WO2005092192A1 - 生体情報測定用光学素子およびそれを用いた生体情報測定装置 - Google Patents

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WO2005092192A1
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light
optical element
groove
biological information
control means
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PCT/JP2005/005708
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Masahiko Shioi
Shinji Uchida
Kiyoko Oshima
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Matsushita Electric Industrial Co., Ltd.
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Definitions

  • the present invention relates to an optical element used for optically measuring a tissue of a living body and non-invasively measuring a biological component such as glucose, cholesterol, urea or triglyceride in a body fluid, and the optical element.
  • the present invention relates to a biological information measuring device used.
  • an ATR element made of zinc selenide, silicon, germanium, etc., which is an ATR element, is held in the mouth, and light is incident on the ATR element while the ATR element is held down by the lip, and the reflection surface of the ATR element and the lip.
  • the light emitted to the outside of the ATR element by repeating total reflection at the boundary with is analyzed.
  • the above method is an application of evanescent waves (so-called bleeding light) to quantitative analysis.
  • Light that travels through the ATR prism reflects slightly after penetrating the lips. Therefore, light is affected by each component in the body fluid present in the lips.
  • Patent Document 1 discloses that the surface tissue of a living body, preferably a skin tissue or a mucosal tissue, more preferably a dermis tissue or a subcutaneous tissue in a skin tissue, or a specific mucosa in a mucosal tissue is disclosed by light absorption. Methods for analyzing the properties of the layers or submucosa are disclosed.
  • spectroscopic analysis is performed by raising a part of the surface tissue of a living body using the groove, and performing a light emitting / receiving operation on a light emitting part which opposes the light emitting part through the raised part.
  • a signal sufficient for measurement can be obtained even with the use of near-infrared light of 1.4 to 2.5 micrometers, which can provide information on bodily fluid components. it can.
  • the optical path length of the light passing through the living body can be determined from the dimension of the groove. It is known from the Lambert-Beer law that light absorption and absorption by a living body is proportional to the optical path length. Therefore, the fact that the optical path length can be mechanically determined from the dimensions of the groove has a very significant meaning for the measurement using light, and is a great advantage of the present method.
  • Patent Document 2 discloses a contact means having a concave portion that comes into contact with a living tissue, a detection light emitting means that emits detection light from a part of the concave portion, and another detection light portion within the concave portion.
  • a detection light incident means for receiving the detection light, the detection light being incident on the living body in a state where the contacting means is in contact with the living tissue;
  • Patent Document 1 Japanese Patent Application Laid-Open No. 11-178799
  • Patent Document 2 WO 01/58355 pamphlet
  • the conventional optical measuring method and optical measuring device as described above have the following problems.
  • the depth d at which the evanescent wave penetrates into the living body is approximately expressed by the following equation (1):
  • ⁇ is the wavelength of light
  • ⁇ is the angle of incidence
  • ⁇ is the refractive index of the crystal
  • ⁇ is the result.
  • the refractive index of the medium in contact with the crystal is the refractive index of the medium in contact with the crystal
  • the wavelength of light is 10 ⁇ m
  • ZnSe crystal reffractive index: about 2.0
  • the incident angle is 45 degrees
  • the surrounding medium is water (refractive index: about 1.3).
  • d 5.7 / m
  • the electric field of the evanescent wave decays exponentially according to the depth to which the evanescent wave reaches. Therefore, the signals obtained are mostly those of the stratum corneum and saliva in the shallow part. Since there is no living body information in the stratum corneum or saliva, it is considered that there is very little living body information in these signals.
  • the thickness of saliva and the thickness of the stratum corneum will vary with each measurement. Changes in the thickness of saliva and stratum corneum change the optical path length through living tissue. As the optical path length of light passing through the biological tissue changes, the amount of light absorbed by the biological tissue changes for each measurement due to a factor different from the biological information. From the above two points, it is considered that measurement using the ATR element is extremely difficult.
  • the living tissue is raised by bringing the living tissue into contact with the formed groove or recess, and the light is guided to the living tissue using an optical fiber.
  • an optical fiber By using an optical fiber, it becomes possible to selectively measure a portion of a living tissue to be measured.
  • optical fiber materials that can be used when utilizing mid-infrared light in the 10 / zm band.
  • Such materials include, for example, Shio-Dani Silver 'Silver Bromide Phino, KRS-5 fiber, hollow fiber and the like.
  • KRS-5 fiber When used in air, which has very poor moisture resistance, the salted silver / bromide fiber absorbs moisture in the air and becomes unusable. KRS-5 fiber is very toxic, and should not be used in contact with living organisms.
  • hollow fibers can efficiently guide mid-infrared light, but it is necessary to form various thin films required to guide mid-infrared light in the hollow part, and ultrafineness is required. Very difficult.
  • the crests of the grooves and the recesses refer to the tips (ribs) between the grooves and between the recesses where the living tissue first comes into contact with the grooves and the recesses, in view of the lateral force of the optical element.
  • the part is a part farthest from the living tissue, corresponding to the groove and the concave part, and the farthest part corresponding to the part.
  • a decrease in the degree of adhesion means that a substance different from the living tissue, such as air, saliva, sweat, or tears, is interposed between the optical element and the living tissue, so that light between the living tissue and the intervening substance is present. Is reflected or scattered, and the optical path length of the light transmitted through the living tissue changes due to the presence of the intervening substance, and as a result, the measurement is adversely affected. Therefore, the degree of adhesion greatly affects the light absorption of living tissue, and the degree of adhesion deteriorates. Then, the error increases. Therefore, measurement by the conventional method as described above is very difficult.
  • the present invention provides a biological information measuring optical element capable of non-invasively measuring a body fluid component in a test sample such as a living body with high accuracy, stably, and easily. And a biological information measuring device using the same.
  • a light incident surface a contact surface having a groove in contact with the living body and raising the living body, and a light emitting surface, and irradiates the living body with light incident from the light incident surface and absorbs and disperses the living body.
  • An optical element for receiving the light and emitting the light from the light exit surface to the outside, and optically measuring the information of the living body,
  • Light transmission control means is provided in the groove,
  • the light transmission control means is a biological information measuring optical element formed on at least a part of the light incident surface side and Z or the light emitting surface side wall surface of the groove from the bottom of the groove. I will provide a.
  • the light transmission control means may be further provided in a portion other than the groove, the light incident surface, and the light exit surface. Further, it is preferable that the light transmission control means is provided at least at the peak of the groove.
  • the crest of the groove refers to the tip (rib) between the grooves where the biological tissue first comes into contact with the groove when the optical element is viewed from the lateral force, and the valley is the part of the groove where the biological tissue force is far away. Means the farthest part corresponding to
  • the light transmission control means can be formed of a light absorber, a light scatterer, or a light reflector, and may be constituted by a shift of a single-layer film and a multilayer film.
  • the present invention includes a light source, the above-described optical element, a photodetector that detects light emitted from the optical element, and a calculation unit that calculates information obtained by the photodetector.
