりやすくすることができる。

回折格子１８のパターンと、赤外光源３２が照射する光の波長λ１、λ２と、波長λ１の光の偏光と、波長λ２の光の偏光とに応じて、波長λ１の光の反射角θ１および波長λ２の光の反射角θ２が決まる。したがって、赤外光検出器３０は、ＡＴＲプリズム２０から反射角θ１，θ２で出射される光を垂直に受けることができる位置に配置される。

ＡＴＲプリズム２０の被測定皮膚４９に接触する面に回折格子１８を設けることによって、入射光が表面の回折格子１８で回折する。回折格子１８の表面には、金などの金属薄膜６０が設けられる。これによって、回折格子１８の表面プラズモン共鳴が生じる。金属薄膜６０の厚さ、および金属の種類が決まれば、表面プラズモン共鳴が起きる回折格子１８への光の入射角度は、波長によって決まる。よって、特定の波長によって決定される入射角度で表面プラズモンが生じるため、回折格子１８と接している物体（すなわち、金属薄膜６０）によって敏感に波長および入射角度が決定される。この特性を予め設計しておくことで、入射赤外光によって、対象物（被測定皮膚４９）内の生体物質を高精度に測定することができる。

表面プラズモンの大きさは、回折格子１８の周期と深さ、または凹凸の大きさで変わる。回折格子１８の周期と深さを、信号光（波長λ１、λ２）が表面を伝搬、あるいはWood’s anomalyが生じるように調整することによって、表面プラズモンを最大にすることができる。表面プラズモンが最大になったとき、つまり、電磁界の増強が最大になったときに、これらの波長λ１、λ２における血糖によるエバネッセント光の吸収が最大となり、血糖の検出感度を高くすることができる。

さらに入射角度および波長によって微細な制御が可能になる。表面プラズモン共鳴の波長、および共鳴が生じる入射角度は、回折格子１８の周期構造によっても制御できる。

ＡＴＲプリズム２０から放射された放射赤外光１１ｃは、赤外光検出器３０で受光される。図１５は、実施の形態３の赤外光検出器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によって構成される。

センサ画素１１０，１２０は、それぞれ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構造部１１を含む。波長選択構造部１１の２次元周期構造の周期を波長λ１またはλ２とほぼ等しくする。このような構造によって、選択した波長λ１またはλ２の赤外光が検出される。選択された波長λ１またはλ２の赤外光のみを検知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。赤外光検出器３０が波長選択性を有することによって、信号光（波長λ１、λ２）以外のノイズ、たとえば人体または環境から放射された光を遮断することができる。

赤外光検出器３０のセンサ画素１１０，１２０が、λ１，λ２の波長の赤外光を検出する。波長λ１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のに対して、波長λ２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、制御部５２は、検出されたλ１の波長の赤外光の強度を、波長λ２の赤外光の強度を用いて補正することによって、糖による吸収量を求める。これによって、測定精度を向上することができる。

ＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９との間の接触の密着度（すなわち、接触応力の大きさ）によって、赤外光の回折格子１８での屈折率が変化する。屈折率の変化によって、回折格子１８からの光の反射角が変化する。よって、密着度によって、赤外光の出射角度が一意に決定される。したがって、赤外光検出器３０を用いることによって、密着度が判別できる。

被測定皮膚４９とＡＴＲプリズム２０との間の接触の密着度（接触応力）に対応する屈折率、およびその屈折率に対応する回折格子１８からの光の反射角、すなわち赤外光のＡＴＲプリズム２０からの出射角を予め求めておく。

生体物質の測定時には、ＡＴＲプリズム２０の赤外光の出射ポイントを中心として、赤外光検出器３０を回転させる。制御部５２は、赤外光検出器３０が赤外光を検出したときのＡＴＲプリズム２０からの出射角を求める。制御部５２は、求めた出射角に対応する被測定皮膚４９とＡＴＲプリズム２０との間の接触の密着度（接触応力）を求める。本実施の形態では、ここで求めた接触応力が、図６のステップＳ１０４で用いられる。

以上のように、本実施の形態では、回折格子１８と、赤外光検出器３０の敏感な波長および入射角度依存特性を利用することによって、ＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９とが密着しているかどうかを高精度に判定できるため、血糖値の測定精度が向上する。

