WO2018123369A1 - 生体物質測定装置 - Google Patents

生体物質測定装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2018123369A1
WO2018123369A1 PCT/JP2017/042023 JP2017042023W WO2018123369A1 WO 2018123369 A1 WO2018123369 A1 WO 2018123369A1 JP 2017042023 W JP2017042023 W JP 2017042023W WO 2018123369 A1 WO2018123369 A1 WO 2018123369A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
wavelength
infrared light
light
infrared
biological material
Prior art date
Application number
PCT/JP2017/042023
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
弘介 篠原
健太郎 榎
浩一 秋山
新平 小川
大介 藤澤
Original Assignee
三菱電機株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 三菱電機株式会社 filed Critical 三菱電機株式会社
Priority to DE112017006565.8T priority Critical patent/DE112017006565B4/de
Priority to JP2018558912A priority patent/JP6548838B2/ja
Priority to US16/341,501 priority patent/US11304635B2/en
Priority to CN201780075247.1A priority patent/CN110087541B/zh
Publication of WO2018123369A1 publication Critical patent/WO2018123369A1/ja

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/55—Specular reflectivity
    • G01N21/552—Attenuated total reflection
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0075—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence by spectroscopy, i.e. measuring spectra, e.g. Raman spectroscopy, infrared absorption spectroscopy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
    • G01J3/02—Details
    • G01J3/0205—Optical elements not provided otherwise, e.g. optical manifolds, diffusers, windows
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
    • G01J3/02—Details
    • G01J3/0205—Optical elements not provided otherwise, e.g. optical manifolds, diffusers, windows
    • G01J3/0208—Optical elements not provided otherwise, e.g. optical manifolds, diffusers, windows using focussing or collimating elements, e.g. lenses or mirrors; performing aberration correction
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
    • G01J3/02—Details
    • G01J3/0205—Optical elements not provided otherwise, e.g. optical manifolds, diffusers, windows
    • G01J3/021—Optical elements not provided otherwise, e.g. optical manifolds, diffusers, windows using plane or convex mirrors, parallel phase plates, or particular reflectors
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
    • G01J3/02—Details
    • G01J3/0205—Optical elements not provided otherwise, e.g. optical manifolds, diffusers, windows
    • G01J3/0218—Optical elements not provided otherwise, e.g. optical manifolds, diffusers, windows using optical fibers
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
    • G01J3/02—Details
    • G01J3/10—Arrangements of light sources specially adapted for spectrometry or colorimetry
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
    • G01J3/02—Details
    • G01J3/10—Arrangements of light sources specially adapted for spectrometry or colorimetry
    • G01J3/108—Arrangements of light sources specially adapted for spectrometry or colorimetry for measurement in the infrared range
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
    • G01J3/28—Investigating the spectrum
    • G01J3/42—Absorption spectrometry; Double beam spectrometry; Flicker spectrometry; Reflection spectrometry
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
    • G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
    • G01N21/35—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
    • G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
    • G01N21/35—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light
    • G01N21/359—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light using near infrared light
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
    • G01N21/49—Scattering, i.e. diffuse reflection within a body or fluid
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0233—Special features of optical sensors or probes classified in A61B5/00
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/028—Microscale sensors, e.g. electromechanical sensors [MEMS]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/04—Arrangements of multiple sensors of the same type
    • A61B2562/046—Arrangements of multiple sensors of the same type in a matrix array
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
    • G01J3/02—Details
    • G01J3/10—Arrangements of light sources specially adapted for spectrometry or colorimetry
    • G01J2003/102—Plural sources
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
    • G01J3/02—Details
    • G01J3/10—Arrangements of light sources specially adapted for spectrometry or colorimetry
    • G01J2003/102—Plural sources
    • G01J2003/104—Monochromatic plural sources
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
    • G01J3/02—Details
    • G01J3/10—Arrangements of light sources specially adapted for spectrometry or colorimetry
    • G01J2003/102—Plural sources
    • G01J2003/106—Plural sources the two sources being alternating or selectable, e.g. in two ranges or line:continuum
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
    • G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
    • G01N21/35—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light
    • G01N2021/3595—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light using FTIR
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2201/00—Features of devices classified in G01N21/00
    • G01N2201/10—Scanning
    • G01N2201/105—Purely optical scan
    • G01N2201/1056—Prism scan, diasporameter