  • the present invention also relates to a biological information measuring device.
  • the bottom of the valley of the groove becomes extremely small in dimension. Even if the living tissue does not enter the valleys or the living tissue is greatly deformed at the peaks between the grooves, the adhesion between the living tissue and the grooves is reduced even if the adhesion is low.
  • the light can be surely incident only on the light emitting portion, and the light can be reliably emitted from at least a portion having high adhesion. Therefore, the use of the optical element of the present invention enables non-invasive measurement of a body fluid component in a test sample such as a living body with high accuracy, stability, and ease.
  • a biological information measuring device including an optical element having a groove
  • the influence of insufficient adhesion is reduced, and the concentration of a target component in a test sample is measured stably and easily. be able to.
  • FIG. 1 is a perspective view showing an optical element for measuring biological information according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is an enlarged cross-sectional view of a part where a groove 10 and a living tissue 20 in FIG.
  • FIG. 3 is another cross-sectional view in which the portion where the groove 10 and the living tissue 20 in FIG.
  • FIG. 4 is another cross-sectional view in which the portion where the groove 10 and the living tissue 20 in FIG.
  • FIG. 5 is a perspective view showing a configuration of a biological information measuring optical element according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is still another cross-sectional view in which the portion where the groove 10 and the living tissue 20 are in contact is turned upside down and enlarged.
  • FIG. 7 is an enlarged cross-sectional view of a biological information measuring optical element according to still another embodiment of the present invention, in which a portion where a groove 10 and a biological tissue 20 are in contact with each other is upside down.
  • FIG. 8 is a perspective view showing a configuration of a biological information measuring optical element according to still another embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view of a portion where a groove 10 and a living tissue 20 of a biological information measuring optical element according to still another embodiment of the present invention are in contact with each other.
  • FIG. 10 is a schematic diagram of a biological information measuring device according to one embodiment of the present invention.
  • BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION is a schematic diagram of a biological information measuring device according to one embodiment of the present invention.
  • the present invention relates to the present invention, which has a light incident surface, a contact surface having a groove that comes into contact with a living tissue and raises a living body, and a light emitting surface, and further includes light transmission control means in the groove.
  • An embodiment of a biological information measuring optical element will be described in detail with reference to the drawings. In the following description, the same or corresponding parts are denoted by the same reference characters, and redundant description may be omitted.
  • the following embodiment is an example of the present invention, and does not limit the present invention.
  • FIG. 1 is a perspective view showing an optical element for measuring biological information according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is an enlarged cross-sectional view in which a portion where the groove 10 and the living tissue 20 are in contact with each other is turned upside down.
  • the biological information measuring optical element 100 according to the present embodiment has a groove 10.
  • a portion that first comes into contact with the living tissue 20 when the biological information measuring optical element 100 is viewed from the side is a peak 18, and a bottom of the groove 10 is a valley 19.
  • the wavelength of the light to be measured is light in the mid-infrared region of 2.5 microns or more.
  • the light 16 is incident from the light incident surface 15.
  • the incident light 16 is once emitted from the biological information measuring optical element 100 in the groove 10 as shown in FIG.
  • the emitted light 16 is refracted by the living tissue 20 in contact with the groove 10, passes through the living tissue 20, is refracted again at the interface between the living tissue 20 and the groove 10, and enters the biological information measuring optical element 100. .
  • the light 16 incident on the biological information measuring optical element 100 is emitted from the light emitting surface 17.
  • the living tissue 20 is skin, and the stratum corneum 12 exists on the outermost surface of the skin.
  • the stratum corneum 12 has a granular layer (not shown) in the lower part of the stratum corneum 12 for about one or two cells.
  • the lower part of the granular layer has a spinous layer 13, and the lower layer has a basal layer (see FIG. (Not shown) and dermis 14 are present.
  • the stratum corneum 12 is a so-called “dead cell” and thus becomes an obstructive factor in the measurement. Therefore, it is preferable not to measure the stratum corneum 12. Measuring the spinous layer 13, and even the dermis 14, is preferable given that the cells are alive. Yes.
  • the movement of light at the interface between the groove 10 and the living tissue 20 will be described in detail with reference to FIG.
  • the stratum corneum 12 is a so-called “dead cell” as described above, and thus acts as an obstruction layer when measuring a body fluid component of a living body.
  • the bottom portion of the valley portion 19 of the groove portion 10 becomes extremely small in dimension, and the biological tissue 20 does not completely enter the groove portion 10, so that the degree of adhesion deteriorates.
  • the living tissue 20 is greatly deformed by the groove portion 10, but cannot follow the shape of the groove portion accurately, and the degree of adhesion deteriorates.
  • the light transmission control means 11 is provided so as to cover the portion where the degree of adhesion is insufficient.
  • the light transmission control means 11 When the measurement wavelength is in the mid-infrared region, the distance that light can pass through a living body is about 100 microns. Therefore, the length of the opening of the groove 10 is preferably set to about 100 microns. At this time, as shown in FIG. 2, the valleys 19 of the grooves 10 extend at least 10 ⁇ m from the bottoms of the valleys 19 of the grooves 10 along the light incident surface side wall surface of each groove 10. It is preferable to form the transmission control means 11 in consideration of the thickness of the stratum corneum 12.
  • the bottom surface of the valley portion 19 is at least 10 m along the wall surface of the groove 10 on the light exit surface side, as shown in FIG. It is also preferable to form the light transmission control means 11 over a long period.
  • the light transmission control means 11 is preferably formed over 30 ⁇ m or more.
  • the light transmission control means 11 can be provided at the peak 18 of the groove 10. In this case, as shown in FIG. 4, it is preferable to provide at least 5 m from the tip of the peak portion 18 along the wall surface of the groove portion 10.
  • the light transmission control means 11 can be provided on one or both of the wall surface on the light incident surface side and the wall surface on the light emission surface side.
  • the light 16 is transmitted by the light transmission control means 11.
  • the light passes through the portion not provided.
  • the light transmission control means 11 in the present invention controls the optical path from the optical element to the living tissue by absorbing, reflecting, scattering, interfering, and diffracting the Z or the light. It does not transmit light to a site where there is only a stratum corneum where the degree of adhesion between the tissue and the optical element is insufficient, or a site where measurement is not preferable. Therefore, the light transmission control means 11 may completely block light or attenuate light.
  • infrared light having a wavelength of about 10 m can be used as the light 16, and the light transmission controlling means 11 can be a light absorber such as SiO.
  • the wavelength of light to be measured is light in the near infrared region of less than 2.5 microns.
  • the present embodiment is different from the first embodiment in the dimensions of the groove 10 and the length of the light transmission control means 11 (that is, the length of the portion forming the light transmission control means 11).
  • the length of the opening of the groove 10 is preferably set to about 2 mm.
  • the valley 19 of the groove 10 as shown in FIG. 2, light is transmitted through at least 100 m from the bottom of the valley 19 of the groove 10 along the light incident surface side wall surface of each groove 10.
  • control means 11 is formed.
