WO2021131126A1 - 生体成分測定装置 - Google Patents

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WO2021131126A1
WO2021131126A1 PCT/JP2020/028648 JP2020028648W WO2021131126A1 WO 2021131126 A1 WO2021131126 A1 WO 2021131126A1 JP 2020028648 W JP2020028648 W JP 2020028648W WO 2021131126 A1 WO2021131126 A1 WO 2021131126A1
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sample
optical medium
biological component
probe light
light
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周作 林
浩一 秋山
祐樹 津田
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三菱電機株式会社
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    • G01N21/171—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated with calorimetric detection, e.g. with thermal lens detection
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    • G01N21/55—Specular reflectivity
    • G01N21/552—Attenuated total reflection

Definitions

  • This disclosure relates to a biological component measuring device.
  • the probe light source radiates visible probe light toward the optical medium.
  • the probe light is totally internally reflected at the interface between the optical medium and the biological sample and emitted from the optical medium.
  • the absorbed heat of the biological sample is transmitted to the optical medium and changes the refractive index of the optical medium.
  • the change in the refractive index of the optical medium affects the total internal reflection of the probe light at the interface between the optical medium and the biological sample, and changes the traveling direction of the probe light emitted from the optical medium.
  • the photodiode detects a change in the traveling direction of the probe light.
  • the amount or concentration of biological components is measured from the change in the traveling direction of the probe light detected by the photodiode. For example, when the sample is the patient's skin, the patient's blood glucose level is measured as a biological component.
  • the optical medium is formed of zinc sulfide (ZnS).
  • Zinc sulfide (ZnS) has a high thermal conductivity of 27.2 W / (m ⁇ K).
  • the absorbed heat of the biological sample is transmitted to the optical medium and spreads rapidly in the optical medium. Therefore, the change in the refractive index of the portion of the optical medium on the optical path of the probe light becomes small.
  • Biological components cannot be measured with high accuracy.
  • the present disclosure has been made in view of the above problems, and an object of the present disclosure is to provide a biological component measuring device capable of measuring biological components with improved accuracy.
  • the biological component measuring device of the first aspect of the present disclosure includes an optical medium, an excitation light source, a probe light source, and an optical position detector.
  • the optical medium includes a sample mounting surface.
  • the excitation light source emits excitation light traveling through the optical medium toward the sample placed on the sample mounting surface.
  • the probe light source emits probe light traveling through the optical medium.
  • the optical position detector detects the position of the probe light emitted from the optical medium. In the plan view of the sample mounting surface, the optical path of the probe light in the optical medium overlaps the portion of the sample mounting surface irradiated with the excitation light.
  • the optical medium is made of chalcogenide glass.
  • the biological component measuring device of the second aspect of the present disclosure includes an optical medium, an excitation light source, a probe light source, and an optical position detector.
  • the optical medium includes a sample mounting surface.
  • the excitation light source emits excitation light traveling through the optical medium toward the sample placed on the sample mounting surface.
  • the probe light source emits probe light traveling through the optical medium.
  • the optical position detector detects the position of the probe light emitted from the optical medium. In the plan view of the sample mounting surface, the optical path of the probe light in the optical medium overlaps the portion of the sample mounting surface irradiated with the excitation light.
  • the optical medium is made of a material having a thermal conductivity of 15.0 W / (m ⁇ K) or less.
  • FIG. It is the schematic of the biological component measuring apparatus of Embodiment 1.
  • FIG. It is a figure which shows the flowchart of the biological component measurement method of Embodiment 1.
  • FIG. It is the schematic of the biological component measuring apparatus of the modification of Embodiment 1.
  • the biological component measuring device 1 of the first embodiment will be described with reference to FIG.
  • the biological component measuring device 1 mainly includes an optical medium 10, an excitation light source 16, a probe light source 20, an optical position detector 25, and a biological component acquisition unit 27.
  • the optical medium 10 includes a first surface 11, a second surface 12 on the opposite side of the first surface 11, a third surface 13 connecting the first surface 11 and the second surface 12, and the first surface 11. It includes a fourth surface 14 that connects to the second surface 12 and is opposite to the third surface 13.
  • the first surface 11 of the optical medium 10 is an incident surface of the excitation light 17 emitted from the excitation light source 16.
  • the second surface 12 is a sample mounting surface.
  • the sample 5 is placed on the second surface 12 and is in contact with the second surface 12.
  • Sample 5 is, for example, the skin or body fluid of a patient. When the substance to be measured is a liquid, the sample 5 is a liquid contained in a transparent sample holder.
  • the third surface 13 is an incident surface of the probe light 21 emitted from the probe light source 20.
  • the normal direction of the third surface 13 is inclined with respect to the incident direction of the probe light 21.
