WO2015098047A1 - 生体情報測定装置 - Google Patents

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勝裕 佐藤
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ミツミ電機株式会社
勝裕 佐藤
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    • A61B2562/028—Microscale sensors, e.g. electromechanical sensors [MEMS]

Definitions

  • the present invention relates to a biological information measuring apparatus that non-invasively measures biological information such as blood glucose level using light.
  • This type of apparatus generally includes a first optical system that guides light from a light source to a measurement target, a second optical system that guides light reflected from the measurement target, and a reflection guided by the second optical system.
  • a spectroscopic optical system that splits the light; a light receiving element that receives the split light; and a reference signal optical system for obtaining a reference signal for calibration.
  • JP 2006-87913 A JP 2002-65465 A JP 2007-259967 A JP 2012-191969 A
  • the biological information measuring device as described above is made compact and portable, the user can measure the blood glucose level at any time, which is considered very convenient. Further, if the size is reduced, there is an advantage that it can be easily incorporated into other health care devices such as an existing body composition meter.
  • the light receiving element as the main component is composed of an array type sensor, and it is still insufficient in terms of miniaturization.
  • the present invention has been made in consideration of the above points, and provides a biological information measuring apparatus capable of downsizing the apparatus configuration without degrading measurement accuracy.
  • One aspect of the biological information measuring device of the present invention is: A light source; A first optical path for guiding light emitted from the light source to a measurement target; A second optical path for guiding reflected light reflected from the measurement object; A rotating diffraction grating that splits the reflected light guided from the second optical path; A light receiving element for receiving the spectrum from the rotating diffraction grating; In place of the measurement object, a reflecting member that reflects light incident from the first optical path and emits the light to the second optical path; It comprises.
  • the present invention it is possible to realize a biological information measuring apparatus capable of downsizing the apparatus configuration without reducing the measurement accuracy.
  • FIG. 1 Schematic which shows the whole structure of the biological information measuring device which concerns on embodiment Diagram for explaining diffraction operation of rotating diffraction grating
  • FIG. 1 A plan view showing an external configuration of a MEMS device provided with a rotating diffraction grating
  • the figure which shows the change of the magnitude
  • Sectional drawing which shows the structural example of a reflection member
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing the overall configuration of a biological information measuring apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the biological information measuring apparatus 100 irradiates the subject 10 with near-infrared light and analyzes the reflected light in order to noninvasively measure the blood glucose level of the subject 10 to be measured as biological information. It is like that.
  • the biological information measuring device 100 generates near-infrared rays by the light source 101.
  • the light source 101 includes an LED (Light-Emitting-Diode), a halogen lamp, or a xenon lamp.
  • the light from the light source 101 is condensed by the condenser lens 103 after passing through the pinhole 102.
  • the condensed light enters the light-emitting side optical fiber 105 from the light incident body 104.
  • One end of the light emission side optical fiber 105 is connected to the light incident body 104, while the other end of the light emission side optical fiber 105 is connected to the measurement probe 106.
  • the pinhole 102 is not essential and may be omitted.
  • the measurement probe 106 is provided at a position where the tip can contact the surface of the skin of the subject 10, or a position where the measurement probe 106 can face the skin in the very vicinity of the skin.
  • the light returning to the measurement probe 106 is emitted from the light emitting body 108 via the light receiving side optical fiber 107.
  • the light emitted from the light emitting body 108 is collimated by the lens system 109 and then enters the rotating diffraction grating 110.
  • the absorption intensity of near-infrared light in the body is greatly influenced by the presence of glucose, and thus the glucose concentration in the body, that is, the blood sugar level is measured by measuring the absorption intensity.
  • the rotating diffraction grating 110 rotates as indicated by an arrow a in the figure.
  • the incident surface of the rotary diffraction grating 110 is a mirror surface, and reflects incident light. That is, the rotating diffraction grating 110 rotates so that the incident angle on the mirror surface changes.
  • the light reflected by the rotating diffraction grating 110 passes through the slit 121 and then enters the photodetector (PD) 122.
  • the light reception signal obtained by photoelectric conversion by the PD 122 is output to the arithmetic unit 130 via the analog-digital conversion circuit (A / D conversion) 123.
  • the arithmetic device 130 is a device such as a personal computer or a smartphone having an analysis program, and obtains biological information such as a blood glucose level from the received light signal by executing the analysis program.
  • the optical system of the biological information measuring apparatus 100 is accommodated in the case 124.
  • An opening 125 for allowing light to pass between the measurement probe 106 and the subject 10 is formed at a position corresponding to the measurement probe 106 in the case 124.