  • the bottom portion of the valley portion 19 has a force of at least 100 m along the wall surface of the groove 10 on the light exit side, as shown in FIG. It is also preferable to form the light transmission control means 11 over a long period.
  • the light transmission control means 11 is preferably formed over 300 ⁇ m or more.
  • the light transmission control means 11 can be provided at the peak 18 of the groove 10. in this case As shown in FIG. 4, it is preferable that the force at the tip of the peak portion 18 is also provided over at least 50 m along the wall surface of the groove portion 10.
  • the light transmission control means 11 can be provided on one or both of the wall surface on the light incidence surface side and the wall surface on the light emission surface side.
  • the light 16 passes through a portion where the light transmission control means 11 is not provided.
  • the light transmission control means 11 it is possible to mainly measure the spinous layer 13 containing the biological information, and further, the dermis 14 containing more biological information than the spinous layer 13, and to measure the area where the degree of adhesion is insufficient. Since the light 15 transmitted through the light can be reduced by the light transmission control means 11, the biological information can be stably and easily measured.
  • the light transmission control means 11 in the present invention controls an optical path from an optical element to a living tissue by absorbing, reflecting, scattering, interfering, and diffracting Z or diffracted light. It is a site where only the stratum corneum where the degree of adhesion between the tissue and the optical element is insufficient is present, or a portion where measurement is preferable, and light is not transmitted to the portion.
  • the light transmission control means 11 may completely block the light or may attenuate the light.
  • FIG. 5 is a perspective view showing a configuration of a biological information measuring optical element according to another embodiment of the present invention.
  • the optical element 100 for measuring biological information shown in FIG. 5 has a light transmission control means 11 ′ in a portion other than the groove 10, the light incident surface 15 and the light emitting surface 17. That is, as shown by hatching in FIG. 5, the light transmission control means 11 'is provided on the entire surface of the biological information measuring optical element 100 except for the groove 10, the light incident surface 15 and the light output surface 17.
  • the groove 10 is provided with a light transmission control means 11 like the one shown in FIG. 2-4.
  • the light 16 When the light 16 enters the groove 10, there are transmitted light that exits from the biological information measuring optical element 100 through the groove 10 and reflected light 21 that returns to the biological information measuring optical element 100 again. (See Figure 6).
  • the reflected light 21 is repeatedly reflected on various surfaces in the biological information measuring optical element 100.
  • the reflected light 21 includes the light that enters the living tissue 20 again and exits from the light exit surface 17. Exists.
  • the reflected light 21 is absorbed by the living tissue 20, and detection of the absorbed reflected light causes an error.
  • a light transmission control means in which the reflected light 21 reflected by the interface between the groove 10 and the stratum corneum 12 is provided on a surface other than the light incident surface 15, the light output surface 17, and the groove 10 Decay by 11 '.
  • FIG. 7 is an enlarged cross-sectional view of a biological information measuring optical element according to still another embodiment of the present invention, in which a portion where a groove 10 and a biological tissue 20 are in contact is inverted upside down.
  • the biological information measuring optical element 100 shown in FIG. 7 has the light transmission control means 11 only on the wall surface of the groove 10 on the light incident surface side.
  • the light transmission control means 11 is formed of a reflector, the light can be reflected with a reflectance close to almost 100% even if the light transmission control means 11 is provided only on the wall surface on the light incident surface side.
  • the light transmission control means 11 ′ on the entire surface other than the light incident surface 15, the light output surface 17 and the groove 10, as in the second embodiment. This is because the light reflected by the light transmission control means 11 is removed by the light transmission control means 11 ′ provided on a surface other than the groove 10, the light incident surface 15, and the light emission surface 17 and does not affect the measurement. .
  • Transmission control means 11 may be provided.
  • first to fourth embodiments have been described with respect to the case where there are a plurality of grooves 10, but the number of grooves 10 may be singular as shown in FIG.
  • the groove 10 has a substantially V-shaped shape as shown in FIG. 1, but the groove in the present embodiment has a concave shape as shown in FIG. 9, for example. And a groove having the following. In this case, light is transmitted from the valley 19 to the side 31 of the concave groove 10. If the control means 11 is provided.
  • the bottom of the valley of the groove 10 does not become too small in size, and the living tissue easily enters the valley. Even if the living tissue is deformed at the edge of the groove, the adhesion between the living tissue and the groove is sufficiently maintained. Therefore, by using the optical element of the present embodiment, it is possible to stably and easily measure a body fluid component in a test sample such as a living body non-invasively with high accuracy.
  • FIG. 10 shows a schematic diagram of a biological information measuring device according to one embodiment of the present invention.
  • the biological information measuring device of the present invention includes a light source 41, a biological information measuring optical element 100, a photodetector 42, a calculation section 43, and a device between the light source 41 and the biological information measuring optical element 100. And a spectroscope (not shown) provided in the system.
  • spectroscope examples include a spectroscope using a grating and a Fourier transform spectroscope.
  • the light 16 emitted from the light source 41 enters the biological information measuring optical element 100.
  • the light 16 incident on the biological information measuring optical element 100 is transmitted and scattered by the biological tissue 20 in contact with the groove 10, and is emitted from the biological information measuring optical element 100.
  • the light emitted from the biological information measuring optical element 100 is detected by the photodetector 42, and the arithmetic unit 43 calculates the biological information.
  • any light source that emits light having an absorption wavelength of the measurement component to be measured may be used, for example, an LED, a halogen light source, a semiconductor laser, or a global light source obtained by sintering SiC into a rod shape. , CO lasers and tungsten lamps.
  • a substance such as gnorecose that has an absorption peak in the mid-infrared region such as a wave number of 1033 cm to 1080 cm- 1 and a near-infrared region of 1 to 2.5 m
  • a global light source from the viewpoint that it can cover a relatively wide wavelength range and emit light well even in a long wavelength region of about 10 m.
  • a halogen light source is preferred.
  • the material of the biological information measuring optical element 100 may be selected depending on the wavelength of light used for measurement. Depending on the situation, those known in the art can be used. For example, silicon, germanium,
  • Examples include SiC, diamond, ZnSe, ZnS, fused silica, calcium fluoride, and KrS.
  • the mid-infrared region such as a wave number of 1033 cm to 1080 cm- 1 and the near-infrared region of 1 to 2.5 m
  • silicon or germanium having a small impurity content such as boron or phosphorus and a resistivity of 100 ⁇ cm or more.
  • those having a resistivity of 1500 ⁇ cm or more are more preferable.
  • a silicon having a resistivity of 100 ⁇ cm or more is preferable, and a silicon having a resistivity of 1500 ⁇ cm or more is more preferable.
  • calcium fluoride, fused quartz, or the like may be used.
  • a photodetector known in the art can be used without any particular limitation.
  • MCT detectors mixed crystal of mercury, tellurium, and cadmium
  • pyroelectric sensors e.g., pyroelectric sensors
  • DTGS detectors e.g., pyroelectric sensors
  • thermistors e.g., thermopiles
  • Golay cells e.g., Golay cells.