  • the fourth surface 14 is an exit surface of the probe light 21.
  • the fourth surface 14 is inclined with respect to the emission direction of the probe light 21.
  • the optical medium 10 may be, for example, an internal total internal reflection prism (TIR prism).
  • the optical medium 10 is transparent to the excitation light 17.
  • the fact that the optical medium 10 is transparent to the excitation light 17 means that the light transmittance of the optical medium 10 with respect to the excitation light 17 is 25% or more.
  • the light transmittance of the optical medium 10 with respect to the excitation light 17 may be 50% or more, 75% or more, or 90% or more.
  • the optical medium 10 is transparent to the probe light 21.
  • the fact that the optical medium 10 is transparent to the probe light 21 means that the light transmittance of the optical medium 10 with respect to the probe light 21 is 25% or more.
  • the light transmittance of the optical medium 10 with respect to the probe light 21 may be 50% or more, 75% or more, or 90% or more.
  • the optical medium 10 is made of a material having a thermal conductivity of 15.0 W / (m ⁇ K) or less.
  • the thermal conductivity of the material forming the optical medium 10 may be 10.0 W / (m ⁇ K) or less, 5.0 W / (m ⁇ K) or less, or 3.0 W / (. It may be m ⁇ K) or less, 2.0 W / (m ⁇ K) or less, or 1.0 W / (m ⁇ K) or less.
  • the thermal conductivity of the material of the optical medium 10 is 0.5 times or more the thermal conductivity of the sample 5.
  • the thermal conductivity of the material of the optical medium 10 may be 0.75 times or more the thermal conductivity of the sample 5, or may be equal to or higher than the thermal conductivity of the sample 5, and is 1 of the thermal conductivity of the sample 5. It may be 5.5 times or more, or 2.0 times or more the thermal conductivity of the sample 5.
  • the optical medium 10 is made of chalcogenide glass.
  • the chalcogenide glass is, for example, at least one element selected from the group consisting of germanium (Ge) of 2 mol% or more and 22 mol% or less, and antimony (Sb) and bismuth (Bi) of 6 mol% or more and 34 mol% or less. At least one selected from the group consisting of 1 mol% or more and 20 mol% or less of tin (Sn), and 58 mol% or more and 70 mol% or less of sulfur (S), selenium (Se) and tellurium (Te). Contains elements.
  • the thermal conductivity of this chalcogenide glass is 0.36 W / (m ⁇ K).
  • the excitation light source 16 radiates the excitation light 17 toward the sample 5 mounted on the sample mounting surface (second surface 12).
  • the excitation light 17 is emitted from the excitation light source 16 and is incident on the optical medium 10 from the first surface 11.
  • the excitation light 17 travels in the optical medium 10.
  • the excitation light 17 is incident on the sample 5 from the second surface 12.
  • the excitation light 17 is absorbed by a biological component in sample 5 or on the surface 6 of sample 5.
  • the biological component is a sugar present in the tissue interstitial fluid in the epidermis.
  • Absorption heat is generated in the sample 5 by the absorption of the excitation light 17 by the biological component.
  • the absorbed heat of the sample 5 is conducted to the optical medium 10.
  • a temperature gradient region is generated inside the optical medium 10
  • a refractive index gradient region 18 is generated inside the optical medium 10.
  • the wavelength of the excitation light 17 is determined according to the absorption wavelength of the biological component in the sample 5 or on the surface 6 of the sample 5.
  • the wavelength of the excitation light 17 may be longer than the wavelength of the probe light 21.
  • the wavelength of the excitation light 17 is, for example, 6.0 ⁇ m or more.
  • the wavelength of the excitation light 17 may be 8.0 ⁇ m or more.
  • the wavelength of the excitation light 17 is, for example, 13.0 ⁇ m or less.
  • the wavelength of the excitation light 17 may be 11.0 ⁇ m or less.
  • the excitation light 17 may be light having a plurality of wavelengths.
  • the wavelength range of the excitation light 17 is a wavelength range including the wavelength of the fingerprint spectrum of sugar (for example, a wavelength range of 8.5 ⁇ m or more and 10 ⁇ m or less).
  • the excitation light source 16 is, for example, a quantum cascade laser capable of emitting a wide band infrared light. Reference light in the sample 5 or not absorbed by the biological component on the surface 6 of the sample 5 may be applied to the sample 5 together with the excitation light 17.
  • the probe light 21 While the probe light 21 travels through the optical medium 10, the probe light 21 travels through the refractive index gradient region 18 generated in the optical medium 10 by the heat absorbed by the sample 5. The probe light 21 is refracted in the refractive index gradient region 18, and the traveling direction of the probe light 21 changes.
  • the probe light 21 (first exit probe light 21a, second exit probe light 21b) is emitted from the fourth surface 14 of the optical medium 10.