  • the opening 125 is not essential and may be omitted.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the diffraction operation of the rotating diffraction grating 110.
  • the rotating diffraction grating 110 is in the rotational position as shown in FIG. 2A, the ⁇ 1 component is incident on the PD 122 by reflecting the ⁇ 1 component of the incident light in the direction of the slit 121.
  • the rotating diffraction grating 110 is in the rotational position as shown in FIG. 2B
  • the ⁇ 2 component is incident on the PD 122 by reflecting the ⁇ 2 component of the incident light in the direction of the slit 121.
  • the ⁇ 3 component is incident on the PD 122 by reflecting the ⁇ 3 component of the incident light in the direction of the slit 121.
  • the rotating diffraction grating 110 is configured to split incident light by inputting light having a wavelength corresponding to the rotation angle to the PD 122.
  • the photodetector (PD) 122 is not an array sensor but a single sensor as compared with the case where a fixed diffraction grating is used. It is possible to use a light receiving element having a light receiving surface. As a result, since the photodetector 122 having a simple configuration can be used, the cost can be reduced accordingly. Further, as compared with the case where a fixed diffraction grating is used, it is not necessary to provide a space for spectroscopy between the diffraction grating and the photodetector 122, so that the apparatus can be reduced in size accordingly.
  • a movable part of MEMS is a mirror surface, and a diffraction grating is formed on the mirror surface. That is, the rotating diffraction grating 110 has a grating formed on the mirror surface of the MEMS mirror.
  • FIG. 3 is a plan view showing an external configuration of the MEMS device 200 provided with the rotating diffraction grating 110.
  • the MEMS device 200 includes a drive unit 201 configured by a drive circuit, an actuator, and the like, a rotating diffraction grating 110, a fixed frame 202, a movable frame 203, and beam portions 204 and 205.
  • the drive unit 201 has a fixed frame 202 in addition to the function of driving the rotary diffraction grating 110, and serves as a base for the rotary diffraction grating 110.
  • the beam portion 204 is composed of two beams 204a and 204b.
  • the two beams 204 a and 204 b are provided so as to bridge the two opposing edge portions of the movable frame 203 and the fixed frame 202. Thereby, the movable frame 203 is suspended from the fixed frame 202 by the beams 204a and 204b.
  • the beam portion 205 includes two beams 205a and 205b.
  • the two beams 205 a and 205 b are provided so as to bridge the two opposing edges of the rotating diffraction grating 110 and the movable frame 203. Thereby, the rotary diffraction grating 110 is suspended from the movable frame 203 by the beams 205a and 205b.
  • the rotating diffraction grating 110 rotates when the beams 204 a and 204 b are driven by the driving unit 201. Specifically, the drive unit 201 alternately changes the left and right sides of the beams 204a and 204b in the front and back direction of the paper, so that the rotating diffraction grating 110 is driven to rotate within a predetermined angle range.
  • the rotating diffraction grating 110 is rotationally driven at a rotational speed of 1 to 2 [Hz].
  • the rotation speed is not limited to this.
  • the rotation speed may be selected according to the calculation speed of the calculation device 130 or the like.
  • a driving method for driving the rotary diffraction grating 110 a piezoelectric method, an electrostatic method, an electromagnetic driving method, or the like can be used.
  • the surface of the rotating diffraction grating 110 is a mirror surface, and a diffraction grating 111 is formed on the mirror surface.
  • the diffraction grating 111 is formed so as to be parallel to the rotation axes of the beams 204a and 204b.
  • the pitch of the diffraction grating 111 is 0.5 to 3 [ ⁇ m].
  • the depth of the diffraction grating 111 is 1.5 [ ⁇ m] or more. Accordingly, the rotating diffraction grating 110 can favorably disperse near-infrared rays by rotation.
  • the pitch and / or depth of the diffraction grating 111 may be selected according to the light.
  • the rotating diffraction grating 110 is also driven in a direction perpendicular to the mirror surface.
  • the beams 205a and 205b are simultaneously bent in the same front and back direction by the driving unit 201, so that the rotating diffraction grating 110 is driven in a direction perpendicular to the mirror surface.
  • high-frequency simple vibration is performed at several tens [KHz] in a direction perpendicular to the mirror surface.
  • FIGS. 4A and 4B show the change in the magnitude of the signal measured by the PD 122 when the rotational position of the rotating diffraction grating 110 is the same and the position of the rotating diffraction grating 110 is changed in the direction perpendicular to the mirror surface.
  • FIG. 4A and 4B show the change in the magnitude of the signal measured by the PD 122 when the rotational position of the rotating diffraction grating 110 is the same and the position of the rotating diffraction grating 110 is changed in the direction perpendicular to the mirror surface.