  • a PbS detector, an InSb detector, a PbSe detector, an InGaAs detector, and the like can be mentioned.
  • the arithmetic unit 43 is not particularly limited, but is preferably a microprocessor or a computer.
  • the light transmission control means 11 those known in the art can be used without any particular limitation.
  • a light absorber may be used to absorb light, or a light scatterer may be used to scatter light to reduce the probability of light entering the light detecting means.
  • it may be a light reflector.
  • the light transmission control means 11 may be composed of a single layer film or a multilayer film.
  • the light absorber with a single-layer film of an appropriate thickness or with a multi-layer film, since multiple interference of light occurs within the film and unnecessary light can be efficiently absorbed.
  • the material of the light absorber (film) at this time can be used without any particular limitation.
  • a method known in the art can be used without particular limitation.
  • a chemical vapor deposition method a plasma vapor deposition method, a photo CVD method, a vacuum deposition method, a liquid phase epitaxy method, a sol-gel method, an anodic oxidation reaction method, an oxidation-reduction method, a laser ablation method and the like.
  • a light transmission control means including a light absorber In the case where a light transmission control means including a light absorber is provided, absorption by impurities is performed by doping boron, phosphorus, or the like into the groove portion 10 of the biological information measuring optical element 100 by using, for example, an ion implantation method. You may have it. In this case, it suffices to directly drop on a predetermined portion of the optical element.
  • the surface of only the portion of the groove 10 where the light transmission control means 11 is to be provided may be roughened by blasting or the like to scatter light.
  • the light transmission control means 11 may be constituted by using both the light scatterer and the light absorber.
  • the light absorber can be formed using the means for forming the light absorber.
  • the light reflector those known in the art can be used without any particular limitation. For example, forming a metal thin film with a metal such as aluminum, silver, gold, and copper can be mentioned.
  • the light transmission control means 11 ' is provided on the entire surface of the optical element except for the light incident surface, the groove and the light emitting surface.
  • the bottom of the valley of the groove becomes very small in size, so that the living tissue does not enter the valley, or the peak between the grooves is reduced. Even if the living tissue is greatly deformed in the part, and the adhesion between the living tissue and the groove is reduced, light can be reliably incident only on the part with high adhesion, and at least the adhesion is high. Light with a partial force can be reliably emitted.
  • the use of the optical element of the present invention enables non-invasive measurement of a body fluid component in a test sample such as a living body with high accuracy, stability, and ease.
  • a biological information measuring device the effect of insufficient adhesion can be mitigated, and the concentration of a target component in a test sample can be measured stably and easily. Therefore, the present invention is useful for measuring body fluid components for medical use.

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Abstract