Definitions

  • the present invention relates to a biological material measuring device, and more particularly to a biological material measuring device that measures biological materials such as sugar existing in a living body using infrared light.
  • the SN ratio is improved by measurement using an ATR (Attenuated Total Reflection) prism.
  • the infrared light propagating through the ATR prism repeats total reflection at the interface between the skin to be measured and the ATR prism.
  • Evanescent light is generated at the totally reflecting boundary surface and enters the skin to be measured. Since evanescent light is absorbed and scattered by water, sugar, and other biological materials, the intensity of infrared light propagating through the ATR prism is attenuated. Therefore, as the number of times of total reflection is increased, the intensity of propagating infrared light is attenuated.
  • Patent Document 1 measurement is performed only in the vicinity of the absorption wavelength of glucose, and correction is not performed in consideration of measurement errors caused by scattering of the living body.
  • an object of the present invention is to provide a biological material measuring apparatus that corrects detected infrared light in consideration of measurement errors caused by scattering of the living body.
  • the biological material measuring apparatus includes an infrared light source that emits infrared light including signal light, reference light, and correction light, an ATR prism that can be brought into close contact with a biological surface, and emitted from the ATR prism.
  • An infrared light detector for detecting the infrared light the spectrum of the detected infrared light is S ( ⁇ )
  • the intensity of the infrared light detected at the wavelength ⁇ 1 of the reference light is I1
  • the wavelength of the correction light is ⁇ 2.
  • the spectrum S ( ⁇ ) detected at the wavelength ⁇ of the signal light is corrected to S ′ ( ⁇ ) according to the following equations (B1) and (B2).
  • a control unit a control unit.
  • the control unit ) And (B2) when the intensity of the infrared light detected at the wavelength ⁇ 1 of the reference light is I1 and the intensity of the infrared light detected at the wavelength ⁇ 2 of the correction light is I2, the control unit ) And (B2), the spectrum S ( ⁇ ) detected at the wavelength ⁇ of the signal light is corrected to S ′ ( ⁇ ).
  • the detected infrared light is corrected in consideration of the measurement error due to the scattering of the living body, so that the biological substance can be measured with higher accuracy.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating an ATR prism 55.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating an infrared spectrum measured by an infrared light detector 58 in the first embodiment.
  • FIG. It is a figure showing the blood glucose level measuring apparatus of Embodiment 2.
  • FIG. It is a figure showing the infrared intensity measured by the infrared-light detector 58 in Embodiment 2.
  • FIG. 6 is a schematic diagram of a sensor array 1000 included in an infrared light detector 58 according to Embodiment 3.
  • FIG. It is a figure showing the structure of the infrared-light detector 58 of Embodiment 4.
  • FIG. 6 is a top view of a semiconductor optical device 100 in a fourth embodiment. It is a top view of the semiconductor optical element 100 of Embodiment 4 which abbreviate
  • FIG. FIG. 10 is a cross-sectional view of the semiconductor optical device 100 of FIG. 9 when viewed in the III-III direction.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating an absorber 10 included in a semiconductor optical device 100 according to a fourth embodiment.
  • FIG. 10 is a top view of a wavelength selection structure unit 11 according to a fifth embodiment.
  • FIG. 15 is a cross-sectional view of the wavelength selection structure portion 11 of FIG. 12 when viewed in the VV direction.
  • Embodiment 1 a blood glucose level will be described as an example of a biological material to be measured.
  • the measurement apparatus according to the present embodiment is not limited to the measurement of blood glucose level, and may be applied to the measurement of other biological materials. it can.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating a blood sugar level measuring apparatus according to the first embodiment.
  • This blood glucose level measuring device includes an infrared light source unit 51, a concave mirror 52, an optical fiber 53, an ATR prism 55, an optical fiber 56, a lens 57, an infrared light detector 58, and a control unit 60. Prepare.
  • the infrared light source unit 51 is configured by, for example, a Fourier infrared spectrometer or a wavelength tunable laser.
  • the infrared light emitted from the infrared light source unit 51 includes signal light, reference light having a wavelength ⁇ 1, and correction light having a wavelength ⁇ 2.
  • the concave mirror 52 condenses the infrared light emitted from the infrared light source unit 51 and sends it to the optical fiber 53.
  • the optical fiber 53 transmits infrared light.
  • the tip of the optical fiber 53 is connected to the ATR prism 55.
  • FIG. 2 is a diagram showing the ATR prism 55.
  • the incident infrared light 11a emitted from the optical fiber 53 is reflected by the end face 20 of the ATR prism 55, and becomes the propagation infrared light 11b.
  • the propagating infrared light 11b passes through the inside of the ATR prism 55 in contact with the living body surface 54 while repeating total reflection at the end surfaces 20a and 20b of the ATR prism 55.
  • the propagating infrared light 11b that has passed through the ATR prism 50 is reflected by the end face 20d of the ATR prism 55 to become radiant infrared light 11c.
  • the radiant infrared light 11 c is sent to the optical fiber 53.
  • One end of the optical fiber 56 is connected to the ATR prism 55 and receives infrared light emitted from the ATR prism 55.
  • the optical fiber 56 transmits infrared light.
  • the other end of the optical fiber 56 is connected to the lens 57.
  • the infrared light emitted from the optical fiber 56 is sent to the infrared light detector 58 through the lens 57.
  • the infrared light detector 58 detects infrared light emitted from the ATR prism 55 and incident via the optical fiber 56 and the lens 57.
  • FIG. 3 is a diagram showing an infrared spectrum measured by the infrared photodetector 58 in the first embodiment.
  • control unit 60 corrects the infrared spectrum S ( ⁇ ) detected at the wavelength ⁇ of the signal light to S ′ ( ⁇ ) according to the following equation.
  • the intensity of the infrared light detected at the wavelength ⁇ 1 of the reference light is I1. It is assumed that the intensity of infrared light detected at the wavelength ⁇ 2 of the correction light is I2.
  • the wavelength ⁇ 1 of the reference light is a wavelength at which the absorption of the biological material to be measured is relatively large.
  • the wavelength ⁇ 1 of the reference light is preferably a wavelength that is in the vicinity of the absorption peak of glucose and is not affected by the absorption of glucose.
  • it is desirable that the wavelength ⁇ 1 of the reference light is in a range of 8.0 to 10 ⁇ m and is not affected by glucose absorption.
  • the wavelength ⁇ 2 of the correction light is a wavelength in which the absorption of the biological substance to be measured is relatively small.
  • the wavelength ⁇ 2 of the correction light is desirably an infrared wavelength.
  • it is desirable that the wavelength ⁇ 2 of the correction light is 0.8 to 2.5 ⁇ m where absorption by water is small.
  • FIG. 4 shows a blood sugar level measuring apparatus according to the second embodiment.
  • the blood glucose level measuring apparatus is different from the blood sugar level measuring apparatus according to the first embodiment in an infrared light source unit 51 and a control unit 60.
  • the infrared light source unit 51 includes a signal light infrared light source 151 that emits signal light used for blood glucose level calculation, a reference light infrared light source 251 that emits reference light used as a background, and correction light. And an infrared light source 351 for correcting light.
  • the signal light infrared light source 151, the reference light infrared light source 251 and the correction light infrared light source 351 emit light of a specific wavelength.
  • the signal light infrared light source 151 is a quantum cascade laser that emits signal light having a single wavelength ⁇ 1.
  • the reference light infrared light source 251 is a quantum cascade laser that emits reference light having a single wavelength ⁇ 2.
  • the quantum cascade laser can oscillate in the mid-infrared region, is small in size, and has high output.
  • the infrared light source 351 for correction light is a semiconductor laser that emits correction light having a single wavelength ⁇ 3.
  • a semiconductor laser is used for optical communication and is inexpensive.
  • FIG. 5 is a diagram showing the infrared intensity measured by the infrared light detector 58 in the second embodiment.
  • the obtained result is not an infrared spectrum but an infrared light intensity.
  • control unit 60 corrects the intensity I1 of the infrared light detected at the wavelength ⁇ 1 of the signal light to I1 ′ according to the following equation.
  • the intensity of the infrared light detected at the wavelength ⁇ 2 of the reference light is I2.
  • the intensity of infrared light detected at the wavelength ⁇ 3 of the correction light is I3.
  • the wavelength ⁇ 1 of the signal light is a wavelength in which the absorption of the biological material to be measured is relatively large.
  • the wavelength ⁇ 1 of the signal light is desirably a wavelength that substantially matches one of the absorption peaks of glucose.
  • the wavelength ⁇ 2 of the reference light is a wavelength at which absorption of the biological material to be measured is relatively large.