  • FIG. 4A and 4B shows the amount of light passing through the slit 121 changes, so that the amount of light incident on the PD 122 changes as shown in FIGS. 4A and 4B.
  • the chopper signal can be superimposed on the measurement signal, and the noise component can be removed by performing lock-in amplifier detection.
  • the rotating diffraction grating 110 may be rotated by driving the beams 205a and 205b. Specifically, when the beams 205a and 205b are twisted in the same direction, the rotary diffraction grating 110 is rotationally driven within a predetermined angular range.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining lock-in amplifier detection.
  • FIG. 5A shows an ideal spectral spectrum without noise.
  • FIG. 5B noises of various frequencies are superimposed on the actual measurement signal.
  • FIG. 5C shows a spectrum when the rotating diffraction grating 110 is subjected to a single high frequency vibration at a frequency f 0 in a direction perpendicular to the mirror surface.
  • the chopper signal having the frequency f 0 is superimposed on the measured signal.
  • FIG. 5D shows the measurement signal after lock-in amplifier detection. Can be taken out only a signal of frequency f 0 as a DC signal (A in FIG. 5C, B). Thus, the frequency of the signals other than f 0 is removed as noise.
  • the measurement light is dispersed by rotating the rotary diffraction grating 110, and the S / N of the measurement signal is obtained by causing the rotary diffraction grating 110 to vibrate at a high frequency in a direction perpendicular to the mirror surface.
  • the rotary diffraction grating 110 is driven biaxially in the rotation direction and in the direction perpendicular to the mirror surface.
  • the biological information measuring apparatus 100 includes a movable reflective member 140.
  • the reflecting member 140 is for obtaining a reference signal for calibration.
  • calibration is performed by subtracting a reference signal acquired in advance from a measurement signal in the arithmetic unit 130, thereby removing noise components caused by optical path characteristics included in the measurement signal. It is to be.
  • the reflection member 140 When obtaining the reference signal, the reflection member 140 is moved to a position facing the tip of the measurement probe 106 as shown in FIG. 6A, and reflects the light emitted from the measurement probe 106 to reflect the measurement probe 106. Return to. On the other hand, when obtaining the measurement signal, the reflecting member 140 retracts from the position facing the tip of the measurement probe 106 as shown in FIG. 6B. Although omitted in FIGS. 6 and 1, a sliding mechanism such as a VCM or a stepping motor may be provided in order to move the reflecting member 140.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view showing a configuration example of the reflecting member 140.
  • FIG. 7A shows an example in which the main body 141 is made of resin or the like, and the metal film 142 is formed on the reflecting surface by plating or vapor deposition.
  • FIG. 7B shows an example in which the main body 143 is made of aluminum, stainless steel, or the like, and the diffuse reflection surface 144 is formed by forming irregularities such as satin on the reflection surface.
  • the diffuse reflection surface 144 has a roughness approximate to the reflectance of the skin surface. By doing so, it is possible to include noise due to the skin surface in the reference signal in a pseudo manner.
  • the optical path for obtaining the measurement signal and the optical path for obtaining the reference signal are common, the optical path for obtaining the reference signal is compared with the case where it is provided separately from the optical path of the measurement signal.
  • the apparatus configuration can be simplified and downsized.
  • the reference signal of the optical path common to the measurement signal can be obtained, the accuracy of calibration can be improved.
  • the reflection member 140 When the measurement is not performed, the reflection member 140 is moved to a position that closes the opening 125 formed at a position corresponding to the measurement probe 106, thereby preventing dust from entering the optical system. That is, the reflective member 140 functions not only as a reference signal but also as a lid that closes the opening 125. As a result, the number of parts can be reduced as compared with the case where a dedicated lid is provided.
  • the number of parts and the required space of the spectroscopic optical system can be reduced by separating the reflected light from the subject 10 using the rotating diffraction grating 110.
  • an optical path for obtaining a measurement signal by providing a reflection member 140 that reflects the light incident from the measurement probe 106 and emits the light to the measurement probe 106;
  • the optical path for obtaining the reference signal can be shared, the required space can be reduced, and the calibration accuracy can be improved.
  • the spectroscopic optical system and the reference signal optical system can be reduced in size without degrading the measurement accuracy.
  • the biological information measuring device 100 having a small device configuration can be realized without reducing the measurement accuracy.
  • the rotating diffraction grating 110 is realized by forming the diffraction grating on the MEMS mirror, the rotating diffraction grating 110 can be reduced in size and compared with a case where the rotating diffraction grating 110 is realized by attaching the diffraction grating to an actuator such as a galvanometer. A low-cost rotating diffraction grating 110 can be realized.