　高精度で安定的かつ容易に、生体などの被検試料中の体液成分を非侵襲的に測定することができる生体情報測定用光学素子を提供する。光入射面と、生体に接し前記生体を隆起させる溝部を有する接触面と、光出射面とを有し、前記光入射面から入射した光を前記生体に照射し、前記生体により吸収・散乱された光を受光するとともに前記光出射面から外部に出射し、前記生体の情報を光学的に測定するための光学素子において、溝部に光透過制御手段を設け、前記光透過制御手段は、前記溝部の谷部の底部から、前記溝部の前記光入射面側および／または前記光出射面側の壁面の少なくとも一部に形成する。 　

Description

明 細 書
生体情報測定用光学素子およびそれを用いた生体情報測定装置 技術分野
[0001] 本発明は、生体の組織を光学的に測定し、体液中のグルコース、コレステロール、 尿素またはトリグリセリドなどの生体成分を非侵襲的に測定するために使用する光学 素子、および前記光学素子を用いた生体情報測定装置に関する。
背景技術
[0002] 従来から、光学測定装置を用いて、生体や溶液中の特定成分を測定する種々の方 法が提案されており、例えば平行に向かい合った一対の反射面を備える透明な減衰 全反射 (ATR)素子に上下の口唇を密着させて血糖値を測定する方法が知られて!/ヽ る。
この方法では、 ATR素子であるセレン化亜鉛、シリコンまたはゲルマニウムなどから なる ATRプリズムを口にくわえ、口唇により ATR素子を押さえつけた状態で ATR素 子に光を入射させ、 ATR素子の反射面と口唇との境界で全反射を繰り返して ATR 素子の外部に出射した光を分析する。
[0003] 上記の方法は、エバネッセント波（いわゆるしみだし光）を定量分析に応用したもの である。 ATRプリズム中を進行する光は、わずかに口唇に浸入した後、反射する。し たがって、光は口唇中に存在する体液中の各成分の影響を受ける。
そこで、反射光の光量を測定することにより、体液の反射率や吸収率などの変化を 検出することができ、体液中の各成分の情報を得ることができる。
[0004] ここで、例えば特許文献 1には、光の吸収により生体の表層組織、好ましくは皮膚 組織あるいは粘膜組織、さらに好ましくは皮膚組織中の真皮組織もしくは皮下組織、 または粘膜組織中の粘膜固有層もしくは粘膜下層の性状を分析する方法が開示さ れている。
この方法では、溝部を用いて生体の表層組織の一部を隆起させ、隆起した部分を 介して対向している光射出部力 光入射部への受発光操作を行うことで分光分析を 行う。 [0005] 本方法によれば、生体の光吸収が大きい 1. 4-2. 5マイクロメートルの近赤外光を 用いても測定に十分な信号が得られ、体液成分の情報を得ることができる。また、光 が生体を透過する光路長を溝部の寸法から決定することできる。生体による光の吸 収量は、ランベルト ベールの法則から、光路長に比例することが知られている。 したがって、光路長を溝部の寸法から機械的に決定できるということは、光を用いて 行う測定にぉ 、て極めて大きな意味をもち、本方法の大きな利点である。
[0006] また、特許文献 2には、生体組織に当接される凹部を有する当接手段と、前記凹部 内の一部より検出光を出射する検出光出射手段と、前記凹部内の他の一部に設けら れ、前記検出光が入射される検出光入射手段とを備え、前記当接手段と前記生体組 織とが当接した状態で、前記検出光は前記凹部にはまりこんだ前記生体組織を通過 した後に前記検出光入射手段に入射することを特徴とする生体情報検出用接触子（ 光学測定装置）が記載されている。この接触子は、生体の表面と光センサとの密着性 を改善して測定精度を向上させることを意図して提案されているものである。
特許文献 1：特開平 11-178799号公報
特許文献 2：国際公開第 01/58355号パンフレット
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0007] し力しながら、上記のような従来の光学測定方法および光学測定装置は、以下のよ うな問題点を有していた。まず、 ATR素子を用いる従来の方法では、エバネッセント 波の生体へ浸入する深さ dはおよそ数式（1)：
[0008] [数 1]
Figure imgf000004_0001
：浸入深さ
真空中の波長
：第 1媒質の屈折率
:第 2媒質の屈折率
^第 1媒質から第 2媒質への入射角
[0009] で求められることが知られている。
数式（1)において、えは、光の波長、 Θは入射角度、 ηは結晶の屈折率、 ηは結
1 2 晶に接触する媒体の屈折率である、
ここで、一例として、光の波長を 10 μ mとし、 ATRプリズムとして ZnSe結晶（屈折率 約 2. 0)を用い、入射角度を 45度、周りの媒体を水 (屈折率約 1. 3)とした場合につ いて、浸入深さ dを計算すると、数式（1)より、 d=5. 7 / mが得られる。生体について 計算すると、生体の屈折率は約 1. 3〜1. 5程度であるから、数式（1)において n2= 1. 41のとき、 d=29 / mが得られ、数十ミクロン程度の表面とその近傍の状態に関 する情報が得られることが分かる。
[0010] また、エバネッセント波の電場は、エバネッセント波の届く深さに応じて指数関数的 に減衰していくことが知られている。したがって、得られる信号は、大半が、浅い部分 にある角質層や唾液の信号である。角質層や唾液には生体の情報は存在しなレヽた め、これらの信号中には、生体の情報は非常に少ないと考えられる。
そのうえ、唾液の厚さや角質層の厚さは、測定ごとに変化すると考えられる。唾液の 厚さや角質層の厚さが変化することによって、生体組織を通る光路長が変化する。生 体組織を通る光の光路長が変化することによって、生体組織による光の吸収量が測 定ごとに生体情報とは異なる原因で変化する。以上の 2点から、 ATR素子を用いる 方法での測定は非常に困難であると考えられる。
差替え用紙 [0011] また、上記特許文献 1に記載の方法では、形成された溝部や凹部に生体組織を接 触させることによって生体組織を隆起させ、光ファイバを利用して生体組織に導光す る。光ファイバを用いることで、生体組織の測定したい部位を選択的に測定すること が可能になる。
一方、光ファイバを用いるとアセンブリが非常に困難になり、また、 10 /z m帯の中赤 外光を利用する際に用いることのできる光ファイバ用材料は少ない。かかる材料とし ては、例えば、塩ィ匕銀 '臭化銀ファイノ 、 KRS— 5ファイバや中空ファイバなどが挙げ られる。
[0012] 塩ィ匕銀 ·臭化銀ファイバは、耐湿性が非常に悪ぐ空気中で利用すると、空気中の 水分を吸収して利用できない状態になる。 KRS— 5ファイバは、毒性が非常に強ぐ 生体に接触させて利用しな 、ことが好ま 、。
また、中空ファイバは、中赤外光を効率よく導波させることが可能であるが、中空部 に中赤外光を導波させるために必要な各種薄膜を形成する必要があり、極細化が非 常に困難である。
[0013] また、特許文献 1および 2に記載の方法においては、上記溝部および凹部の谷部 の底はそれぞれ寸法的に非常に小さくなり、上記谷部まで生体組織が入り込まなくな る。そのため、溝部および凹部の谷の底部での生体組織の密着度が低下してしまう。 一方、溝部および凹部の山部においては、それぞれ生体組織が大きく変形させら れ、生体組織は溝部および凹部の形状に正確に追従して変形することはできな 、。 そのため、溝部および凹部の山部においても密着度が低下してしまう。
[0014] ここで、溝部および凹部の山部とは、光学素子を横力も見て、生体組織が最初に溝 部および凹部と接触する溝部間および凹部間の先端 (リブ)部分をいい、谷部とは、 溝部および凹部にぉ 、て生体組織から遠 、部分に相当する最遠部を 、う。