  • the wavelength ⁇ 2 of the reference light is desirably a wavelength that is in the vicinity of the absorption peak of glucose and is not affected by the absorption of glucose.
  • it is desirable that the wavelength ⁇ 2 of the reference light is in a range of 8.0 to 10 ⁇ m and is not affected by glucose absorption.
  • the wavelength ⁇ 3 of the correction light is a wavelength in which the absorption of the biological substance to be measured is relatively small.
  • the wavelength ⁇ 3 of the correction light is desirably a wavelength in the near infrared region.
  • it is desirable that the wavelength ⁇ 3 of the correction light is 0.8 to 2.5 ⁇ m where absorption by water is small.
  • the signal light infrared light source 151 and the reference light infrared light source 251 may be a plurality of quantum cascade lasers that oscillate at wavelengths that substantially match a plurality of absorption peaks. Thereby, it becomes possible to measure a blood glucose level using a plurality of wavelengths, and further accuracy can be improved.
  • the signal light infrared light source 151 and the reference light infrared light source 251 may be a wavelength integrated element in which a plurality of quantum cascade lasers emitting single-wavelength infrared light are integrated. By using the wavelength integrated element, it is possible to downsize the apparatus and simplify the assembly of the apparatus.
  • the infrared light source unit 51 may be a quantum cascade laser that emits broadband light, a thermal light source that heats a filament by flowing current, or a plasmon or metamaterial light source that is provided with a periodic pattern in the heating unit.
  • the infrared light detector 58 may be configured to selectively detect a specific wavelength.
  • a thermal light source of a type that heats a filament by passing a current can control the temperature by the amount of current applied, and therefore, broadband infrared light is emitted according to black body radiation.
  • a plasmon or metamaterial light source provided with a periodic pattern in the heating part is a highly efficient light source because unnecessary radiation is suppressed because the radiation wavelength range is defined by the surface structure.
  • FIG. 6 is a schematic diagram of a sensor array 1000 included in the infrared light detector 58 of the third embodiment.
  • the sensor array 1000 includes uncooled infrared sensors (hereinafter also referred to as sensor pixels) 110, 120, 130, and 140 that detect light of different wavelengths.
  • Each of the sensor pixels 110, 120, 130, and 140 includes, for example, a wavelength selective absorber using plasmon resonance on the surface of the light receiving unit.
  • the wavelength selective absorber detects infrared light of a selected wavelength.
  • an infrared light detector 58 that includes an array of uncooled infrared sensors that detect only infrared light of a selected wavelength, a plurality of wavelengths can be measured at the same time, thus enabling measurement in a short time. .
  • the use of plasmon resonance eliminates the need for a spectral filter, thereby simplifying the configuration of the apparatus and reducing the cost. Further, in the infrared wavelength region, the wavelength selectivity is lowered due to the thermal radiation of the filter itself, but the wavelength selectivity is improved by using a plasmon structure in the light receiving part. As a result, it is possible to achieve high sensitivity for detecting extremely small amounts of components such as analysis of blood glucose levels.
  • the senor pixels 110, 120, 130, 140 of the infrared light detector 58 are ⁇ A, ⁇ B, Infrared light having a wavelength of ⁇ C and ⁇ D is detected.
  • an inexpensive photodetector used for optical communication may be used as the infrared photodetector for the wavelength of the correction light.
  • At least one of the wavelengths ⁇ A and ⁇ B corresponds to the wavelength of the biological material to be measured.
  • Infrared radiation from the external background and human body may also be incident on the infrared photodetector 58, but by setting the wavelengths ⁇ A, ⁇ B, and ⁇ C to values very close to each other, they are emitted from the background and the human body. Since the influence of infrared rays is almost equal, the influence of noise can be minimized.
  • the radiant infrared light may be chopped at a certain frequency using a chopper.
  • the detection sensitivity can be increased by driving the infrared light source 51 itself in pulses and chopping using the frequency.
  • An output with reduced noise may be obtained by Fourier-transforming the output signals from the sensor pixels 110, 120, 130, and 140 at the chopping frequency.
  • the detection wavelength can be adjusted by controlling only the surface periodic structure of the sensor pixel, it is possible to detect as many wavelengths as the number of the arrayed pixels.
  • the infrared light detector 58 As a method of an uncooled infrared sensor (thermal infrared sensor) used for the sensor pixel of the infrared light detector 58, there are a pyroelectric type, a bolometer, a thermopile, an SOI (silicon on insulator) type diode, and the like. Even if the method is different, the wavelength can be selected by using the plasmon resonance for the light receiving portion of the sensor, that is, the absorber. Therefore, this embodiment can be used as the infrared light detector 58 by any method regardless of the method of the uncooled infrared sensor.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating the configuration of the infrared light detector 58 according to the fourth embodiment.
  • the infrared light detector 58 is an integrated wavelength selective infrared sensor.
  • the infrared light detector 58 includes a sensor array 1000 and a detection circuit 1010.
  • the sensor array 1000 includes 9 ⁇ 6 pixels (semiconductor optical elements) 100 arranged in a matrix. On the substrate 1, 9 ⁇ 6 semiconductor optical devices 100 are arranged in a matrix (array) in the X-axis and Y-axis directions. Light enters from a direction parallel to the Z axis. That is, the infrared light detector 58 receives the infrared light emitted from the ATR prism 55 vertically.
  • the detection circuit 1010 is provided around the sensor array 1000.
  • the detection circuit 1010 detects an image by processing a signal detected by the semiconductor optical device 100.
  • the detection circuit 1010 does not need to detect an image when the detection wavelength is small, and may detect the output from each element.
  • FIG. 8 is a top view of the semiconductor optical device 100 according to the fourth embodiment. As shown in FIG. 8, the semiconductor optical device 100 includes an absorber 10.
  • FIG. 9 is a top view of the semiconductor optical device 100 according to the fourth embodiment in which the absorber 10 is omitted.
  • the protective film and the reflective film on the wiring are omitted for clarity.
  • 10 is a cross-sectional view (including the absorber 10) when the semiconductor optical device 100 of FIG. 9 is viewed in the III-III direction.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating the absorber 10 included in the semiconductor optical device 100 according to the fourth embodiment.
  • the semiconductor optical device 100 includes a substrate 1 made of, for example, silicon.
  • the substrate 1 is provided with a hollow portion 2.
  • a temperature detector 4 for detecting temperature is disposed on the hollow portion 2.
  • the temperature detector 4 is supported by two support legs 3.
  • the support leg 3 has a bridge shape bent in an L shape when viewed from above.
  • the support leg 3 includes a thin film metal wiring 6 and a dielectric film 16 that supports the thin film metal wiring 6.
  • the temperature detection unit 4 includes a detection film 5 and a thin film metal wiring 6.
  • the detection film 5 is made of a diode using crystalline silicon, for example.
  • the thin film metal wiring 6 is also provided on the support leg 3 and electrically connects the aluminum wiring 7 covered with the insulating film 12 and the detection film 5.
  • the thin film metal wiring 6 is made of, for example, a titanium alloy having a thickness of 100 nm.
  • the electrical signal output from the detection film 5 is transmitted to the aluminum wiring 7 through the thin film metal wiring 6 formed on the support leg 3, and is taken out by the detection circuit 1010 in FIG. Electrical connection between the thin-film metal wiring 6 and the detection film 5 and between the thin-film metal wiring 6 and the aluminum wiring 7 is performed via a conductor (not shown) extending in the vertical direction as necessary. May be.
  • the reflective film 8 that reflects infrared rays is disposed so as to cover the hollow portion 2. However, the reflective film 8 and the temperature detector 4 are arranged so as to cover at least a part of the support leg 3 in a state where they are not thermally connected.
  • a support column 9 is provided above the temperature detection unit 4 as shown in FIG.
  • the absorber 10 is supported on the support column 9. That is, the absorber 10 is connected by the temperature detection unit 4 and the support column 9. Since the absorber 10 is thermally connected to the temperature detector 4, the temperature change generated in the absorber 10 is transmitted to the temperature detector 4.
  • the absorber 10 is disposed above the reflective film 8 in a state where it is not thermally connected to the reflective film 8.
  • the absorber 10 spreads in a plate shape on the side so as to cover at least part of the reflective film 8. Therefore, as shown in FIG. 8, the semiconductor optical device 100 can see only the absorber 10 when viewed from above.
  • the absorber 10 may be formed directly on the temperature detection unit 4.