  • the MEMS mirror can be easily created by a so-called wafer process, it can be produced at low cost. Furthermore, since the diffraction grating 111 can be easily formed by directly forming the diffraction grating 111 on the MEMS mirror by a wafer process, an increase in cost can be suppressed. Further, since the diffraction grating is formed directly on the mirror, assembly is not necessary. However, the diffraction grating 111 may be formed by a process different from the manufacturing process of the MEMS mirror and may be attached to the MEMS mirror.
  • the first optical path that guides the light emitted from the light source 101 to the measurement target and the second optical path that guides the reflected light reflected from the measurement target are connected to the optical fibers 105 and 107.
  • the present invention is not limited to this, and may be realized by a spatial optical system without using the optical fibers 105 and 107.
  • the biological information measuring device according to the present invention may be used for measuring biological information other than blood glucose level. It can.
  • the light source 101 generates ultraviolet rays having a wavelength of 300 to 400 [ ⁇ m] and irradiates the subject 10 with the ultraviolet rays, the state of the skin surface of the subject 10 can be measured.
  • the present invention can be applied to a biological information measuring apparatus that non-invasively measures biological information.
  • DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Subject 100 Biological information measuring device 101 Light source 102 Pinhole 103 Condensing lens 104 Light incident body 105 Light emission side optical fiber 106 Probe for measurement 107 Light reception side optical fiber 108 Light emitting body 109 Lens system 110 Rotating diffraction grating 111 Diffraction grating 121 Slit 122 Photodetector (PD) 123 Analog-digital conversion circuit (AD conversion) 124 Case 125 Opening 130 Arithmetic unit 140 Reflective member 141, 143 Main body 142 Metal film 144 Diffuse reflective surface 200 MEMS device 201 Drive unit 202 Fixed frame 203 Movable frame 204, 205 Beam portion 204a, 204b, 205a, 205b Beam

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Abstract