また、密着度が低下するということは、光学素子と生体組織との間に空気、唾液、汗 または涙などの生体組織と異なる物質が介在することにより、生体組織と介在物質と の間で光が反射したり、散乱したりし、また、生体組織を透過した光の光路長が介在 物質が存在することによって変化し、その結果、測定に悪影響を与える状態であるこ とを意味する。よって、密着度は生体組織の光吸収に大きく影響し、密着度が悪化す ると誤差も大きくなる。したがって、上記のような従来の方法での測定は、非常に困難 である。
[0015] 上記の事情に鑑み、本発明は、高精度で安定的かつ容易に、生体などの被検試 料中の体液成分を非侵襲的に測定することができる生体情報測定用光学素子、およ びそれを用いる生体情報測定装置を提供することを目的とする。
課題を解決するための手段
[0016] 上記の課題を解決すベぐ本発明は、
光入射面と、生体に接し前記生体を隆起させる溝部を有する接触面と、光出射面と を有し、前記光入射面から入射した光を前記生体に照射し、前記生体により吸収 '散 乱された光を受光するとともに前記光出射面から外部に出射し、前記生体の情報を 光学的に測定するための光学素子であって、
前記溝部に光透過制御手段が設けられ、
前記光透過制御手段は、前記溝部の谷部の底部から、前記溝部の前記光入射面 側および Zまたは前記光出射面側の壁面の少なくとも一部に形成されている生体情 報測定用光学素子を提供する。
[0017] 前記光透過制御手段は、前記溝部、前記光入射面および前記光出射面を除く部 分にさらに設けられてもよい。また、前記光透過制御手段は、少なくとも前記溝部の 山部に設けられて 、るのが好まし 、。
なお、溝部の山部とは、光学素子を横力も見て、生体組織が最初に溝部と接触す る溝部間の先端 (リブ)部分をいい、谷部とは、溝部において生体組織力も遠い部分 に相当する最遠部をいう。
[0018] 前記光透過制御手段は、光吸収体、光散乱体または光反射体により形成すること ができ、単層膜および多層膜の 、ずれで構成されて 、てもよ 、。
さらに、本発明は、光源と、上記光学素子と、前記光学素子から出射された光を検 出する光検出器と、前記光検出器により得られた情報を演算する演算部とを具備す る生体情報測定装置にも関する。
発明の効果
[0019] 上記のような構成によれば、上記溝部の谷部の底が寸法的に非常に小さくなつて 上記谷部まで生体組織が入り込まなくなったり、溝部間の山部にぉ 、て生体組織が 大きく変形させられたりして、生体組織と溝部との密着性が低下したとしても、密着性 の高い部分だけに確実に光を入射させ、かつ、少なくとも密着性の高い部分からの 光を確実に出射させることができる。よって、本発明の光学素子を用いれば、高精度 で安定的かつ容易に、生体などの被検試料中の体液成分を非侵襲的に測定するこ とがでさる。
すなわち、本発明によれば、溝部を有する光学素子を含む生体情報測定装置にお いて、密着度不全の影響を緩和し、安定かつ容易に、被検試料中の標的成分の濃 度を測定することができる。
図面の簡単な説明
[図 1]本発明の一実施の形態に係る生体情報測定用光学素子を示す斜視図である。
[図 2]図 1における溝部 10と生体組織 20とが接する部分を上下逆にして拡大した断 面図である。
[図 3]図 1における溝部 10と生体組織 20とが接する部分を上下逆にして拡大した別 の断面図である。
[図 4]図 1における溝部 10と生体組織 20とが接する部分を上下逆にして拡大したさら に別の断面図である。
[図 5]本発明の他の実施の形態に係る生体情報測定用光学素子の構成を示す斜視 図である。
[図 6]溝部 10と生体組織 20とが接する部分を上下逆にして拡大したさらに別の断面 図である。
[図 7]本発明のさらに別の実施の形態に係る生体情報測定用光学素子の溝部 10と 生体組織 20とが接する部分を上下逆にして拡大した断面図である。
[図 8]本発明のさらに別の実施の形態に係る生体情報測定用光学素子の構成を示 す斜視図である。
[図 9]本発明のさらに別の実施の形態に係る生体情報測定用光学素子の溝部 10と 生体組織 20とが接する部分の断面図である。
[図 10]本発明の一実施の形態に係る生体情報測定装置の概略図である。 発明を実施するための最良の形態
[0021] 以下において、光入射面と、生体組織に接し生体を隆起させる溝部を有する接触 面と、光出射面とを有し、さらに前記溝部に光透過制御手段を具備する本発明に係 る生体情報測定用光学素子の実施の形態を、図面に参照しながら詳細に説明する。 なお、以下の説明では、同一又は相当部分には同一符号を付し、重複する説明は 省略することもある。また、以下の実施の形態は本発明の一例であり、本発明を限定 するものではない。
《実施の形態 1》
図 1は、本発明の一実施の形態に係る生体情報測定用光学素子を示す斜視図で ある。また、図 2は、溝部 10と生体組織 20とが接する部分を上下逆にして拡大した断 面図である。図 1に示すように、本実施の形態に係る生体情報測定用光学素子 100 は、溝部 10を有する。
溝部 10において、生体情報測定用光学素子 100を横から見たときに生体組織 20 に最初に接触する部分が山部 18であり、溝部 10の底の方が谷部 19である。
[0022] 本実施の形態において、測定する光の波長は、 2. 5ミクロン以上の中赤外領域の 光であるとする。光 16は、光入射面 15から入射される。入射された光 16は、図 2に示 すように、溝部 10で一旦生体情報測定用光学素子 100から出射される。
出射された光 16は、溝部 10に接触した生体組織 20で屈折し、生体組織 20を透過 し、生体組織 20と溝部 10の界面で再び屈折し、生体情報測定用光学素子 100に入 射する。
[0023] 生体情報測定用光学素子 100に入射した光 16は光出射面 17より出射される。ここ で、本実施の形態において、生体組織 20は皮膚であり、皮膚の最外面には角質層 1 2が存在する。また、角質層 12の下部には顆粒層（図示せず)が細胞 1一 2層分程度 存在し、顆粒層の下部は有棘層 13、有棘層 13の下層には、基底層（図示せず)およ び真皮 14が存在する。
生体情報の測定において、角質層 12はいわゆる「死細胞」であるため、測定の妨 害要素となり、そのため、角質層 12を測定しないことが好ましい。有棘層 13、さらに は、真皮 14を測定することが、細胞が生命活動を営んでいることを考慮すると好まし い。
[0024] つぎに、図 2を用いて、溝部 10と生体組織 20の界面における光の動きを詳細に説 明する。溝部 10に生体組織 20を接触させると、図 2に示すように、角質層 12および 有棘層 13、真皮 14が溝部 10に入り込む。これらのうち角質層 12は、上述のようにい わゆる「死細胞」であるため、生体の体液成分を測定する際に妨害層として働く。 また、上述のように溝部 10の谷部 19の底の部分は、寸法的に非常に小さくなり、生 体組織 20が完全に溝部 10に入り込まず、密着度は悪くなる。さらに、山部 18におい ても、生体組織 20が溝部 10により大きく変形させられるが、溝部の形状に正確には 追従できず、密着度が悪くなる。
[0025] そこで、本発明に係る生体情報測定用光学素子においては、この密着度が不十分 な部位を塞ぐように光透過制御手段 11を設ける。
ここで、光透過制御手段 11を設ける領域について説明する。測定波長が中赤外領 域である場合、光が生体中を透過できる距離は、約 100ミクロン程度となる。したがつ て、溝部 10の開口部の長さは 100ミクロン程度に設定することが好ましい。このとき、 溝部 10の谷部 19に関しては、図 2に示すように、溝部 10の谷部 19の底部から、各 溝部 10の光入射面側の壁面に沿って少なくとも 10 μ mにわたつて光透過制御手段 11を形成することが、角質層 12の厚さを考慮すると好ま U、。
[0026] また、図 3に示すように、各溝部 10の光入射面側の壁面にカ卩えて、谷部 19の底部 力も各溝部 10の光出射面側の壁面にも沿って少なくとも 10 mにわたつて光透過 制御手段 11を形成することも好まし 、。
さらに、密着度が不完全な部位をできるだけ少なくするという観点から、前記光透過 制御手段 11は 30 μ m以上にわたって形成するのが好ま 、。