  • a wavelength selection structure 11 that selectively absorbs light having a certain wavelength is provided on the surface of the absorber 10 as shown in FIGS. Further, an absorption preventing film 13 for preventing light absorption from the back surface is provided on the back surface of the absorber 10, that is, on the support pillar 9 side. With this configuration, the absorber 10 can selectively absorb light having a certain wavelength. In addition, since light absorption may occur also in the wavelength selection structure unit 11, the absorber 10 including the wavelength selection structure unit 11 is used in the present embodiment.
  • the wavelength selection structure unit 11 has a structure using surface plasmons.
  • a metal periodic structure is provided on the light incident surface, surface plasmons are generated at a wavelength corresponding to the surface periodic structure, and light is absorbed. Therefore, the surface of the absorber 10 can be made of metal, and the wavelength selectivity of the absorber 10 can be controlled by the wavelength of incident light, the incident angle, and the periodic structure of the metal surface.
  • the phenomenon contributed by free electrons inside the metal film and the generation of the surface mode by the periodic structure are considered to be synonymous from the viewpoint of absorption, and without distinguishing both, surface plasmon, This is called surface plasmon resonance, or simply resonance.
  • surface plasmon resonance or simply resonance.
  • the configuration of the present embodiment is also effective for light having a wavelength range other than infrared light, for example, light having wavelengths in the visible, near infrared, and THz regions.
  • the wavelength selection structure portion 11 that selectively increases the absorption of light having a certain wavelength provided on the surface of the absorber 10 includes a metal film 42, a main body 43, and a recess 45.
  • the type of the metal film 42 provided on the surface of the absorber 10, that is, the outermost surface of the semiconductor optical device 100 that is a light receiving portion is selected from metals that cause surface plasmon resonance such as Au, Ag, Cu, Al, Ni, or Mo. Is done.
  • the metal film 42 may be a material that causes plasmon resonance, such as a metal nitride such as TiN, a metal boride, or a metal carbide.
  • the film thickness of the metal film 42 on the surface of the absorber 10 may be a thickness that does not transmit incident infrared light. With such a film thickness, only surface plasmon resonance on the surface of the absorber 10 affects absorption and emission of electromagnetic waves, and the material under the metal film 42 does not optically affect absorption or the like.
  • the skin effect depth ⁇ 1 is expressed by the following equation.
  • ⁇ 1 (2 / ⁇ ) 1/2 (5)
  • the film thickness ⁇ of the metal film 42 on the surface of the absorber 10 is at least twice as thick as ⁇ 1, that is, about several tens nm to several hundreds nm, the leakage of incident light to the lower part of the absorber 10 is Can be small enough.
  • the absorber composed of the surfaces of the silicon oxide main body 43 and the gold metal film 42 can have a smaller heat capacity than the absorber composed of only gold, and as a result, the response can be accelerated.
  • a method for producing the absorber 10 will be described. After a periodic structure is formed on the surface side of the main body 43 made of a dielectric or semiconductor using photolithography and dry etching, the metal film 42 is formed by sputtering or the like. Next, similarly, the metal film 42 is formed on the back surface after forming the periodic structure.
  • the diameter of the recess 45 is as small as about several ⁇ m, it is easier to manufacture the metal film 42 after forming the recess by etching the main body 43 than to directly etch the metal film 42 to form the recess. The process becomes easy. Further, since an expensive material such as Au or Ag is used for the metal film 42, the use amount of the metal can be reduced by using the dielectric or semiconductor body 43, and the cost can be reduced.
  • the absorption wavelength is about 8 ⁇ m.
  • the relationship between the absorption wavelength and emission wavelength of incident light and the period of the recess 45 is almost the same in the arrangement of a square lattice, a triangular lattice, etc., as long as it is a two-dimensional periodic structure. It is determined by the period of the recess 45. Considering the reciprocal lattice vector of the periodic structure, theoretically, in the square lattice arrangement, the absorption and emission wavelengths are almost equal to the period, whereas in the triangular lattice arrangement, the absorption and emission wavelengths are the period ⁇ ⁇ 3/2. However, since the absorption and emission wavelengths slightly change depending on the diameter d of the concave portion 45 in practice, it is considered that a wavelength substantially equal to the period is absorbed or emitted in either periodic structure.
  • the wavelength of the absorbed infrared light can be controlled by the period of the recess 45.
  • the period of the recess 45 is determined so that the wavelength absorbed by the absorber 10 matches the absorption wavelength of the biological material to be measured.
  • the diameter d of the recess 45 is desirably 1/2 or more of the period p.
  • the diameter d of the recess 45 is smaller than 1 ⁇ 2 of the period p, the resonance effect is reduced, and the absorption rate tends to decrease.
  • the resonance is a three-dimensional resonance in the recess 45, sufficient absorption may be obtained even if the diameter d is smaller than 1 ⁇ 2 of the period p. Therefore, the value of the diameter d with respect to the period p is Designed individually as appropriate. What is important is that the absorption wavelength is mainly controlled by the period p.
  • the absorber 10 has sufficient absorption characteristics, so that the design can be widened.
  • the absorbed light is independent of the depth h of the recess 45 and depends only on the period p. Therefore, the absorption wavelength and the emission wavelength do not depend on the depth h of the recess 45 shown in FIG.
  • the absorption of the absorber 10 having these concavo-convex structures is maximized in the case of normal incidence.
  • the absorption wavelength also changes. Therefore, the infrared light detector 58 is arranged so that infrared light is irradiated to the absorber 10 vertically.
  • FIG. 12 is a top view of the wavelength selection structure unit 11 according to the fifth embodiment.
  • FIG. 13 is a cross-sectional view of the wavelength selection structure 11 of FIG. 12 when viewed in the VV direction.
  • the wavelength selection structure 11 includes a metal thin film 14, an insulating film 18 on the metal thin film 14, and a metal patch 17 on the insulating film 18.
  • the metal thin film 14 is made of, for example, aluminum or gold.
  • the insulating film 18 is made of silicon oxide or the like.
  • the insulating film 18 is made of an insulator, a dielectric, or a semiconductor such as silicon or germanium.
  • the metal patch 17 is formed of a metal such as gold, silver, or aluminum.
  • the wavelength at which plasmon resonance occurs can be controlled by the size of the metal patch 17 (the dimensions in the x and y directions in FIG. 12). For this reason, the absorption wavelength can be selected by changing the size of the metal patch 17. Therefore, the size of the metal patch is determined so that the wavelength absorbed by the absorber 10 matches the absorption wavelength of the biological material to be measured. For example, as shown in FIG. 12, when the shape of the metal patch 17 is square, if the length of one side is 3 ⁇ m, the absorption wavelength is about 7.5 ⁇ m, and if the length of one side is 3.5 ⁇ m, The absorption wavelength is about 8.8 ⁇ m. In this case, the period of the metal patch 17 is determined to be larger than the absorption wavelength of the biological material to be measured and larger than one side of the metal patch 17. As a result, the period of the metal patch 17 can be made substantially unaffected by the absorption wavelength.
  • the absorber of the present embodiment it becomes possible to reduce the size of the pixel, so that the area of the infrared light detector 58 can be reduced when arrayed.
  • the absorption structure of the wavelength selection structure 11 of the present embodiment has no incident angle dependency, and the absorption wavelength does not change even when the incident angle is changed.
  • the metal patch 17 has a symmetrical shape and a two-dimensional periodic structure, there is no polarization dependency. Therefore, the allowable range for the installation angle of the infrared light detector 58 is widened. In the case of the portable type, there is a concern about the shift of the infrared light detector 58, so that the use of the absorption structure of the present embodiment has a remarkable effect that the portability is excellent.
  • the metal patches 17 are arranged in a matrix (two-dimensional) with a constant period, but may be arranged one-dimensionally.
  • polarization dependency occurs, but stray light can be removed by matching the arrangement direction with the polarization of the infrared light source. Therefore, the S / N ratio is improved, and the blood sugar level can be measured with higher accuracy.
  • one formed of graphene other than metal may be used.
  • the metal patch 17 is formed of graphene, the film thickness can be reduced to one atomic layer, so that the thermal time constant can be reduced and high-speed operation is possible.
  • a material that causes surface plasmon resonance may be used instead of the metal patch 17 as described above.
  • an insulator such as silicon oxide, a dielectric, or a semiconductor such as silicon or germanium may be used.
  • the material, the detection wavelength, the number of detection wavelengths, and the band of detection wavelengths can be controlled.