  • the optical position detector 25 detects the position of the probe light 21 (first exit probe light 21a, second exit probe light 21b) emitted from the optical medium 10.
  • the optical position detector 25 detects the first position 22a of the probe light 21 (first exit probe light 21a) when the excitation light 17 is not irradiated to the sample 5.
  • the first position 22a of the probe light 21 (first exit probe light 21a) is the probe light 21 (first exit probe light 21a) detected by the optical position detector 25 when the excitation light 17 is not irradiated to the sample 5.
  • the optical position detector 25 detects the second position 22b of the probe light 21 (second exit probe light 21b) when the excitation light 17 is irradiated to the sample 5.
  • the second position 22b of the probe light 21 (second exit probe light 21b) is the probe light 21 (second exit probe light 21b) detected by the optical position detector 25 when the excitation light 17 is irradiated to the sample 5. ) Position. By irradiating the sample 5 with the excitation light 17, the position of the probe light 21 detected by the optical position detector 25 is displaced from the first position 22a to the second position 22b.
  • the optical position detector 25 outputs the first position 22a of the probe light 21 (first exit probe light 21a) and the second position 22b of the probe light 21 (second exit probe light 21b) to the biological component acquisition unit 27. To do.
  • the optical position detector 25 is, for example, a photodiode or a semiconductor position detection element.
  • the biological component acquisition unit 27 is connected to the optical position detector 25.
  • the biological component acquisition unit 27 calculates the displacement amount ⁇ of the probe light 21, which is the distance between the first position 22a and the second position 22b, and from the displacement amount ⁇ of the probe light 21, the sample 5 or the sample 5 Obtain the amount or concentration of biological components on the surface 6.
  • the biological component acquisition unit 27 is, for example, one of the functions executed by the arithmetic processing unit.
  • the first position 22a of the probe light 21 is detected by using the optical position detector 25 without irradiating the sample 5 with the excitation light 17. (S1). Since the excitation light 17 is not applied to the sample 5, no heat of absorption is generated in the sample 5. No temperature gradient region is generated inside the optical medium 10, and no refractive index gradient region 18 is generated inside the optical medium 10.
  • the probe light 21 first exit probe light 21a
  • the first position 22a of the probe light 21 is the position of the probe light 21 (first exit probe light 21a) detected by the optical position detector 25.
  • the second position 22b of the probe light 21 (second exit probe light 21b) is detected by using the optical position detector 25 while irradiating the sample 5 with the excitation light 17. (S2). Since the excitation light 17 is applied to the sample 5, the excitation light 17 is absorbed by a biological component in the sample 5 or on the surface 6 of the sample 5. Absorption heat is generated in the sample 5 by the absorption of the excitation light 17 by the biological component. The absorbed heat of the sample 5 is conducted to the optical medium 10. A temperature gradient region is generated inside the optical medium 10, and a refractive index gradient region 18 is generated inside the optical medium 10. The probe light 21 is refracted in the refractive index gradient region 18, and the traveling direction of the probe light 21 changes.
  • the probe light 21 (second exit probe light 21b) is emitted from the optical medium 10.
  • the second position 22b of the probe light 21 (second exit probe light 21b) is the position of the probe light 21 (second exit probe light 21b) detected by the optical position detector 25.
  • the biological component measuring method of the present embodiment includes calculating the displacement amount ⁇ of the probe light 21 (S3). Specifically, the biological component acquisition unit 27 calculates the distance between the first position 22a and the second position 22b to obtain the displacement amount ⁇ of the probe light 21.
  • the biological component measuring method of the present embodiment includes obtaining the amount or concentration of the biological component in the sample 5 or on the surface 6 of the sample 5 from the displacement amount ⁇ of the probe light 21 (S4).
  • the biological component acquisition unit 27 is connected to a memory (not shown).
  • the memory stores a data table in which the type of biological component, the displacement amount ⁇ of the probe light 21, and the amount or concentration of the biological component are associated with each other.
  • the biological component acquisition unit 27 refers to the data table to obtain the amount or concentration of the biological component corresponding to the type of the biological component and the displacement amount ⁇ of the probe light 21.
  • the biological component measuring device 1a of the first modification of the present embodiment will be described with reference to FIG.
  • the normal direction of the third surface 13 of the optical medium 10 is parallel to the incident direction of the probe light 21.
  • the fourth surface 14 is parallel to the third surface 13.
  • the probe light 21 travels along the sample mounting surface (second surface 12) without being totally internally reflected by the sample mounting surface (second surface 12).
  • the biological component measuring method using the biological component measuring device 1a is the same as the biological component measuring method using the biological component measuring device 1.
  • the probe light 21 may be totally internally internally reflected a plurality of times at the interface between the sample mounting surface (second surface 12) and the sample 5.