[0027] カロえて、溝部 10の山部 18に光透過制御手段 11を設けるのも好ましい。この場合は 、図 4に示すように、山部 18の先端部から溝部 10の壁面に沿って少なくとも 5 mに またって設けることが好ましい。この山部 18においては、光入射面側の壁面と光出射 面側の壁面のいずれか一方、または両方に光透過制御手段 11を設けることができる このように光透過制御手段 11を設けることにより、光 16は、光透過制御手段 11が 設けられていない部分を透過する。これにより、生体情報が含まれている有棘層 13、 さらには、有棘層 13よりも生体情報が多く含まれる真皮 14を主に測定することができ 、また、密着度が不十分な領域を透過する光 16を光透過制御手段 11により低減さ せ得るため、安定かつ容易に生体情報を測定することができる。
[0028] ここで、本発明における光透過制御手段 11とは、光を吸収、反射、散乱、干渉およ び Zまたは回折させることにより、光学素子から生体組織への光路を制御し、例えば 生体組織と光学素子との密着度が不十分な角質層のみしか存在しない部位や、測 定することが好ましくない部分に光を透過させないものである。したがって、光透過制 御手段 11は、光を完全に遮蔽するものであっても、また、光を減衰させるものであつ ても構わない。
例えば、光 16としては波長が 10 m程度の赤外光を用いることができ、光透過制 御手段 11としては光吸収体である SiOなどを用いることができる。
2
[0029] 《実施の形態 2》
本実施の形態において、測定する光の波長は、 2. 5ミクロン未満の近赤外領域の 光であるとする。本実施の形態は、実施の形態 1と比較して、溝部 10の寸法および光 透過制御手段 11の長さ（すなわち、光透過制御手段 11を形成する部分の長さ）が異 なる。
測定波長が近赤外領域である場合、光が生体中を透過できる距離は、約 2mm程 度となる。したがって、溝部 10の開口部の長さは 2mm程度に設定することが好まし い。このとき、溝部 10の谷部 19においては、図 2に示すように、溝部 10の谷部 19の 底部から、各溝部 10の光入射面側の壁面に沿って少なくとも 100 mにわたつて光 透過制御手段 11を形成することが、好ましい。
[0030] また、図 3に示すように、各溝部 10の光入射面側の壁面にカ卩えて、谷部 19の底部 力も各溝部 10の光出射面側の壁面にも沿って少なくとも 100 mにわたつて光透過 制御手段 11を形成することも好まし 、。
さらに、密着度が不完全な部位をできるだけ少なくするという観点から、前記光透過 制御手段 11は 300 μ m以上にわたって形成するのが好ましい。
[0031] カロえて、溝部 10の山部 18に光透過制御手段 11を設けるのも好ましい。この場合は 、図 4に示すように、山部 18の先端部力も溝部 10の壁面に沿って少なくとも 50 m にまたって設けることが好ましい。この山部 18においては、光入射面側の壁面と光出 射面側の壁面のいずれか一方、または両方に光透過制御手段 11を設けることがで きる。
このように光透過制御手段 11を設けることにより、光 16は、光透過制御手段 11が 設けられていない部分を透過する。これにより、生体情報が含まれている有棘層 13、 さらには、有棘層 13よりも生体情報が多く含まれる真皮 14を主に測定することができ 、また、密着度が不十分な領域を透過する光 15を光透過制御手段 11により低減さ せ得るため、安定かつ容易に生体情報を測定することができる。
[0032] ここで、本発明における光透過制御手段 11とは、光を吸収、反射、散乱、干渉およ び Zまたは回折させることにより、光学素子から生体組織への光路を制御し、例えば 生体組織と光学素子との密着度が不十分な角質層のみしか存在しない部位や、測 定することが好ましくな 、部分に光を透過させな 、ものである。
したがって、光透過制御手段 11は、光を完全に遮蔽するものであっても、また、光 を減衰させるものであっても構わな 、。
[0033] 《実施の形態 3》
図 5は、本発明の他の実施の形態に係る生体情報測定用光学素子の構成を示す 斜視図である。図 5に示す生体情報測定用光学素子 100は、溝部 10、光入射面 15 および光出射面 17を除く部分に光透過制御手段 11 'を有する。すなわち、図 5にお いてハッチングで示すように、生体情報測定用光学素子 100の溝部 10、光入射面 1 5および光出射面 17を除く全面に、光透過制御手段 11 'を設ける。
なお、溝部 10には、図 2— 4のいずれかに示すものと同様に光透過制御手段 11が 設けられている。
[0034] 光 16が溝部 10に入射する際、溝部 10より生体情報測定用光学素子 100から外に 出射する透過光と、再び生体情報測定用光学素子 100中に戻る反射光 21とが存在 する（図 6参照)。この反射光 21は、生体情報測定用光学素子 100内で様々な面で 反射を繰り返す。
この反射光 21の中には、再び生体組織 20に入射して光出射面 17から出射する光 が存在する。この反射光 21が生体組織 20によって吸収され、吸収された反射光が 検出されると誤差の原因になる。
[0035] したがって、図 5に示すように、溝部 10と角質層 12の界面によって反射した反射光 21を、光入射面 15、光出射面 17、溝部 10以外の面に設けた光透過制御手段 11 ' によって減衰させる。
このようにすることによって、前述した密着度の不十分さによる誤差要因、角質層 12 のみを透過した誤差要因に加え、反射光 21による誤差要因も低減することができる。
[0036] 《実施の形態 4》
つぎに、図 7は、本発明のさらに別の実施の形態に係る生体情報測定用光学素子 の溝部 10と生体組織 20とが接する部分を上下逆にして拡大した断面図である。図 7 に示す生体情報測定用光学素子 100は、溝部 10の光入射面側の壁面にのみ光透 過制御手段 11を有する。
この場合、光透過制御手段 11を反射体で構成すると、光透過制御手段 11を光入 射面側の壁面だけに設けても光をほぼ 100%に近い反射率で反射させることができ る。
[0037] この場合、上記実施の形態 2と同様に、光入射面 15、光出射面 17および溝部 10 以外の全面に光透過制御手段 11 'を設けることが好ま 、。光透過制御手段 11によ つて反射された光が、溝部 10と光入射面 15と光出射面 17以外の面に設けられた光 透過制御手段 11 'によって除去され、測定に影響しないためである。
また、溝部 10に設ける光透過制御手段 11に、光反射体以外のものを利用した場 合でも、光透過制御手段 11としての性能が充分な場合には、溝部 10の壁面の一方 にのみ光透過制御手段 11を設けてもょ 、。
また、実施の形態 1から 4まで、溝部 10が複数ある場合について、説明したが、溝 部 10は、図 8に示したとおり、単数でもよい。
[0038] 《実施の形態 5》
上記実施の形態の光学素子 100は、図 1に示すように溝部 10が略 V字型の形状を 有しているが、本実施の形態における溝部は、例えば図 9に示すように凹型の形状を 有する溝部を有している。この場合、凹型の溝部 10の側面 31に谷部 19から光透過 制御手段 11を設ければょ 、。
このような構成によれば、上記溝部 10の谷部の底が寸法的に小さくなり過ぎず上記 谷部まで生体組織が入り込み易い。また、溝部のエッジ部分において生体組織が変 形しても、生体組織と溝部との密着性が十分に保持される。よって、本実施の形態の 光学素子を用いれば、高精度で安定的かつ容易に、生体などの被検試料中の体液 成分を非侵襲的に測定することができる。
[0039] 《実施の形態 6》
図 10に、本発明の一実施の形態に係る生体情報測定装置の概略図を示す。図 10 に示すように、本発明の生体情報測定装置は、光源 41、生体情報測定用光学素子 100、光検出器 42、演算部 43、および光源 41と生体情報測定用光学素子 100との 間に設けられた分光器 (図示せず)で構成される。