Abstract

制御部は、参照光の波長λ１において検出された赤外光の強度がＩ１、補正光の波長λ２において検出された赤外光の強度がＩ２のときに、以下の式に従って、信号光の波長λにおいて検出されたスペクトルＳ（λ）をＳ'（λ）に補正する。　Ｉ（λ）＝（Ｉ２－Ｉ１）×（λ－λ１）／（λ２－λ１）－Ｉ１　Ｓ'（λ）＝Ｓ（λ）－Ｉ（λ）

Description

生体物質測定装置
　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することができる赤外光を利用した測定が試みられているが、赤外光は水の吸収が強いため皮膚から深くまで到達することができない。このため、生体中の糖による吸収が小さくても血糖値を安定的にかつ高精度に検出する技術が求められている。
　このような要求に対し、たとえば、特許文献１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。
特開２０１５－１７３９３５号公報
　特許文献１では、グルコースの吸収波長付近のみで測定を行っており、生体の散乱に起因する測定誤差を考慮した補正を行っていない。
　それゆえに、本発明の目的は、生体の散乱に起因する測定誤差を考慮して、検出した赤外光を補正する生体物質測定装置を提供することである。
　本発明の生体物質測定装置は、信号光、参照光、および補正光を含む赤外光を放射する赤外光源部と、生体表面に密着させることが可能なＡＴＲプリズムと、ＡＴＲプリズムから出射された赤外光を検出する赤外光検出器と、検出された赤外光のスペクトルがＳ（λ）、参照光の波長λ１において検出された赤外光の強度がＩ１、補正光の波長λ２において検出された赤外光の強度がＩ２のときに、以下の式（Ｂ１）および（Ｂ２）に従って、信号光の波長λにおいて検出されたスペクトルＳ（λ）をＳ′（λ）に補正する制御部とを備える。
　Ｉ（λ）＝（Ｉ２－Ｉ１）×（λ－λ１）／（λ２－λ１）－Ｉ１…（Ｂ１）
　Ｓ’（λ）＝Ｓ（λ）－Ｉ（λ）…（Ｂ２）
　本発明によれば、制御部は、参照光の波長λ１において検出された赤外光の強度がＩ１、補正光の波長λ２において検出された赤外光の強度がＩ２のときに、式（Ｂ１）および（Ｂ２）に従って、信号光の波長λにおいて検出されたスペクトルＳ（λ）をＳ′（λ）に補正する。これによって、生体の散乱に起因する測定誤差を考慮して、検出された赤外光が補正されるので、より高精度に生体物質を測定することができる。
実施の形態１の血糖値測定装置を表わす図である。 ＡＴＲプリズム５５を表わす図である。 実施の形態１において赤外光検出器５８によって測定される赤外スペクトルを表わす図である。 実施の形態２の血糖値測定装置を表わす図である。 実施の形態２において赤外光検出器５８によって測定される赤外強度を表わす図である。 実施の形態３の赤外光検出器５８に含まれるセンサアレイ１０００の模式図である。 実施の形態４の赤外光検出器５８の構成を表わす図である。 実施の形態４の半導体光素子１００の上面図である。 吸収体１０を省略した実施の形態４の半導体光素子１００の上面図である。 図９の半導体光素子１００をIII－III方向に見た場合の断面図である。 実施の形態４の半導体光素子１００に含まれる吸収体１０を表わす図である。 実施の形態５の波長選択構造部１１の上面図である。 図１２の波長選択構造部１１をＶ－Ｖ方向に見た場合の断面図である。
　以下、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、測定対象の生体物質として血糖値を例に挙げて説明するが、本実施の形態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１の血糖値測定装置を表わす図である。
　この血糖値測定装置は、赤外光源部５１と、凹面鏡５２と、光ファイバ５３と、ＡＴＲプリズム５５と、光ファイバ５６と、レンズ５７と、赤外光検出器５８と、制御部６０とを備える。
　赤外光源部５１は、たとえばフーリエ赤外分光器または波長可変レーザによって構成される。赤外光源部５１から放射される赤外光は、信号光、波長λ１の参照光、および波長λ２の補正光を含む。
　凹面鏡５２は、赤外光源部５１から出射された赤外光を集光して、光ファイバ５３に送る。
　光ファイバ５３は、赤外光を伝送する。光ファイバ５３の先端は、ＡＴＲプリズム５５と接続する。
　ＡＴＲプリズム５５は、生体表面５４に密着可能である。
　図２は、ＡＴＲプリズム５５を表わす図である。
　光ファイバ５３から出射された入射赤外光１１ａは、ＡＴＲプリズム５５の端面２０で反射し、伝搬赤外光１１ｂとなる。伝搬赤外光１１ｂは、生体表面５４に接触したＡＴＲプリズム５５の内部を、ＡＴＲプリズム５５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５０内を透過した伝搬赤外光１１ｂは、ＡＴＲプリズム５５の端面２０ｄで反射し、放射赤外光１１ｃとなる。放射赤外光１１ｃは、光ファイバ５３に送られる。
　光ファイバ５６の一端は、ＡＴＲプリズム５５と接続し、ＡＴＲプリズム５５から出射される赤外光を受光する。光ファイバ５６は、赤外光を伝送する。光ファイバ５６の他端は、レンズ５７と接続する。
　光ファイバ５６から出射される赤外光は、レンズ５７を介して、赤外光検出器５８へ送られる。
　赤外光検出器５８は、ＡＴＲプリズム５５から出射され、光ファイバ５６およびレンズ５７を経由して入射される赤外光を検出する。
　図３は、実施の形態１において赤外光検出器５８によって測定される赤外スペクトルを表わす図である。
　図３に示す赤外スペクトルには、測定および生体に起因する雑音が存在する。たとえば生体中のグルコース以外の物質による光吸収、ＡＴＲプリズム５５の生体への押付圧力および接触角度、生体における光散乱光学系の不安定性が雑音の原因となりうる。
　制御部６０は、これらの雑音を除去するため、以下の式に従って、信号光の波長λにおいて検出された赤外スペクトルＳ（λ）をＳ′（λ）に補正する。
　参照光の波長λ１において検出された赤外光の強度をＩ１とする。
　補正光の波長λ２において検出された赤外光の強度とＩ２とする。
　Ｉ（λ）＝（Ｉ２－Ｉ１）×（λ－λ１）／（λ２－λ１）－Ｉ１…（１）
　Ｓ’（λ）＝Ｓ（λ）－Ｉ（λ）…（２）
　参照光は、バックグラウンドとして用いるため、参照光の波長λ１は、測定対象の生体物質の吸収が相対的に大きい波長である。参照光の波長λ１は、グルコースの吸収ピーク付近であって、かつグルコースの吸収に影響されない波長であることが望ましい。たとえば、参照光の波長λ１は、８．０～１０μｍの領域であって、かつグルコースの吸収に影響されない波長であることが望ましい。
　生体における光散乱の影響を除去するため、補正光の波長λ２は、測定対象の生体物質の吸収が相対的に小さい波長である。補正光の波長λ２は、赤外領域の波長であることが望ましい。たとえば、補正光の波長λ２は、水による吸収の小さい０．８～２．５μｍであることが望ましい。
　実施の形態２．
　図４は、実施の形態２の血糖値測定装置を表わす図である。
　実施の形態２の血糖値測定装置が、実施の形態１の血糖値測定装置と相違する点は、赤外光源部５１および制御部６０である。
　赤外光源部５１は、血糖値の算出に用いられる信号光を放射する信号光用赤外光源１５１と、バックグラントとして利用される参照光を放射する参照光用赤外光源２５１と、補正光を放射する補正光用赤外光源３５１とを備える。
　信号光用赤外光源１５１、参照光用赤外光源２５１、および補正光用赤外光源３５１は、特定波長の光を放射する。
　信号光用赤外光源１５１は、単一波長λ１の信号光を放射する量子カスケードレーザである。参照光用赤外光源２５１は、単一波長λ２の参照光を放射する量子カスケードレーザである。量子カスケードレーザは、中赤外領域で発振可能であり、小型、かつ高出力である。
　補正光用赤外光源３５１は、単一波長λ３の補正光を放射する半導体レーザある。半導体レーザは、光通信に用いられ、安価である。
　図５は、実施の形態２において赤外光検出器５８によって測定される赤外強度を表す図である。
　図５に示すように、特定波長の光を放射するレーザ光源を用いる場合、得られる結果は赤外スペクトルではなく赤外光強度となる。
　制御部６０は、これらの雑音を除去するため、以下の式に従って、信号光の波長λ１において検出された赤外光の強度Ｉ１をＩ１′に補正する。
　参照光の波長λ２において検出された赤外光の強度をＩ２とする。
　補正光の波長λ３において検出された赤外光の強度とＩ３とする。
　Ｉ（λ）＝（Ｉ３－Ｉ２）×（λ－λ２）／（λ３－λ２）－Ｉ２…（３）
　Ｉ１’＝Ｉ１－Ｉ（λ１）…（４）
　ここで、信号光の波長λ１は、測定対象の生体物質の吸収が相対的に大きい波長である。信号光の波長λ１はグルコースの吸収ピークのいずれかに略一致する波長であることが望ましい。たとえば８．０～１０μｍの領域であって、かつグルコースの吸収ピークのいずれかに略一致する波長であることが望ましい。
　参照光は、バックグラウンドとして用いるため、参照光の波長λ２は、測定対象の生体物質の吸収が相対的に大きい波長である。参照光の波長λ２は、グルコースの吸収ピーク付近であって、かつグルコースの吸収に影響されない波長であることが望ましい。たとえば、参照光の波長λ２は、８．０～１０μｍの領域であって、かつグルコースの吸収に影響されない波長であることが望ましい。
　生体における光散乱の影響を除去するため、補正光の波長λ３は、測定対象の生体物質の吸収が相対的に小さい波長である。補正光の波長λ３は、近赤外領域の波長であることが望ましい。たとえば、補正光の波長λ３は、水による吸収の小さい０．８～２．５μｍであることが望ましい。
　［実施の形態２の変形例１］
　信号光用赤外光源１５１および参照光用赤外光源２５１は、複数の吸収ピークに略一致する波長で発振する複数の量子カスケードレーザであってもよい。これにより、複数波長を用いて血糖値の測定をすることが可能になり、さらなる精度の向上が可能である。
　あるいは、信号光用赤外光源１５１および参照光用赤外光源２５１は、単一波長の赤外光を放射する複数の量子カスケードレーザが集積された波長集積素子であってもよい。波長集積素子を用いることにより装置の小型化と装置の組立の簡単化が可能となる。
　［実施の形態２の変形例２］
　赤外光源部５１には広帯域の光を放射する量子カスケードレーザ、フィラメントに電流を流して加熱するタイプの熱光源、加熱部に周期パターンを設けたプラズモンまたはメタマテリアル光源を用いてもよい。そして、赤外光検出器５８は、特定波長を選択的に検出する構成でもよい。フィラメントに電流を流して加熱するタイプの熱光源は、印加する電流の量によって温度が制御可能であるため、黒体放射に従った広帯域な赤外線が放射される。加熱部に周期パターンを設けたプラズモンまたはメタマテリアル光源は、放射波長域は表面構造で規定されるため不要な放射が抑制されるので、高効率な光源である。
　実施の形態３．
　図６は、実施の形態３の赤外光検出器５８に含まれるセンサアレイ１０００の模式図である。センサアレイ１０００は、それぞれ異なる波長の光を検出する非冷却赤外線センサ（以下、センサ画素ともいう）１１０，１２０，１３０，１４０によって構成される。
　センサ画素１１０，１２０，１３０，１４０は、それぞれ例えば受光部の表面にプラズモン共鳴を利用した波長選択型吸収体を含む。波長選択型吸収体は、選択した波長の赤外光を検出する。選択された波長の赤外光のみを検出する非冷却赤外線センサのアレイを含む赤外光検出器５８を用いることによって、複数の波長の測定を同時に行えるため、短時間での測定が可能となる。