  • the biological component measuring devices 1, 1a of the present embodiment include an optical medium 10, an excitation light source 16, a probe light source 20, and an optical position detector 25.
  • the optical medium 10 includes a sample mounting surface (second surface 12).
  • the excitation light source 16 emits excitation light 17 traveling through the optical medium 10 toward the sample 5 mounted on the sample mounting surface (second surface 12).
  • the probe light source 20 emits probe light 21 traveling through the optical medium 10.
  • the optical position detector 25 detects the position of the probe light 21 emitted from the optical medium 10.
  • the optical path of the probe light 21 in the optical medium 10 overlaps with the portion of the sample mounting surface (second surface 12) irradiated by the excitation light 17.
  • the optical medium 10 is made of chalcogenide glass.
  • the thermal conductivity of chalcogenide glass is smaller than the thermal conductivity of zinc sulfide (ZnS) (27.2 W / (m ⁇ K)). Therefore, the absorbed heat of the sample 5 is conducted and the change in the refractive index in the refractive index gradient region 18 formed in the optical medium 10 becomes large.
  • the biological component measuring devices 1, 1a of the present embodiment make it possible to measure biological components with improved accuracy.
  • the wavelength of the probe light 21 is 1300 nm or more and 1700 nm or less. Therefore, the risk of the probe light 21 damaging the human eye can be reduced. Further, since an inexpensive semiconductor laser for optical communication can be used as the probe light source 20, the cost of the biological component measuring devices 1, 1a can be reduced.
  • the probe light 21 travels along the sample mounting surface (second surface 12) without being totally internally reflected by the sample mounting surface (second surface 12). .. Therefore, the biological component measuring device 1a of the present embodiment makes it possible to measure the biological component with improved accuracy.
  • the biological component measuring devices 1, 1a of the present embodiment further include a biological component acquisition unit 27 connected to the optical position detector 25.
  • the optical position detector 25 has a first position 22a of the probe light 21 (first exit probe light 21a) when the excitation light 17 is not irradiated on the sample 5, and when the excitation light 17 is irradiated on the sample 5.
  • the second position 22b of the probe light 21 (second emission probe light 21b) in the above is output to the biological component acquisition unit 27.
  • the biological component acquisition unit 27 calculates the displacement amount ⁇ of the probe light 21, which is the distance between the first position 22a and the second position 22b, and uses the displacement amount ⁇ of the probe light 21 in the sample 5 or in the sample 5. Obtain the amount or concentration of biological components on the surface 6. Therefore, the biological component measuring devices 1, 1a of the present embodiment make it possible to measure the biological component with improved accuracy.
  • the thermal conductivity of the material of the optical medium 10 is smaller than the thermal conductivity of zinc sulfide (ZnS) (27.2 W / (m ⁇ K)).
  • ZnS zinc sulfide
  • the change in the refractive index in the refractive index gradient region 18 formed in the optical medium 10 by conducting the absorbed heat of the sample 5 becomes large.
  • the biological component measuring devices 1, 1a of the present embodiment make it possible to measure biological components with improved accuracy.
  • the thermal conductivity of the material of the optical medium 10 is 0.5 times or more the thermal conductivity of the sample 5. Therefore, most of the absorbed heat generated in the sample 5 is prevented from being dissipated to the sample 5, and the absorbed heat is conducted to the optical medium 10.
  • the biological component measuring devices 1, 1a of the present embodiment make it possible to measure biological components with improved accuracy.
  • the biological component measuring device 1b of the second embodiment will be described with reference to FIG.
  • the biological component measuring device 1b of the present embodiment has the same configuration as the biological component measuring device 1 of the first embodiment, but is mainly different in the following points.
  • the biological component measuring device 1b further includes an optical chopper 30 and a lock-in amplifier 31.
  • the optical chopper 30 is arranged in the optical path of the excitation light 17.
  • the optical chopper 30 chops the excitation light 17 at an arbitrary frequency.
  • the lock-in amplifier 31 is connected to the optical chopper 30 and the optical position detector 25.
  • the lock-in amplifier 31 selectively amplifies the signal related to the position of the probe light 21 output from the optical position detector 25, which is synchronized with the chopping frequency of the optical chopper 30. Therefore, noise included in the signal relating to the position of the probe light 21 output from the optical position detector 25 can be removed.
  • the biological component measuring device 1b makes it possible to measure biological components with improved accuracy.
  • the biological component measuring device 1c of the third embodiment will be described with reference to FIG.
  • the biological component measuring device 1c of the present embodiment has the same configuration as the biological component measuring device 1 of the first embodiment, but is mainly different in the following points.
  • the biological component measuring device 1c further includes a temperature sensor 35.