　測定精度が低下せずに、装置構成が小型化の生体情報測定装置を提供する。回転回折格子１１０を用いて測定対象１０からの反射光を分光したことにより、分光光学系の部品点数及び所要スペースを削減できる。また、測定対象１０に代わって、測定用プローブ１０６から入射された光を反射して測定用プローブ１０６へと出射する反射部材１４０を設けたことにより、測定信号を得るための光学経路と、リファレンス信号を得るための光学経路とを共通化でき、所要スペースを削減できると共に、キャリブレーションの精度を向上させることができる。この結果、測定精度を低下させずに、特に、分光光学系及びリファレンス信号用光学系を小型化できる。

Description

生体情報測定装置
　本発明は、光を用いて血糖値などの生体情報を非侵襲的に測定する生体情報測定装置に関する。
　従来、近赤外線を検体（人体）に照射し、検体からの反射光を分析することで、血糖値を非侵襲的に測定する装置がある。この種の装置は、例えば特許文献１～４に開示されている。
　この種の装置は、一般に、光源からの光を測定対象に導く第１の光学系と、測定対象から反射される光を導く第２の光学系と、第２の光学系により導かれた反射光を分光する分光光学系と、分光された光を受光する受光素子と、キャリブレーション用のリファレンス信号を得るためのリファレンス信号用光学系と、を有する。
特開２００６－８７９１３号公報 特開２００２－６５４６５号公報 特開２００７－２５９９６７号公報 特開２０１２－１９１９６９号公報
　ところで、上述したような生体情報測定装置を小型化して携帯できるようにすれば、ユーザーはいつでも血糖値を測定できるので、非常に便利であると考えられる。また、小型化すれば、既存の体組成計などの他の健康管理器具にも容易に組み込むことができるようになるといった利点もある。
　しかしながら、上述したような従来の生体情報測定装置においては、主要部品の受光素子がアレイ型センサにより構成されていることもあり、小型化の点で未だ不十分であった。
　本発明は、以上の点を考慮してなされたものであり、測定精度を低下させずに、装置構成を小型化し得る生体情報測定装置を提供する。
　本発明の生体情報測定装置の一つの態様は、
　光源と、
　前記光源から照射される光を測定対象に導く第１の光学経路と、
　前記測定対象から反射される反射光を導く第２の光学経路と、
　前記第２の光学経路より導かれた反射光を分光する回転回折格子と、
　前記回転回折格子からの分光を受光する受光素子と、
　前記測定対象に代わって、前記第１の光学経路から入射された光を反射して前記第２の光学経路へと出射する反射部材と、
　を具備する。
　本発明によれば、測定精度を低下させずに、装置構成を小型化し得る生体情報測定装置を実現できる。
実施の形態に係る生体情報測定装置の全体構成を示す概略図 回転回折格子の回折動作の説明に供する図 回転回折格子が設けられたＭＥＭＳデバイスの外観構成を示す平面図 回転回折格子の回転位置が同じで、ミラー面と垂直な方向に回転回折格子の位置を変えた場合の、フォトディテクター（ＰＤ）によって測定される信号の大きさの変化を示す図 ロックインアンプ検波の説明に供する図 反射部材の移動の説明に供する図 反射部材の構成例を示す断面図
　以下、本発明の実施の形態について、図面を参照して詳細に説明する。
　図１は、本発明の実施の形態に係る生体情報測定装置の全体構成を示す概略図である。生体情報測定装置１００は、測定対象である被検者１０の血糖値を生体情報として非侵襲的に測定するために、被検者１０に近赤外光を照射し、その反射光を解析するようになっている。
　生体情報測定装置１００は、光源１０１によって近赤外線を発生する。光源１０１は、ＬＥＤ（Light Emitting Diode）、ハロゲンランプ又はキセノンランプによって構成されている。光源１０１からの光は、ピンホール１０２を通過した後に、集光レンズ１０３によって集光される。集光された光は、光入射体１０４から発光側光ファイバー１０５に入射する。発光側光ファイバー１０５の一端は光入射体１０４に接続されている一方、発光側光ファイバー１０５の他端は測定用プローブ１０６に接続されている。なお、ピンホール１０２は必須ではなく無くてもよい。
　測定用プローブ１０６は、被検者１０の皮膚の表面に先端が接触できる位置、又は皮膚の極近傍で皮膚に対向できる位置に設けられている。発光側光ファイバー１０５及び測定用プローブ１０６を介して被検者１０に照射された近赤外光は、被検者１０の体内に侵入し反射されて測定用プローブ１０６に戻る。測定用プローブ１０６に戻った光は、受光側光ファイバー１０７を介して光出射体１０８から出射する。光出射体１０８から出射した光は、レンズ系１０９によってコリメート光とされた後に、回転回折格子１１０に入射される。
　なお、近赤外光を用いた血糖値などの生体情報の測定原理は公知なので、ここでの詳しい説明は省略する。簡単に述べると、体内における近赤外光の吸収強度はグルコースの存在により大きな影響を受けるので、その吸収強度を測定することにより体内のグルコース濃度すなわち血糖値を測定する。