　また、下記に示すように、プラズモン共鳴を利用することによって、分光フィルタが不要となるため、装置の構成が簡易化され、低コスト化が可能である。また、赤外波長域ではフィルタ自体の熱放射があるため波長選択性が低下することになるが、受光部にプラズモン構造を用いることによって波長選択性が向上する。これによって、血糖値の分析など極微量な成分を検出するための高感度化が達成できる。
　たとえば、信号光の波長をλＡ，λＢ、参照光の波長をλＣ、補正光の波長をλＤとしたとき、赤外光検出器５８のセンサ画素１１０，１２０，１３０，１４０が、λＡ，λＢ，λＣ，λＤの波長の赤外光を検出する。ただし、補正光の波長用の赤外光検出器には、光通信に用いられる安価な光検出器を用いてもよい。
　波長λＡおよびλＢのうち少なくとも１つが、測定対象の生体物質の波長に相当する。
　外部の背景および人体からの放射される赤外線も赤外光検出器５８に入射することがあるが、波長λＡ，λＢ，λＣを互いに非常に近い値に設定することによって、背景および人体から放射される赤外線の影響がほぼ等しくなるので、ノイズの影響を最小限にすることができる。
　また、このノイズを除外するために、放射赤外光をチョッパーを用いてある周波数でチョッピングしても良い。また、赤外光源部５１自体をパルス駆動させ、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もできる。センサ画素１１０，１２０，１３０，１４０からの出力信号を、チョッピング周波数でフーリエ変換することによってノイズを低減した出力が得られるものとしてもよい。
　なお、さらに検出する波長を増やす場合はセンサ画素を追加すればよい。センサ画素の表面周期構造のみを制御することによって、検出波長を調整することができるような場合には、アレイ化した画素の数だけの波長を検出することができる。
　以下、赤外光検出器５８の具体例について説明する。
　赤外光検出器５８のセンサ画素に用いられる非冷却赤外線センサ（熱型の赤外線センサ）の方式には、焦電型、ボロメータ、サーモパイル、ＳＯＩ(silicon　on　insulator)型ダイオードなどがある。方式が異なっても、プラズモン共鳴をセンサの受光部つまり吸収体に用いることで波長選択が可能になる。よって、本実施の形態は、非冷却赤外線センサの方式によらず、いずれの方式でも赤外光検出器５８として用いることができる。
　実施の形態４．
　図７は、実施の形態４の赤外光検出器５８の構成を表す図である。
　この赤外光検出器５８は、集積波長選択型赤外センサである。赤外光検出器５８は、センサアレイ１０００と、検出回路１０１０とを備える。
　センサアレイ１０００は、行列状に配置された９×６個の画素（半導体光素子）１００を備える。基板１の上に９×６個の半導体光素子１００がＸ軸およびＹ軸方向にマトリックス状（アレイ状）に配置されている。Ｚ軸に平行な方向から光が入射する。すなわち、赤外光検出器５８は、ＡＴＲプリズム５５から出射された赤外光を垂直に受ける。
　検出回路１０１０は、センサアレイ１０００の周囲に設けられる。検出回路１０１０は、半導体光素子１００が検出した信号を処理することによって、画像を検出する。検出回路１０１０は、検出波長が少ない場合は画像を検出する必要が無く、各素子からの出力を検出すれば良い。
　以下では、半導体光素子１００の一例として、熱型の赤外線センサを用いて説明する。　図８は、実施の形態４の半導体光素子１００の上面図である。図８に示すように、半導体光素子１００は、吸収体１０を含む。
　図９は、吸収体１０を省略した実施の形態４の半導体光素子１００の上面図である。図９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１０は、図９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１１は、実施の形態４の半導体光素子１００に含まれる吸収体１０を表す図である。
　図７～図１１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９に示すように、上方から見るとＬ字型に折れ曲がったブリッジ形状を有する。支持脚３は、薄膜金属配線６と、薄膜金属配線６を支える誘電体膜１６とを含む。
　温度検知部４は、検知膜５と、薄膜金属配線６とを含む。検知膜５は、たとえば、結晶シリコンを用いたダイオードからなる。薄膜金属配線６は、支持脚３にも設けられ、絶縁膜１２で覆われたアルミニウム配線７と検知膜５とを電気的に接続している。薄膜金属配線６は、例えば、厚さ１００ｎｍのチタン合金からなる。検知膜５が出力した電気信号は、支持脚３に形成された薄膜金属配線６を経由してアルミニウム配線７に伝わり、図７の検出回路１０１０によって取り出される。薄膜金属配線６と検知膜５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。ただし、反射膜８と温度検知部４とは熱的に接続されない状態で、支持脚３の少なくとも一部の上方を覆うように配置されている。
　温度検知部４の上方には、図１０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８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。
　本実施の形態では、吸収体１０の表面には、図８、図１０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とする。
　次に、波長選択構造部１１が表面プラズモンを利用する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、赤外光以外の波長域、例えば可視、近赤外、ＴＨｚ領域の波長の光においても有効である。
　図１１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、すなわち受光部である半導体光素子１００の最表面に設けられる金属膜４２の種類は、Ａｕ、Ａｇ、Ｃｕ、Ａｌ、Ｎｉ、またはＭｏなどの表面プラズモン共鳴を生じる金属から選択される。あるいは、金属膜４２の種類は、ＴｉＮ等の金属窒化物、金属ホウ化物、金属炭化物などのプラズモン共鳴を生じる材料であっても良い。吸収体１０の表面の金属膜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、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・・・（５）
　たとえば、吸収体１０の表面の金属膜４２の膜厚δが、δ１の少なくとも２倍の厚さ、すなわち数１０ｎｍから数１００ｎｍ程度であれば、吸収体１０の下部への入射光の漏れ出しは充分に小さくできる。
　たとえば、金と酸化シリコン（ＳｉＯ２）の熱容量を比較すると、酸化シリコンの方が小さい。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またはＡｇのような高価な材料が使用されるため、誘電体または半導体の本体４３を用いることによって金属の使用量を減らして、コストを低減することができる。
　次に、図１１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、受光部である半導体光素子１００の表面に周期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。吸収体１０によって吸収される波長が、測定対象の生体物質の吸収波長に一致するように、凹部４５の周期が定められる。
　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１１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、吸収波長も変化する。よって、赤外光が垂直に吸収体１０に照射されるように、赤外光検出器５８が配置される。
　実施の形態５．
　図１２は、実施の形態５の波長選択構造部１１の上面図である。図１３は、図１２の波長選択構造部１１をＶ－Ｖ方向に見た場合の断面図である。
　この波長選択構造部１１は、金属薄膜１４と、金属薄膜１４の上の絶縁膜１８と、絶縁膜１８の上の金属パッチ１７とを備える。
　金属薄膜１４は、たとえば、アルミニウム、または金などからなる。
　絶縁膜１８は、酸化シリコンなどで構成される。絶縁膜１８は、絶縁体、誘電体、またはシリコン、ゲルマニウムなどの半導体からなる。絶縁膜１８の材料を選択することにより、検出波長、検出波長の数、および検出波長の帯域を制御できる。
　金属パッチ１７は、たとえば、金、銀、またはアルミニウムなどの金属によって形成される。
　金属パッチ１７の大きさ（図１２のｘ、ｙ方向の寸法）によって、プラズモン共鳴を生じる波長を制御することができる。このため、金属パッチ１７の大きさを変えることにより、吸収波長を選択できる。したがって、吸収体１０によって吸収される波長が、測定対象の生体物質の吸収波長に一致するように、金属パッチの大きさが定められる。たとえば、図１２に示すように、金属パッチ１７の形状が正方形の場合、一辺の長さが３μｍであれば、吸収波長は７．５μｍ程度となり、一辺の長さが３.５μｍであれば、吸収波長は８．８μｍ程度となる。この場合、金属パッチ１７の周期は、測定対象の生体物質の吸収波長よりも大きく、かつ金属パッチ１７の一辺よりも大きくなるように定められる。これによって、金属パッチ１７の周期は、吸収波長にほぼ影響を及ぼさなくすることができる。
　本実施の形態の吸収体を用いることによって、画素の小型化が可能になるため、アレイ化した場合に赤外光検出器５８の面積を縮小することができる。
　また、本実施の形態の波長選択構造部１１の吸収構造は、入射角度依存性が無く、入射角度を変化させても吸収波長が変わらない。同様に、金属パッチ１７が対称形状、２次元周期構造の場合は、偏光依存性も無い。よって、赤外光検出器５８の設置角度について許容範囲が広くなる。携行型の場合、赤外光検出器５８のずれが懸念されるため、本実施の形態の吸収構造を用いることによって、携帯性に優れるといった顕著な効果がある。
　なお、図１２では、金属パッチ１７が、一定の周期でマトリックス状（２次元）に配置されているが、１次元に配置してもよい。この場合は、偏光依存性が生じるが、赤外光源の偏光に配置の方向を合わせることによって、迷光を除去することができる。よって、ＳＮ比が改善され、より精度の高い血糖値の測定が可能になる。
　金属パッチ１７の代わりに、金属以外のグラフェンによって形成されたものを用いてもよい。金属パッチ１７をグラフェンによって形成した場合、膜厚が１原子層まで薄くできるため、熱時定数を小さくでき、高速動作が可能となる。あるいは、金属パッチ１７の代わりに、前述のように表面プラズモン共鳴を生じる材料を用いてもよい。
　絶縁膜１８の代わりに、酸化シリコンなどの絶縁体、誘電体、またはシリコン、ゲルマニウムなどの半導体を用いてもよい。材料を選択することにより、検出波長、検出波長の数、および検出波長の帯域を制御できる。
　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　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　金属薄膜、１６　誘電体膜、１７　金属パッチ、１８　絶縁膜、２０ａ，２０ｂ，２０ｃ，２０ｄ　ＡＴＲプリズム端面、４２　金属膜、４３　本体、４５　凹部、５１　赤外光源部、５２　凹面鏡、５３，５６　光ファイバ、５４　生体表面、５５　ＡＴＲプリズム、５７　受光レンズ、５８　赤外光検出器、１００　半導体光素子、１１０，１２０，１３０，１４０　非冷却赤外線センサ、１０００　センサアレイ、１０１０　検出回路。