  • the biological component measuring device 1c may further include a display 36.
  • the temperature sensor 35 is mounted on, for example, a portion of the optical medium 10 that is separated from the sample 5, the excitation light 17, and the probe light 21. Specifically, the temperature sensor 35 is mounted on a portion of the sample mounting surface (second surface 12) of the optical medium 10 that is separated from the sample 5, the excitation light 17, and the probe light 21.
  • the temperature sensor 35 measures the temperature of the optical medium 10.
  • the temperature sensor 35 outputs a first signal regarding the temperature of the optical medium 10 to the display 36.
  • the temperature sensor 35 is, for example, a thermistor.
  • the display 36 displays the temperature of the optical medium 10 or the fluctuation range of the temperature of the optical medium 10 per unit time.
  • the display 36 is, for example, a liquid crystal display device or the like.
  • the fluctuation range of the first temperature of the optical medium 10 per unit time is the allowable temperature fluctuation range (for example, 0.1 ° C./ From a state larger than (minutes) (thermal non-equilibrium state) to a state in which the fluctuation range of the first temperature of the optical medium 10 per unit time is less than or equal to the allowable temperature fluctuation range (for example, 0.1 ° C./min) (thermal non-equilibrium state) It will take longer to reach.
  • the fluctuation range of the first temperature of the optical medium 10 per unit time that is, the degree of heat transfer between the optical medium 10 and the sample 5 can be known by using the temperature sensor 35.
  • the fluctuation range of the first temperature of the optical medium 10 per unit time measured by the temperature sensor 35 is the allowable temperature fluctuation range (the allowable temperature fluctuation range). For example, while the temperature is higher than 0.1 ° C./min (thermal non-equilibrium state), the biological component is not measured using the biological component measuring device 1c.
  • the biological component measuring device 1c of the present embodiment further includes a temperature sensor 35 that measures the temperature of the optical medium 10. Therefore, the temperature sensor 35 can be used to measure the temperature fluctuation of the optical medium 10 due to the transfer of heat between the optical medium 10 and the sample 5. Even if the optical medium 10 is made of a material having a low thermal conductivity such as chalcogenide glass, it is possible to measure biological components without adverse effects due to heat transfer between the optical medium 10 and the sample 5. You can see exactly when you can do it.
  • the biological component measuring device 1c of the present embodiment makes it possible to measure biological components with improved accuracy.
  • the biological component measuring device 1d of the fourth embodiment will be described with reference to FIG.
  • the biological component measuring device 1d of the present embodiment has the same configuration as the biological component measuring device 1c of the third embodiment, but is mainly different in the following points.
  • the biological component measuring device 1d further includes a temperature controller 37 and a temperature controller 38.
  • the temperature controller 37 is mounted on, for example, a portion of the optical medium 10 that is separated from the sample 5, the excitation light 17, and the probe light 21.
  • the temperature controller 37 is mounted on a portion of the sample mounting surface (second surface 12) of the optical medium 10 that is separated from the sample 5, the excitation light 17, and the probe light 21.
  • the temperature controller 37 adjusts the temperature of the optical medium 10.
  • the temperature controller 37 is, for example, a Perche element or a heating wire.
  • the temperature sensor 35 also outputs a first signal regarding the temperature of the optical medium 10 to the temperature controller 38.
  • the temperature controller 38 is connected to the temperature sensor 35 and the temperature controller 37.
  • the temperature controller 38 controls the temperature controller 37 based on the first signal regarding the temperature of the optical medium 10 output from the temperature sensor 35. Specifically, the temperature controller 37 so that the fluctuation range of the first temperature of the optical medium 10 per unit time measured by the temperature sensor 35 is equal to or less than the allowable temperature fluctuation range (for example, 0.1 ° C./min).
  • the temperature controller 38 controls the temperature controller 37 so that the 37 heats the optical medium 10.
  • the temperature controller 37 When the first temperature of the optical medium 10 is higher than the second temperature of the sample 5 and the fluctuation range of the first temperature of the optical medium 10 per unit time is larger than the allowable temperature fluctuation range, the temperature controller 37 is used.
  • the temperature controller 38 controls the temperature controller 37 so as to cool the optical medium 10.
  • the biological component measuring device 1d of the present embodiment further exerts the following effects in addition to the effects of the biological component measuring device 1c of the third embodiment.
  • the biological component measuring device 1d of the present embodiment further includes a temperature controller 37 for adjusting the temperature of the optical medium 10 and a temperature controller 38.
  • the temperature controller 38 controls the temperature controller 37 based on the first signal regarding the temperature of the optical medium 10 output from the temperature sensor 35. Therefore, even if the optical medium 10 is made of a material having a low thermal conductivity such as chalcogenide glass, after the sample 5 is placed on the sample mounting surface (second surface 12) of the optical medium 10, the sample 5 is placed. The time until the heat transfer between the optical medium 10 and the sample 5 is substantially eliminated and the biological component can be measured can be shortened.