　回転回折格子１１０は、図中の矢印ａで示すように回転する。回転回折格子１１０の入射面はミラー面とされており、入射した光を反射する。つまり、回転回折格子１１０は、ミラー面への入射角が変化するように回転する。回転回折格子１１０により反射された光は、スリット１２１を通過した後に、フォトディテクター（ＰＤ）１２２に入射する。ＰＤ１２２による光電変換により得られた受光信号は、アナログディジタル変換回路（Ａ／Ｄ変換）１２３を介して演算装置１３０に出力される。演算装置１３０は、解析プログラムを有する、パーソナルコンピュータやスマートフォンなどの装置であり、解析プログラムを実行することにより、受光信号から血糖値などの生体情報を求める。
　なお、生体情報測定装置１００の光学系は、ケース１２４内に収容されている。ケース１２４のうち、測定用プローブ１０６に対応する位置には、測定用プローブ１０６と被検者１０との間で光を通過させるための開口１２５が形成されている。なお、開口１２５は必須では無く無くてもよい。
　図２は、回転回折格子１１０の回折動作の説明に供する図である。回転回折格子１１０は、図２Ａに示すような回転位置にあるときに、スリット１２１の方向に入射光のλ１成分を反射することにより、ＰＤ１２２にλ１成分を入射させる。また、回転回折格子１１０は、図２Ｂに示すような回転位置にあるときに、スリット１２１の方向に入射光のλ２成分を反射することにより、ＰＤ１２２にλ２成分を入射させる。さらに、図２Ｃに示すような回転位置にあるときに、スリット１２１の方向に入射光のλ３成分を反射することにより、ＰＤ１２２にλ３成分を入射させる。このように、回転回折格子１１０は、回転角度に応じた波長の光をＰＤ１２２に入力させることにより、入射光を分光するようになっている。
　本実施の形態では、回転回折格子１１０を用いて分光を行うようにしたことにより、固定型の回折格子を用いる場合と比較して、フォトディテクター（ＰＤ）１２２として、アレイセンサーではなく、単一の受光面からなる受光素子を用いることができるようになる。この結果、構成の簡単なフォトディテクター１２２を用いることができるので、その分だけ低コスト化できる。また、固定型の回折格子を用いる場合と比較して、回折格子とフォトディテクター１２２との間に分光のためのスペースを配する必要がないので、その分だけ装置を小型化できる。
　ここで、本実施の形態の回転回折格子１１０は、ＭＥＭＳ（Micro Electro Mechanical System）の可動部分がミラー面とされ、このミラー面に回折格子が形成されている。すなわち、回転回折格子１１０は、ＭＥＭＳミラーのミラー面にグレーティングが形成されている。
　図３は、回転回折格子１１０が設けられたＭＥＭＳデバイス２００の外観構成を示す平面図である。ＭＥＭＳデバイス２００は、駆動回路やアクチュエーターなどから構成される駆動部２０１と、回転回折格子１１０と、固定フレーム２０２、可動フレーム２０３、梁部２０４、２０５と、を有する。駆動部２０１は、回転回折格子１１０を駆動する機能に加えて、固定フレーム２０２を有しており回転回折格子１１０の基台としての役割をもっている。梁部２０４は、２つの梁２０４ａ、２０４ｂから構成されている。この２つの梁２０４ａ、２０４ｂは、可動フレーム２０３の対向する２つの縁部と固定フレーム２０２とを架け渡すように設けられている。これにより、可動フレーム２０３は、梁２０４ａ、２０４ｂによって固定フレーム２０２に懸架された状態となっている。また梁部２０５は、２つの梁２０５ａ、２０５ｂから構成されている。この２つの梁２０５ａ、２０５ｂは、回転回折格子１１０の対向する２つの縁部と可動フレーム２０３とを架け渡すように設けられている。これにより、回転回折格子１１０は、梁２０５ａ、２０５ｂによって可動フレーム２０３に懸架された状態となっている。
　回転回折格子１１０は、駆動部２０１によって梁２０４ａ、２０４ｂが駆動されることにより回転する。具体的には、駆動部２０１によって梁２０４ａ、２０４ｂの左右が互い違いに紙面表裏方向に変化されることにより、回転回折格子１１０が所定の角度範囲内で回転駆動される。因みに、回転回折格子１１０は、１～２［Ｈｚ］の回転速度で回転駆動される。ただし、回転速度はこれに限らない。回転速度は、演算装置１３０の演算速度などに応じて選定すればよい。回転回折格子１１０を駆動させるための駆動方式としては、圧電方式、静電方式、電磁駆動方式などを用いることができる。
　回転回折格子１１０の表面は、ミラー面となっており、さらにミラー面には回折格子１１１が形成されている。回折格子１１１は、梁２０４ａ、２０４ｂの回転軸と平行するように形成されている。本実施の形態の場合、回折格子１１１のピッチは、０．５～３［μｍ］である。また、回折格子１１１の深さは、１．５［μｍ］以上である。これにより、回転回折格子１１０は、回転により、近赤外線を良好に分光できるようになる。近赤外線以外の光を用いて測定を行う場合には、その光に応じて回折格子１１１のピッチ及び又は深さを選択すればよい。