Claims (14)

  1. 　信号光、参照光、および補正光を含む赤外光を放射する赤外光源部と、
    　生体表面に密着させることが可能なＡＴＲプリズムと、
    　前記ＡＴＲプリズムから出射された赤外光を検出する赤外光検出器と、
    　前記参照光の波長λ１において検出された赤外光の強度がＩ１、
    　前記補正光の波長λ２において検出された赤外光の強度がＩ２のときに、
    　以下の式（Ａ１）および（Ａ２）に従って、前記信号光の波長λにおいて検出されたスペクトルＳ（λ）をＳ′（λ）に補正する制御部とを備える、
    　Ｉ（λ）＝（Ｉ２－Ｉ１）×（λ－λ１）／（λ２－λ１）－Ｉ１…（Ａ１）
    　Ｓ’（λ）＝Ｓ（λ）－Ｉ（λ）…（Ａ２）
    　生体物質測定装置。
  2. 　信号光、参照光、および補正光を含む赤外光を放射する赤外光源部と、
    　生体表面に密着させることが可能なＡＴＲプリズムと、
    　前記ＡＴＲプリズムから出射された赤外光を検出する赤外光検出器と、
    　前記参照光の波長λ２において検出された赤外光の強度がＩ２、
    　前記補正光の波長λ３において検出された赤外光の強度がＩ３のときに、
    　以下の式（Ａ３）および（Ａ４）に従って、前記信号光の波長λ１において検出された赤外光の強度Ｉ１をＩ１′に補正する制御部とを備える、
    　Ｉ（λ）＝（Ｉ３－Ｉ２）×（λ－λ２）／（λ３－λ２）－Ｉ２…（Ａ３）
    　Ｉ１’＝Ｉ１－Ｉ（λ１）…（Ａ４）
    　生体物質測定装置。
  3. 　前記ＡＴＲプリズムは、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、
    　前記赤外光源部から放射された赤外光が、前記第１の端面に入射され、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が全反射を繰り返しながら内部を透過し、前記第４の端面から出射される、請求項１または２に記載の生体物質測定装置。
  4. 　前記信号光の波長および前記参照光の波長は、測定対象の生体物質の吸収が相対的に大きい波長であり、
    　前記補正光の波長は、前記測定対象の生体物質の吸収が相対的に小さい波長である、請求項２に記載の生体物質測定装置。
  5. 　前記信号光の波長および前記参照光の波長は、８．０～１０μｍであり、
    　前記補正光の波長は、０．８～２．５μｍである、請求項４に記載の生体物質測定装置。
  6. 　前記赤外光源部は、
    　前記信号光を放射する信号光用赤外光源と、
    　前記参照光を放射する参照光用赤外光源とを含み、
    　前記信号光用赤外光源および前記参照光用赤外光源は、各々が単一波長の赤外光を放射する量子カスケードレーザである、請求項４または５に記載の生体物質測定装置。
  7. 　前記赤外光源部は、
    　前記信号光を放射する信号光用赤外光源と、
    　前記参照光を放射する参照光用赤外光源とを含み、
    　前記信号光用赤外光源および前記参照光用赤外光源は、単一波長の赤外光を放射する複数の量子カスケードレーザが集積された波長集積素子である、請求項４または５に記載の生体物質測定装置。
  8. 　前記赤外光検出器は、特定波長を選択的に検出する、請求項１～７のいずれか１項に記載の生体物質測定装置。
  9. 　前記赤外光検出器の受光部の表面にプラズモン共鳴が生じることにより、少なくとも１つの波長の赤外光を吸収し、前記吸収された波長のうち少なくとも１つが、前記測定対象の生体物質の吸収波長に相当する、請求項４に記載の生体物質測定装置。
  10. 　前記赤外光検出器の受光部の表面に周期的に凹部または凸部が形成され、前記受光部の最表面が表面プラズモン共鳴を生じる材料である、請求項４に記載の生体物質測定装置。
  11. 　前記赤外光検出器の受光部の表面の凹部または凸部の周期が、前記測定対象の生体物質の吸収波長に対応するように定められている、請求項１０に記載の生体物質測定装置。
  12. 　前記赤外光検出器の受光部の表面に、赤外光が垂直に入射する、請求項１１に記載の生体物質測定装置。
  13. 　前記赤外光検出器の受光部の表面が、内部から順に金属薄膜、絶縁膜、金属パッチが積層されることによって形成され、前記金属パッチのサイズに応じて、吸収波長が制御可能である、請求項４に記載の生体物質測定装置。
  14. 　前記金属パッチの形状は正方形であり、前記金属パッチが配列されている周期が、前記測定対象の生体物質の吸収波長よりも長く、かつ前記金属パッチの一辺よりも大きい、請求項１３に記載の生体物質測定装置。
PCT/JP2017/042023 2016-12-26 2017-11-22 生体物質測定装置 WO2018123369A1 (ja)