  • the biological component measuring device 1d makes it possible to measure biological components with improved accuracy and in a shorter time.
  • the biological component measuring device 1e of the fifth embodiment will be described with reference to FIGS. 7 and 8.
  • the biological component measuring device 1e of the present embodiment has the same configuration as the biological component measuring device 1 of the first embodiment, but is mainly different in the following points.
  • the biological component measuring device 1e further includes a positioning member 40 that defines the position of the sample 5 in the traveling direction of the probe light 21 (left-right direction in FIG. 7).
  • the positioning member 40 includes a pair of sandwiching members 41 and a connecting member 42 that connects the pair of sandwiching members 41 to each other.
  • Each of the pair of holding members 41 includes a bottom plate 41a and a wall 41b extending from the bottom plate 41a along the normal direction of the sample mounting surface (second surface 12).
  • the bottom plate 41a comes into surface contact with the sample mounting surface (second surface 12).
  • the wall 41b contacts the side surface of the sample 5.
  • the pair of walls 41b of the pair of sandwiching members 41 sandwich the sample 5 in the traveling direction of the probe light 21.
  • the biological component measuring device 1e further includes a pressing unit 44, a pressure sensor 48, and a pressure controller 49.
  • the pressing portion 44 presses the sample 5 toward the sample mounting surface (second surface 12).
  • the pressing portion 44 includes, for example, a pressing plate 45, a ball screw 46 that moves the pressing plate 45 along the normal direction of the sample mounting surface (second surface 12), and a motor 47 that rotates the ball screw 46.
  • the pressing plate 45 may be urged toward the sample 5 by using an elastic member such as a spring.
  • the pressure sensor 48 is provided on the pressing portion 44. Specifically, the pressure sensor 48 is provided on the pressing plate 45. The pressure sensor 48 measures the pressure at which the pressing portion 44 presses the sample 5. The pressure sensor 48 outputs a second signal regarding the pressure at which the pressing unit 44 presses the sample 5 to the pressure controller 49.
  • the pressure sensor 48 is, for example, a gauge type pressure sensor or a capacitance type pressure sensor.
  • the pressure controller 49 is connected to the pressing portion 44 (for example, the motor 47) and the pressure sensor 48.
  • the pressure controller 49 controls the pressing unit 44 based on the second signal regarding the pressure output from the pressure sensor 48.
  • the pressing portion 44 (motor 47) is controlled so that the pressure applied to the sample 5 and measured by the pressure sensor 48 becomes the reference pressure.
  • the pressure controller 49 places the pressing plate 45 on the sample so that the pressure applied to the sample 5 becomes equal to the reference pressure. Move toward the surface (second surface 12).
  • the pressure controller 49 puts the pressing plate 45 on the sample mounting surface (second surface) so that the pressure applied to the sample 5 becomes equal to the reference pressure. Move away from 12).
  • the biological component measuring device 1e of the present embodiment further exerts the following effects in addition to the effects of the biological component measuring device 1 of the first embodiment.
  • the biological component measuring device 1e of the present embodiment further includes a pressing unit 44, a pressure sensor 48, and a pressure controller 49.
  • the pressing portion 44 presses the sample 5 toward the sample mounting surface (second surface 12).
  • the pressure sensor 48 measures the pressure at which the pressing portion 44 presses the sample 5.
  • the pressure controller 49 controls the pressing unit 44 based on the second signal regarding the pressure output from the pressure sensor 48. Therefore, the contact pressure of the sample 5 with respect to the optical medium 10 can be made constant. The conduction of the absorbed heat of the sample 5 to the optical medium 10 is stabilized.
  • the biological component measuring device 1e makes it possible to measure biological components with improved accuracy.
  • the biological component measuring device 1e of the present embodiment further includes a positioning member 40 that defines the position of the sample 5 in the traveling direction of the probe light 21. Therefore, even if the sample 5 is a movable sample such as a patient's finger, the sample 5 can be positioned with respect to the excitation light 17 and the probe light 21 in the traveling direction of the probe light 21.
  • the biological component measuring device 1e makes it possible to measure biological components with improved accuracy.
  • the light intensity detector 51 detects the intensity of the excitation light 17 emitted from the excitation light source 16.
  • the light intensity detector 51 is, for example, a photodiode.
  • the light beam splitter 50 is arranged in the optical path of the excitation light 17.
  • the optical beam splitter 50 is, for example, a plate-type optical beam splitter, a prism-type optical beam splitter, or an optical fiber-type optical beam splitter.
  • the light beam splitter 50 directs a part of the excitation light 17 toward the light intensity detector 51.