なお、外部からの影響を除外するために、赤外光検出器３０で検出された赤外光をチョッパーによりチョッピングしてもよい。この際に、赤外光源３２自体を一定の周波数でパルス駆動させ、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としてもよい。

実施の形態４．
ＡＴＲプリズム２０を被測定皮膚４９に押し付けることによって、回折格子１８の間に被測定皮膚４９が入り込むため、押し付ける前と比較して屈折率が変化する。

回折格子１８の溝部分の全体に被測定皮膚４９が入りこんで、回折格子１８と被測定皮膚４９とが、隙間がなく最も密着して接触した状態を最適接触状態とする。最適接触状態において、糖によるエバネッセント光の吸収が最大になり、反射光の強度が最小になる。

図１６は、ＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９との接触状態が最適接触状態であるときの様子を表わす図である。

最適接触状態の赤外光の屈折率を計算によって予め求め、最適接触状態の屈折率に基づいて、回折格子１８からの光の反射角度を予め求める。この反射角度の方向に赤外光検出器３０を配置することによって、最適接触状態においてのみ、赤外光検出器３０は、ＡＴＲプリズム２０からの出射光を垂直に受ける。最適接触状態で無い場合も、赤外光検出器３０に赤外光が入射するが、後述するように入射角度が垂直でないため、赤外光検出器３０からの出力が得られない。

以上のように、本実施の形態によれば、ＡＴＲプリズムと被測定皮膚とが最適接触状態のときにのみ、生体物質の量を測定することができる。

実施の形態５．
図１７は、実施の形態５のＡＴＲプリズム２０を表わす図である。図１８は、図１７のＡＴＲプリズム２０の上面図である。

実施の形態５では、ＡＴＲプリズム２０の被測定皮膚４９の接触面に回折格子でなく、金属パッチ６５が周期的に配置される。金属パッチ６５は正方形、円形、または十字形などが好ましい。また、金属パッチ６５は、正方格子あるいは三角格子状に２次元周期的に配置されていることが好ましい。金属パッチ６５が長方形や楕円などの場合は、２次元面内で非対称形状となり、偏光依存性が生じる。

金属パッチ６５は、５０〜１００ｎｍの薄膜である。この厚さが、対象とする波長に比べて十分小さい場合、例えば１／１００ほど小さい場合、回折が生じることがなくなる。この場合、プラズモン共鳴は、金属パッチ６５の大きさおよび周期で決定され、ＡＴＲプリズム２０への赤外光の入射角度に依存しなくなる。また、周辺の環境がプラズモン共鳴波長に大きく影響する。つまり、被測定皮膚４９とＡＴＲプリズム２０の接触状態の密着度によって共鳴波長が決定される。例えば、１辺２ミクロンの正方形の金属パッチ６５の場合に、周囲が空気の場合（つまり、被測定皮膚４９とＡＴＲプリズム２０との間に隙間がある場合）、３ミクロンを周期として２次元周期的に配置した場合、共鳴波長は、１０ミクロン付近となる。被測定皮膚４９とＡＴＲプリズム２０との間の密着度が変わると、この値も変化する。

したがって、ＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９の接触状態が最も密着したときに、赤外光源３２から出力される赤外光の波長λでプラズモン共鳴が生じるように、金属パッチ６５の大きさおよび周期を調整する。赤外光検出器３０において、検出された赤外光の強度が最大となったときに、ＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９の接触状態が最も密着していると判定することができる。

本実施の形態では、ＡＴＲプリズム２０への赤外光の入射角度に共鳴波長が依存しないことから、赤外光源３２に対してＡＴＲプリズム２０を設置する角度の精度が問われないことになる。よって、携帯機器として振動などに強くなるといった精度向上の効果がある。

以上のように、本実施の形態によれば、ＡＴＲプリズムと被測定皮膚とが最適接触状態のときにのみ、生体物質の量を測定することができる。

実施の形態６．
図１９は、実施の形態６の赤外光検出器３０の構成を表わす図である。

この赤外光検出器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。

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２０は、半導体光素子１００の上面図である。半導体光素子１００は、吸収体１０を含む。

図２１は、吸収体１０を省略した半導体光素子１００の上面図である。図２１では、明確化のために配線上の保護膜や反射膜は省略してある。図２２は、図２１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２３は、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１９〜図２２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２１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、例えば、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１９の検出回路１０１０により取り出される。薄膜金属配線６と検知膜５の間、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。但し、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２２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は、図２０に示すように、上方から見ると吸収体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。