　さらに、本実施の形態の場合、図４に示すように、回転回折格子１１０をミラー面と垂直な方向にも駆動するようになっている。具体的には、駆動部２０１によって梁２０５ａ、２０５ｂが同時に同じ紙面表裏方向に撓むことにより、回転回折格子１１０がミラー面と垂直な方向に駆動される。例えば、ミラー面と垂直な方向に数１０［ＫＨｚ］で高周波単振動させる。図４Ａ及び図４Ｂは、回転回折格子１１０の回転位置が同じで、ミラー面と垂直な方向に回転回折格子１１０の位置を変えた場合の、ＰＤ１２２によって測定される信号の大きさの変化を示す図である。回転位置が同じでも、ミラー面と垂直な方向の位置を変えると、スリット１２１を通過する光量が変わるので、ＰＤ１２２に入射する光量が図４Ａ、図４Ｂに示すように変化する。これにより、測定信号にチョッパー信号を重畳させることができ、ロックインアンプ検波を行うことでノイズ成分を除去できるようになる。この結果、Ｓ／Ｎが向上した信号を得ることができ、分析精度が向上する。なお、回転回折格子１１０は、梁２０５ａ、２０５ｂが駆動されることにより回転するようにしてもよい。具体的には、梁２０５ａ、２０５ｂが同じ方向にねじれることにより、回転回折格子１１０が所定の角度範囲内で回転駆動される。
　図５は、ロックインアンプ検波の説明に供する図である。図５Ａはノイズのない理想的な分光スペクトルを示す。現実の測定信号には、図５Ｂに示すように様々な周波数のノイズが重畳される。図５Ｃは、回転回折格子１１０をミラー面と垂直な方向に周波数ｆ０で高周波単振動させたときの分光スペクトルを示す。図５Ｃのように、測定信号には周波数ｆ０のチョッパー信号が重畳される。図５Ｄはロックインアンプ検波後の測定信号を示す。周波数ｆ０の信号のみを直流信号として取り出すことができる（図５Ｃ中のＡ、Ｂ）。これにより、ｆ０以外の周波数の信号はノイズとして除去される。
　このように、本実施の形態では、回転回折格子１１０を回転させることにより測定光を分光するとともに、回転回折格子１１０をミラー面と垂直な方向に高周波単振動させることにより測定信号のＳ／Ｎを改善する。換言すると、回転回折格子１１０を、回転方向と、ミラー面に垂直な方向に、２軸駆動する。
　かかる構成に加えて、本実施の形態の生体情報測定装置１００は、可動式の反射部材１４０を有する。反射部材１４０は、キャリブレーション用のリファレンス信号を得るためのものである。キャリブレーションとは、よく知られているように、演算装置１３０において、測定信号から予め取得しておいたリファレンス信号を減算することで、測定信号に含まれる光学経路特性に起因するノイズ成分を除去することである。
　反射部材１４０はリファレンス信号を得る際には、図６Ａに示すように、測定用プローブ１０６の先端に対向する位置に移動され、測定用プローブ１０６から出射される光を反射して測定用プローブ１０６に戻す。これに対して、反射部材１４０は測定信号を得る際には、図６Ｂに示すように、測定用プローブ１０６の先端に対向する位置から退避する。なお、図６及び図１では、省略してあるが、反射部材１４０を移動させるためには、例えばＶＣＭやステッピングモータなどのスライド機構を設ければよい。
　図７は、反射部材１４０の構成例を示す断面図である。図７Ａは、本体１４１を樹脂などで構成し、反射面にメッキや蒸着により金属膜１４２を形成した例である。図７Ｂは、本体１４３をアルミやステンレスなどで構成し、反射面に梨地などの凹凸を形成することにより拡散反射面１４４を形成した例である。この拡散反射面１４４は、皮膚の表面の反射率に近似した粗さとされている。このようにすることで、リファレンス信号に擬似的に皮膚の表面によるノイズも含めることができるようになる。
　本実施の形態のような反射部材１４０を設けること、次のような効果を得ることができる。
　（ｉ）測定信号を得るための光学経路と、リファレンス信号を得るための光学経路とが共通となるので、リファレンス信号を得るための光学経路を測定信号の光学経路と別個に設ける場合と比較して、装置構成を簡単化及び小型化できる。また、測定信号と共通の光学経路のリファレンス信号を得ることができるので、キャリブレーションの精度を向上させることができる。
　（ｉｉ）反射部材１４０の反射面を皮膚の表面の反射率に近い拡散反射面１４４（図７Ｂ）としたことにより、キャリブレーションにより測定信号からリファレンス信号を減算したときに、光学経路によるノイズに加えて、皮膚の表面によるノイズも除去できるようになるので、キャリブレーションの精度を向上させることができる。
　（ｉｉｉ）測定時以外には、反射部材１４０を、測定用プローブ１０６に対応する位置に形成された開口１２５を塞ぐ位置に移動させることにより、光学系へのダストの進入を防ぐことができる。つまり、反射部材１４０は、リファレンス信号の取得以外にも、開口１２５を塞ぐ蓋としても機能する。この結果、専用の蓋を設ける場合と比較して、部品点数を少なくできる。
　以上説明したように、本実施の形態によれば、回転回折格子１１０を用いて被検者１０からの反射光を分光したことにより、分光光学系の部品点数及び所要スペースを削減できる。また、被検者１０に代わって、測定用プローブ１０６から入射された光を反射して測定用プローブ１０６へと出射する反射部材１４０を設けたことにより、測定信号を得るための光学経路と、リファレンス信号を得るための光学経路とを共通化でき、所要スペースを削減できると共に、キャリブレーションの精度を向上させることができる。この結果、測定精度が低下せずに、特に、分光光学系及びリファレンス信号用光学系を小型化できる。かくして、測定精度を低下させずに、装置構成が小型の生体情報測定装置１００を実現できる。
　また、ＭＥＭＳミラーに回折格子を形成することで回転回折格子１１０を実現したことにより、例えばガルバノメーターのようなアクチュエーターに回折格子を取り付けて回転回折格子１１０を実現する場合と比較して、小型及び低コストの回転回折格子１１０を実現できる。