  • the light beam splitter 50 reflects a part of the excitation light 17 and directs it toward the light intensity detector 51.
  • the light intensity detector 51 detects a part of the light intensity of the excitation light 17.
  • the light intensity detector 51 outputs a signal regarding the intensity of the excitation light 17.
  • the light source controller 52 is connected to the excitation light source 16.
  • the light source controller 52 controls the excitation light source 16.
  • the light source controller 52 controls the current injected into the excitation light source 16 to control the intensity of the excitation light 17 emitted from the excitation light source 16.
  • the light source controller 52 is connected to the light intensity detector 51.
  • the light source controller 52 receives a signal regarding the intensity of the excitation light 17 from the light intensity detector 51.
  • the light source controller 52 controls the excitation light source 16 based on the signal regarding the intensity of the excitation light 17 detected by the light intensity detector 51 so that the intensity of the excitation light 17 emitted from the excitation light source 16 becomes constant.
  • the biological component measuring device 1f of the present embodiment further exerts the following effects in addition to the effect of the biological component measuring device 1 of the first embodiment.
  • the biological component measuring device 1f of the present embodiment has a light intensity detector 51 that detects the light intensity of the excitation light 17, and an excitation light source 16 based on a signal relating to the intensity of the excitation light 17 output from the light intensity detector 51. Further includes a light source controller 52 for controlling the above.
  • the light intensity of the excitation light 17 emitted from the excitation light source 16 may decrease.
  • the measurement accuracy of the biological component decreases.
  • the light source controller 52 controls the excitation light source 16 based on the signal regarding the intensity of the excitation light 17 output from the light intensity detector 51. Therefore, the light intensity of the excitation light 17 emitted from the excitation light source 16 can be maintained for a long time.
  • the biological component measuring device 1f makes it possible to measure biological components with improved accuracy over a long period of time.
  • the first to sixth embodiments disclosed this time are exemplary in all respects and are not restrictive. As long as there is no contradiction, at least two of Embodiments 1-6 disclosed this time may be combined. For example, the modified example of the first embodiment may be combined with the second to fifth embodiments. Embodiment 6 may be combined with each of Embodiments 2-5.
  • the scope of the present disclosure is indicated by the scope of claims rather than the above description, and is intended to include all modifications within the meaning and scope of the claims.