本実施の形態の場合、吸収体１０の表面には、図２２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。また、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。なお、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、波長選択構造部１１を含めて吸収体１０とした。

次に、波長選択構造部１１が表面プラズモンを利用する構造の場合について説明する。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。そのため、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、または単に共鳴と呼ぶ。また、疑似表面プラズモン、メタマテリアルと呼ばれる場合もあるが、吸収の観点から見た現象としては同様のものとして扱う。また、本実施の形態の構成は、赤外線以外の波長域、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２３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によって構成される。

吸収体１０の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等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、ＴｉＮ等の金属窒化物、金属ホウ化物、金属炭化物などのプラズモン共鳴を生じる材料であれば良い。吸収体１０の表面の金属膜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。

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
例えば、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、その結果、応答を速くすることができる。

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。

なお、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。また、金属膜４２にはＡｕや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２３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。また、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。

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、２次元周期構造であれば、正方格子状、三角格子状等の配置でもほぼ同じであり、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２３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。

なお、これまで凹部４５が周期的に配置された吸収体について説明したが、逆に凸部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、吸収波長も変化し、吸収も小さくなる。

以上のように、本実施の形態で説明した赤外光検出器を用いても、実施の形態１〜５で説明したのと同じ効果が得られる。

（変形例）
本発明は、上記の実施形態に限定されるものではなく、たとえば以下のような変形例も含む。

（１）接触センサ
ＡＴＲプリズム２０と被測定皮膚４９との接触による圧力を検出する接触センサとして、実施の形態１および実施の形態２以外にも、静電容量センサ、半導体ピエゾ抵抗センサ、シリコンレゾナントセンサなどを用いることもできる。

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、１８ 回折格子、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、３６ 支持台、３７ａ，３７ｂ，３７ｃ 歪み、３８ａ，３８ｂ，３８ｃ 測定回路、３９ 表面弾性波発生部、４０ 表面弾性波検出部、４１ 交流電圧電源、４２ 金属膜、４３ 本体、４５ 凹部、４９ 被測定皮膚、５２ 制御部、５４ ユーザインタフェース、６０ 金属薄膜、６２ 検出回路、６５ 金属パッチ、１００ 半導体光素子、１１０，１２０ 非冷却赤外線センサ、５０１ ディスプレイ、５０２ バイブレータ、５０３ キーボード、５０４ スピーカ、１０００ センサアレイ、１０１０ 検出回路。

図４に示すように、基板５０上にＡＴＲプリズム２０、赤外光源３２、赤外光検出器３０、支持台３６が配置される。

歪みセンサ３７ａ，３７ｂは、第２の面、すなわち支持台３６と接触するＡＴＲプリズム２０の面に装着される。歪みセンサ３７ｃは、第１の面、すなわち、基板５０と接触するＡＴＲプリズム２０の面に装着される。

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 支持柱、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、１８ 回折格子、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、３６ 支持台、３７ａ，３７ｂ，３７ｃ 歪み、３８ａ，３８ｂ，３８ｃ 測定回路、３９ 表面弾性波発生部、４０ 表面弾性波検出部、４１ 交流電圧電源、４２ 金属膜、４３ 本体、４５ 凹部、４９ 被測定皮膚、５２ 制御部、５４ ユーザインタフェース、６０ 金属薄膜、６２ 検出回路、６５ 金属パッチ、１００ 半導体光素子、１１０，１２０ 非冷却赤外線センサ、５０１ ディスプレイ、５０２ バイブレータ、５０３ キーボード、５０４ スピーカ、１０００ センサアレイ、１０１０ 検出回路。

Claims (12)