　ここで、ＭＥＭＳミラーは、いわゆるウェハープロセスによって容易に作成できるため、低コストで作成できる。さらに、ウェハープロセスによってＭＥＭＳミラー上に回折格子１１１を直接形成することにより、回折格子１１１を容易に形成できるので、コストの増加を抑えることができる。また、ミラー上に直接回折格子を形成するので、組み立ても不要である。ただし、ＭＥＭＳミラーの製造プロセスとは別プロセスで回折格子１１１を形成し、それをＭＥＭＳミラーに貼り付けてもよい。
　なお、上述の実施の形態では、光源１０１から照射される光を測定対象に導く第１の光学経路と、測定対象から反射される反射光を導く第２の光学経路と、を光ファイバー１０５、１０７を用いて構成した場合について述べたが、本発明はこれに限らず、光ファイバー１０５、１０７を用いずに空間光学系によって実現してもよい。
　また、上述の実施の形態では、本発明による生体情報測定装置を血糖値の測定に用いた場合について述べたが、本発明による生体情報測定装置は血糖値以外の生体情報の測定に用いることもできる。例えば、光源１０１にて波長３００～４００［μｍ］帯の紫外線を生成し、これを被検者１０に照射すれば、被検者１０の皮膚表面の状態を測定することができる。
　上述の実施の形態は、本発明を実施するにあたっての具体化の一例を示したものに過ぎず、これらによって本発明の技術的範囲が限定的に解釈されてはならないものである。すなわち、本発明はその要旨、またはその主要な特徴から逸脱することなく、様々な形で実施することができる。
　２０１３年１２月２７日出願の特願２０１３－２７２９６４の日本出願に含まれる明細書、図面および要約書の開示内容は、すべて本願に援用される。
　本発明は、生体情報を非侵襲的に測定する生体情報測定装置に適用し得る。
　１０　被検者
　１００　生体情報測定装置
　１０１　光源
　１０２　ピンホール
　１０３　集光レンズ
　１０４　光入射体
　１０５　発光側光ファイバー
　１０６　測定用プローブ
　１０７　受光側光ファイバー
　１０８　光出射体
　１０９　レンズ系
　１１０　回転回折格子
　１１１　回折格子
　１２１　スリット
　１２２　フォトディテクター（ＰＤ）
　１２３　アナログディジタル変換回路（ＡＤ変換）
　１２４　ケース
　１２５　開口
　１３０　演算装置
　１４０　反射部材
　１４１、１４３　本体
　１４２　金属膜
　１４４　拡散反射面
　２００　ＭＥＭＳデバイス
　２０１　駆動部
　２０２　固定フレーム
　２０３　可動フレーム
　２０４、２０５　梁部
　２０４ａ、２０４ｂ、２０５ａ、２０５ｂ　梁

Claims (6)

  1. 　光源と、
    　前記光源から照射される光を測定対象に導く第１の光学経路と、
    　前記測定対象から反射される反射光を導く第２の光学経路と、
    　前記第２の光学経路より導かれた反射光を分光する回転回折格子と、
    　前記回転回折格子からの分光を受光する受光素子と、
    　前記測定対象に代わって、前記第１の光学経路から入射された光を反射して前記第２の光学経路へと出射する反射部材と、
    　を具備する生体情報測定装置。
  2. 　前記回転回折格子は、
    　ＭＥＭＳ（Micro Electro Mechanical System）ミラーと、
    　前記ＭＥＭＳミラーのミラー面に形成された回折格子と、
    　を有する請求項１に記載の生体情報測定装置。
  3. 　前記回転回折格子は、
    　前記第２の光学経路より導かれた反射光の前記ミラー面への入射角が変化するように回転すると共に、前記ミラー面に対して垂直方向に振動する、
    　請求項２に記載の生体情報測定装置。
  4. 　前記反射部材の反射面は、皮膚表面の反射率に近似するよう処理がされている、
    　請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の生体情報測定装置。
  5. 　前記第１の光学経路と、前記第２の光学経路との間には、前記第１の光学経路からの光を前記測定対象の方向に出射すると共に、前記測定対象から反射される反射光を前記第２の光学経路に入射させる測定用プローブが設けられ、
    　前記反射部材は、前記測定用プローブから出射される光を反射して前記測定用プローブに入射させる位置に設けられている、
    　請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の生体情報測定装置。
  6. 　前記生体情報測定装置の光学系が収容されるケースには、前記測定対象に前記光学系からの光を照射しかつ前記測定対象からの反射光を前記光学系に戻すための開口部が形成されており、
    　前記反射部材は、測定時には前記開口部から退避した位置に移動して前記開口部を開口状態とし、測定時以外は前記開口部を塞ぐ位置に移動する、
    　請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の生体情報測定装置。
     
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