前記分光器としては、例えばグレーティングを用いた分光装置やフーリエ変換分光 装置などが挙げられる。
[0040] つぎに、図 10を用いてこの生体情報測定装置の動作について説明する。光源 41 より発光された光 16は、生体情報測定用光学素子 100に入射する。生体情報測定 用光学素子 100に入射された光 16は、溝部 10に接触した生体組織 20を透過 ·散乱 し、生体情報測定用光学素子 100より出射される。生体情報測定用光学素子 100よ り出射された光は、光検出器 42によって検出され、演算部 43により、生体情報を算 出する。
[0041] ここで、光源 41としては、測定対象である測定成分の吸収波長の光を発するもので あればよぐ例えば LED、ハロゲン光源、半導体レーザ、 SiCを棒状に焼結したグロ ーバ光源、 COレーザおよびタングステン灯などが挙げられる。
2
グノレコースのように、波数 1033cm— 1080cm— 1などの中赤外域と、 1一 2. 5 m の近赤外域に吸収ピークがあるような物質を測定する場合、中赤外光で測定する際 には、比較的広い波長範囲をカバーすることができ、 10 m程度の長波長領域でも 良好に発光するという観点から、グローバ光源を用いるのが好ましい。また、近赤外 光を測定する場合はハロゲン光源が好まし 、。
[0042] また、生体情報測定用光学素子 100の材料としては、測定に利用する光の波長に 応じて当該分野で公知のものを用いることができる。例えば、シリコン、ゲルマニウム、
SiC、ダイアモンド、 ZnSe、 ZnS、溶融石英、フッ化カルシウムおよび KrSなどが挙 げられる。
ここで、グルコースのように、波数 1033cm— 1080cm— 1などの中赤外域と、 1—2. 5 mの近赤外域に吸収ピークがあるような物質を測定する場合、中赤外域では約 9 一 10 mの赤外波長で透過率が高いという観点から、シリコンまたはゲルマニウムで あって、ホウ素やリンなどの不純物含有量が小さぐ抵抗率が 100 Ω cm以上のもの が好ましい。
さらに抵抗率が 1500 Ω cm以上のものがさらに好ましい。近赤外域の場合には、シ リコンであって、抵抗率が 100 Ω cm以上のものが好ましぐ抵抗率が 1500 Ω cm以 上のものがさらに好ましい。また、フッ化カルシウムや溶融石英などであってもよい。
[0043] 光検出器 42としては、当該分野で公知のものを特に限定なしに用いることができる 。例えば、中赤外域の場合は、 MCT検出器 (水銀、テルル、カドミウムの混晶）、焦電 センサ、 DTGS検出器、サーミスタ、サーモパイルおよびゴーレイセルなどが挙げら れる。また、近赤外域の場合は、 PbS検出器、 InSb検出器、 PbSe検出器および InG aAs検出器などが挙げられる。
演算部 43としては、特に限定しないが、マイクロプロセッサ、あるいは、コンピュータ であることが好ましい。
[0044] つぎに、光透過制御手段 11の構成についてさらに詳細に説明する。
光透過制御手段 11は、当該分野で公知のものを特に制限無く利用することができ る。例えば、光吸収体で構成して光を吸収するものであってもよぐ光散乱体で構成 して光を散乱させることによって光検出手段に入射する光の確率を減らすものであつ てもよい。また、光反射体であってもよい。また、光透過制御手段 11は単層膜で構成 されていても、多層膜で構成されていてもよい。
[0045] なかでも、光吸収体を適切な厚さの単層膜で形成、もしくは、多層膜で形成すると、 膜内で光を多重干渉し、効率よく不要な光を吸収できるため好ましい。また、このとき の光吸収体 (膜)の材料としては、特に制限無く用いることができるが、例えば、 Cu、 Crゝ Mo、 Feゝ Niゝアモルファス Siゝ SiC、 Geゝ WSi、 Ti、 TiN、 Taゝ TiW、 Co、 SiG e、 TiSi、 CrSi、 MoSi、 FeSi、 NiSi、 CrN、 MoN、 SiO、 Al Oおよび TiOな
2 2 2 2 2 2 2 2 3 2 どが挙げられる。形成方法としては当該分野で公知の手法を特に限定なく利用でき る。例えば、化学気相成長法、プラズマ気相成長法、光 CVD法、真空蒸着法、液相 ェピキタシ一法、ゾルーゲル法、陽極酸化反応法、酸化還元法、レーザアブレーショ ン法等が挙げられる。
また、光吸収体からなる光透過制御手段を設ける場合は、生体情報測定用光学素 子 100の溝部 10にホウ素、リンなどを例えばイオン注入法などを用いてドープするこ とで不純物による吸収を持たせてもよい。この場合、光学素子の所定の部分に直接ド ープすればよい。
[0046] 光散乱体としては、当該分野で公知のものを特に限定なしに用いることができる。
例えば、溝部 10の光透過制御手段 11を設けたい部分のみ、ブラスト加工などで表 面を荒らし、光を散乱させるとよい。また、光散乱体と光吸収体の両方を用いて光透 過制御手段 11を構成してもよい。具体的には、ブラスト加工にて、表面を荒らし、光 散乱体を形成したあと、前記光吸収体を形成する手段を用いて光吸収体を形成する ことができる。
また、光反射体としては、当該分野で公知のものを特に限定することなく用いること ができる。例えば、アルミニウム、銀、金、銅等の金属で金属薄膜を形成することが挙 げられる。
なお、光入射面、溝部及び光出射面を除く光学素子の全面に光透過制御手段 11 'を設ける場合も同様である。
産業上の利用可能性
[0047] 以上説明したように、本発明の光学素子の構成によれば、溝部の谷部の底が寸法 的に非常に小さくなつて上記谷部まで生体組織が入り込まなくなったり、溝部間の山 部において生体組織が大きく変形させられたりして、生体組織と溝部との密着性が低 下したとしても、密着性の高い部分だけに確実に光を入射させ、かつ、少なくとも密 着性の高い部分力もの光を確実に出射させることができる。
したがって、本発明の光学素子を用いれば、高精度で安定的かつ容易に、生体な どの被検試料中の体液成分を非侵襲的に測定することができ、上記光学素子を含 む生体情報測定装置において、密着度不全の影響を緩和し、安定かつ容易に、被 検試料中の標的成分の濃度を測定することができる。よって、本発明は、医療用途で の体液成分の測定に有用である。

Claims

請求の範囲
[1] 光入射面と、生体に接し前記生体を隆起させる溝部を有する接触面と、光出射面と を有し、前記光入射面から入射した光を前記生体に照射し、前記生体により吸収 '散 乱された光を受光するとともに前記光出射面から外部に出射し、前記生体の情報を 光学的に測定するための光学素子であって、
前記溝部に光透過制御手段が設けられ、
前記光透過制御手段は、前記溝部の谷部の底部から、前記溝部の前記光入射面 側および Zまたは前記光出射面側の壁面の少なくとも一部に形成されている生体情 報測定用光学素子。
[2] 前記光透過制御手段が、前記溝部、前記光入射面および前記光出射面を除く部 分にさらに設けられている請求項 1記載の生体情報測定用光学素子。
[3] 前記光透過制御手段が、前記溝部の山部に設けられて 、る請求項 1記載の生体 情報測定用光学素子。
[4] 前記光透過制御手段が、光吸収体により形成されている請求項 1記載の生体情報 測定用光学素子。
[5] 前記光透過制御手段が、光散乱体により形成されている請求項 1記載の生体情報 測定用光学素子。
[6] 前記光透過制御手段が、光反射体により形成されている請求項 1記載の生体情報 測定用光学素子。
[7] 前記光透過制御手段が、単層膜で形成されている請求項 4一 6のいずれかに記載 の生体情報測定用光学素子。
[8] 前記光透過制御手段が、多層膜で形成されている請求項 4一 6のいずれか〖こ記載 の生体情報測定用光学素子。
[9] 光源と、請求項 1記載の光学素子と、前記光学素子から出射された光を検出する 光検出器と、前記光検出器により得られた情報を演算する演算部とを具備する生体 情報測定装置。
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