Priority Applications (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE112017006565.8T DE112017006565B4 (de) 2016-12-26 2017-11-22 Messvorrichtung für biologisches Material
JP2018558912A JP6548838B2 (ja) 2016-12-26 2017-11-22 生体物質測定装置
US16/341,501 US11304635B2 (en) 2016-12-26 2017-11-22 Biological material measuring apparatus
CN201780075247.1A CN110087541B (zh) 2016-12-26 2017-11-22 生物体物质测定装置

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2016251323 2016-12-26
JP2016-251323 2016-12-26

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2018123369A1 true WO2018123369A1 (ja) 2018-07-05

Family

ID=62707278

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2017/042023 WO2018123369A1 (ja) 2016-12-26 2017-11-22 生体物質測定装置

Country Status (5)

Country Link
US (1) US11304635B2 (ja)
JP (1) JP6548838B2 (ja)
CN (1) CN110087541B (ja)
DE (1) DE112017006565B4 (ja)
WO (1) WO2018123369A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2021240600A1 (ja) * 2020-05-25 2021-12-02 日本碍子株式会社 血糖値測定装置

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11630000B2 (en) * 2019-06-05 2023-04-18 Duke University High speed and spectrally selective pyroelectric detectors with plasmonic structures and methods of making and using same
CN114371140B (zh) * 2021-11-25 2022-09-09 柒贰零（北京）健康科技有限公司 一种检测空气中细菌和病毒浓度的装置

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004329888A (ja) * 2003-04-03 2004-11-25 Matsushita Electric Ind Co Ltd 特定成分濃度の測定方法および測定装置
JP2015198689A (ja) * 2014-04-04 2015-11-12 セイコーエプソン株式会社 生体計測装置および生体計測方法

Family Cites Families (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3093871B2 (ja) * 1991-05-22 2000-10-03 三井金属鉱業株式会社 光学的血糖値非破壊測定装置
IL142545A0 (en) * 1998-10-13 2002-03-10 Medoptix Inc Infrared atr glucose measurement system
JP3972176B2 (ja) * 2001-04-19 2007-09-05 日本光電工業株式会社 血中吸光物質濃度測定装置および血中吸光物質濃度を演算するための補正関数決定方法
US20040005717A1 (en) * 2002-06-11 2004-01-08 Umass/Worcester Methods for non-invasive measurement of blood electrolyte concentration
JP4329360B2 (ja) * 2003-02-25 2009-09-09 パナソニック電工株式会社 グルコース濃度の定量装置
DE602004003414T2 (de) 2003-04-03 2007-09-27 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd., Kadoma Methode und Gerät zur Konzentrationmessung einer spezifischen Komponente
JP4228774B2 (ja) 2003-05-16 2009-02-25 パナソニック株式会社 光学測定装置
US20040259270A1 (en) * 2003-06-19 2004-12-23 Wolf David E. System, device and method for exciting a sensor and detecting analyte
WO2005027746A1 (ja) * 2003-09-22 2005-03-31 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. グルコース濃度測定方法及びグルコース濃度測定装置
WO2007145143A1 (ja) * 2006-06-12 2007-12-21 Mitsubishi Electric Corporation 成分濃度を測定するシステムおよび方法
US7869036B2 (en) 2007-08-31 2011-01-11 Canon Kabushiki Kaisha Analysis apparatus for analyzing a specimen by obtaining electromagnetic spectrum information
JP5371295B2 (ja) 2007-08-31 2013-12-18 キヤノン株式会社 電磁波の分析装置
EP2309252B1 (en) * 2008-07-07 2019-02-20 Nippon Steel & Sumitomo Metal Corporation Method for measuring water content in a compound and water content measuring device
JP5626879B2 (ja) * 2010-10-20 2014-11-19 セイコーエプソン株式会社 濃度定量装置及び濃度定量方法並びにプログラム
EP2936118B1 (en) * 2012-12-20 2023-06-21 Radiometer Medical ApS An apparatus for detecting the concentration of a component in a sample
WO2015137074A1 (ja) * 2014-03-14 2015-09-17 テルモ株式会社 成分測定装置、方法及びプログラム
JP2015173935A (ja) 2014-03-18 2015-10-05 セイコーエプソン株式会社 生体計測装置および生体計測方法
EP3051271A1 (de) * 2015-01-27 2016-08-03 Siemens Healthcare Diagnostics Products GmbH Verfahren zur Bestimmung von Lipiden und anderen Störsubstanzen in Körperflüssigkeitsproben
JP2017140159A (ja) 2016-02-09 2017-08-17 松浦　祐司 赤外分光法を用いた非侵襲血糖値測定方法

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004329888A (ja) * 2003-04-03 2004-11-25 Matsushita Electric Ind Co Ltd 特定成分濃度の測定方法および測定装置
JP2015198689A (ja) * 2014-04-04 2015-11-12 セイコーエプソン株式会社 生体計測装置および生体計測方法

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2021240600A1 (ja) * 2020-05-25 2021-12-02 日本碍子株式会社 血糖値測定装置

Also Published As

Publication number Publication date
US11304635B2 (en) 2022-04-19
DE112017006565B4 (de) 2022-10-13
JP6548838B2 (ja) 2019-07-24
CN110087541B (zh) 2022-03-04
JPWO2018123369A1 (ja) 2019-06-27
US20190307370A1 (en) 2019-10-10
CN110087541A (zh) 2019-08-02
DE112017006565T5 (de) 2019-09-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2019150543A1 (ja) 生体物質測定装置
US6836678B2 (en) Non-invasive blood glucose monitor
AU2020400081A1 (en) Optical sensing module
WO2018123369A1 (ja) 生体物質測定装置
US9631976B2 (en) Miniature spectrometer and apparatus employing same
JP6095856B2 (ja) 電磁波検出器、及びガス分析装置
JP7004770B2 (ja) 生体物質測定装置
US20230003938A1 (en) Optical sensing module
WO2019176157A1 (ja) 生体物質測定装置
WO2022029486A1 (en) Optical sensing module
JP6570716B2 (ja) 生体物質測定装置
JP6541921B1 (ja) 生体物質測定装置
JP2012154780A (ja) 分光器
JP2004245674A (ja) 放射温度測定装置
US20230375413A1 (en) Optical readout for thermal detector array
CN116472489A (zh) 光学感测模块
EP4189472A1 (en) Optical sensing module

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 17886463

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2018558912

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 17886463

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1