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と、
   第１の端面、第２の端面、第３の端面および第４の端面を有し、前記第１の端面に前記赤外光源から放出された赤外光が入射され、前記第２の端面および前記第３の端面で前記入射された赤外光を全反射を繰り返させながら内部を透過させ、前記第４の端面から前記透過した赤外光を出射するＡＴＲプリズムと、
   前記ＡＴＲプリズムから出射された赤外光を、波長を分離して検出する赤外光検出器と、
   前記ＡＴＲプリズムに装着され、前記ＡＴＲプリズムと生体表面との接触状態を検出するように構成された接触センサとを備えた、生体物質測定装置。
2. 前記接触センサが、前記生体表面と直接接触しないように配置されている、請求項１に記載の生体物質測定装置。
3. 前記接触センサは、前記ＡＴＲプリズムに装着された複数の歪みセンサである、請求項１または２に記載の生体物質測定装置。
4. 前記複数の歪みセンサの各々は、加えられた力による伸縮歪みにより抵抗が変化する金属細線である、請求項３記載の生体物質測定装置。
5. 前記ＡＴＲプリズムを支持する支持台と、
   前記ＡＴＲプリズムおよび前記支持台が載せられる基板とを備え、
   前記ＡＴＲプリズムが前記生体表面と接触する面と垂直な面である第１の面と前記基板とが接触し、
   前記ＡＴＲプリズムが前記生体表面と接触する面と対向する面である第２の面と前記支持台とが接触し、
   前記複数の歪みセンサの一部が、前記第１の面に配置され、前記複数の歪みセンサの残りが、前記第２の面に配置される、請求項４記載の生体物質測定装置。
6. 前記接触センサは、前記ＡＴＲプリズムに装着された表面弾性波デバイスである、請求項１または２に記載の生体物質測定装置。
7. 前記表面弾性波デバイスは、
   前記ＡＴＲプリズムの前記生体表面と接触する面の一端に形成された第１の櫛型の電極と、
   前記ＡＴＲプリズムの前記生体表面と接触する面の他端に形成された第２の櫛型の電極とを含み、前記生体物質測定装置は、さらに、
   前記第１の櫛型の電極と接続された交流電圧電源と、
   前記第２の櫛型の電極に接続され、前記第２の櫛型の電極から出力される交流電圧の振幅と位相とを検出する検出回路とを含む、請求項６記載の生体物質測定装置。
8. 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と、
   第１の端面、第２の端面、第３の端面および第４の端面を有し、前記第１の端面に前記赤外光源から放出された赤外光が入射され、前記第２の端面および前記第３の端面で前記入射された赤外光を全反射を繰り返させながら内部を透過させ、前記第４の端面から前記透過した赤外光を出射するＡＴＲプリズムと、
   前記ＡＴＲプリズムから出射された赤外光の強度を検出する赤外光検出器とを備え、
   前記ＡＴＲプリズムの表面に、１次元または２次元周期的に回折格子が形成され、
   前記回折格子の表面に、金属の薄膜が形成され、
   前記ＡＴＲプリズムと生体表面の接触状態が最も密着した状態のときに、前記赤外光源から入射した赤外光の波長において、プラズモン共鳴が最大になるように、前記回折格子の周期と深さが調整されている、生体物質測定装置。
9. 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と、
   第１の端面、第２の端面、第３の端面および第４の端面を有し、前記第１の端面に前記赤外光源から放出された赤外光が入射され、前記第２の端面および前記第３の端面で前記入射された赤外光を全反射を繰り返させながら内部を透過させ、前記第４の端面から前記透過した赤外光を出射するＡＴＲプリズムと、
   前記ＡＴＲプリズムから出射された赤外光の強度を検出する赤外光検出器と、
   前記ＡＴＲプリズムの表面に、周期的に配置された金属パッチとを備え、
   前記ＡＴＲプリズムと生体表面の接触状態が最も密着した状態のときに、前記赤外光源から出力される赤外光の波長においてプラズモン共鳴が生じるように、前記金属パッチの大きさおよび周期が調整されている、生体物質測定装置。
10. 前記赤外光検出器の受光部の表面には、周期的に凹部または凸部が形成され、
    前記ＡＴＲプリズムの表面に形成された回折格子によって、前記赤外光源から入射した波長の赤外光が反射され、前記反射された赤外光が、前記受光部の表面に垂直に入射される、請求項８または９記載の生体物質測定装置。
11. 前記受光部の少なくとも最表面が表面プラズモン共鳴を生じる材料である、請求項１０記載の生体物質測定装置。
12. 前記ＡＴＲプリズムと前記生体表面とが最も密着した状態において、前記ＡＴＲプリズムから出射された赤外光が、前記赤外光検出器に垂直に入射する、請求項８、９記載の生体物質測定装置。

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