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Abstract

生体成分測定装置（１）は、光学媒質（１０）と、励起光源（１６）と、プローブ光源（２０）と、光位置検出器（２５）とを備える。光学媒質（１０）は、サンプル載置面（第２面（１２））を含む。励起光源（１６）は、サンプル載置面（第２面（１２））上に載置されるサンプル（５）に向けて励起光（１７）を放射する。プローブ光源（２０）は、光学媒質（１０）中を進むプローブ光（２１）を放射する。光位置検出器（２５）は、光学媒質（１０）から出射されるプローブ光（２１）の位置を検出する。光学媒質（１０）は、カルコゲナイドガラスで形成されている。

Description

生体成分測定装置
　本開示は、生体成分測定装置に関する。
　特表２０１７－５１９２１４号公報（特許文献１）は、光学媒質と、赤外光源と、プローブ光源と、フォトダイオードとを備える非侵襲分析システムを開示している。具体的には、光学媒質の表面に生体サンプルが配置される。赤外光源は、赤外光を放射する。赤外光は、光学媒質を通って、生体サンプルに照射される。赤外光は生体サンプルに吸収されて、生体サンプルが発熱する。生体サンプルの吸収熱の程度は、サンプル中のまたはサンプルの表面上の生体成分の量または濃度に依存する。
　プローブ光源は、可視光であるプローブ光を光学媒質に向けて放射する。プローブ光は、光学媒質と生体サンプルとの間の界面で内部全反射されて、光学媒質から出射する。生体サンプルの吸収熱は、光学媒質に伝わって、光学媒質の屈折率を変化させる。光学媒質の屈折率の変化は、光学媒質と生体サンプルとの間の界面におけるプローブ光の内部全反射に影響を与え、光学媒質から出射されるプローブ光の進行方向を変化させる。フォトダイオードは、プローブ光の進行方向の変化を検出する。フォトダイオードで検出されたプローブ光の進行方向の変化から、生体成分の量または濃度を測定する。例えば、サンプルが患者の皮膚である場合、生体成分として患者の血糖値が測定される。
特表２０１７－５１９２１４号公報
　しかし、特許文献１に開示された非侵襲分析システムでは、光学媒質は硫化亜鉛（ＺｎＳ）で形成されている。硫化亜鉛（ＺｎＳ）は、２７．２Ｗ／（ｍ・Ｋ）という高い熱伝導率を有している。生体サンプルの吸収熱は、光学媒質に伝わって、光学媒質中を急速に拡がる。そのため、プローブ光の光路上にある光学媒質の部分の屈折率の変化が小さくなる。生体成分を高い精度で測定することができない。本開示は、上記の課題を鑑みてなされたものであり、その目的は、向上された精度で生体成分を測定することができる生体成分測定装置を提供することである。
　本開示の第一局面の生体成分測定装置は、光学媒質と、励起光源と、プローブ光源と、光位置検出器とを備える。光学媒質は、サンプル載置面を含む。励起光源は、サンプル載置面上に載置されるサンプルに向けて光学媒質中を進む励起光を放射する。プローブ光源は、光学媒質中を進むプローブ光を放射する。光位置検出器は、光学媒質から出射されるプローブ光の位置を検出する。サンプル載置面の平面視において、光学媒質中におけるプローブ光の光路は、サンプル載置面のうち励起光によって照射される部分と重なっている。光学媒質は、カルコゲナイドガラスで形成されている。
　本開示の第二局面の生体成分測定装置は、光学媒質と、励起光源と、プローブ光源と、光位置検出器とを備える。光学媒質は、サンプル載置面を含む。励起光源は、サンプル載置面上に載置されるサンプルに向けて光学媒質中を進む励起光を放射する。プローブ光源は、光学媒質中を進むプローブ光を放射する。光位置検出器は、光学媒質から出射されるプローブ光の位置を検出する。サンプル載置面の平面視において、光学媒質中におけるプローブ光の光路は、サンプル載置面のうち励起光によって照射される部分と重なっている。光学媒質は、１５．０Ｗ／（ｍ・Ｋ）以下の熱伝導率を有する材料で形成されている。
　本開示の第一局面の生体成分測定装置では、光学媒質は、カルコゲナイドガラスで形成されている。本開示の第二局面の生体成分測定装置では、光学媒質は、１５．０Ｗ／（ｍ・Ｋ）以下の熱伝導率を有する材料で形成されている。本開示の第一局面及び第二局面の生体成分測定装置では、光学媒質を形成する材料の熱伝導率は、硫化亜鉛（ＺｎＳ）の熱伝導率（２７．２Ｗ／（ｍ・Ｋ））よりも小さい。そのため、サンプルの吸収熱が伝導して光学媒質中に形成される屈折率勾配領域における屈折率の変化が大きくなる。本開示の第一局面及び第二局面の生体成分測定装置は、向上された精度で生体成分を測定することを可能にする。
実施の形態１の生体成分測定装置の概略図である。 実施の形態１の生体成分測定方法のフローチャートを示す図である。 実施の形態１の変形例の生体成分測定装置の概略図である。 実施の形態２の生体成分測定装置の概略図である。 実施の形態３の生体成分測定装置の概略図である。 実施の形態４の生体成分測定装置の概略図である。 実施の形態５の生体成分測定装置の概略図である。 実施の形態５の生体成分測定装置の押圧部の制御ブロック図である。 実施の形態６の生体成分測定装置の概略図である。
　以下、実施の形態を説明する。なお、同一の構成には同一の参照番号を付し、その説明は繰り返さない。
　実施の形態１．
　図１を参照して、実施の形態１の生体成分測定装置１を説明する。生体成分測定装置１は、光学媒質１０と、励起光源１６と、プローブ光源２０と、光位置検出器２５と、生体成分取得部２７とを主に備える。
　光学媒質１０は、第１面１１と、第１面１１とは反対側の第２面１２と、第１面１１と第２面１２とを接続する第３面１３と、第１面１１と第２面１２とを接続しかつ第３面１３とは反対側の第４面１４とを含む。光学媒質１０の第１面１１は、励起光源１６から放射される励起光１７の入射面である。第２面１２は、サンプル載置面である。サンプル５は、第２面１２上に載置され、第２面１２と接触している。サンプル５は、例えば、患者の皮膚または体液などである。被測定物質が液体である場合、サンプル５は、透明なサンプルホルダに収容されている液体である。第３面１３は、プローブ光源２０から放射されるプローブ光２１の入射面である。第３面１３の法線方向は、プローブ光２１の入射方向に対して傾いている。第４面１４は、プローブ光２１の出射面である。第４面１４は、プローブ光２１の出射方向に対して傾いている。光学媒質１０は、例えば、内部全反射プリズム（ＴＩＲプリズム）であってもよい。
　光学媒質１０は、励起光１７に対して透明である。本明細書において、光学媒質１０が励起光１７に対して透明であることは、励起光１７に対する光学媒質１０の光透過率が２５％以上であることを意味する。励起光１７に対する光学媒質１０の光透過率は、５０％以上であってもよく、７５％以上であってもよく、９０％以上であってもよい。光学媒質１０は、プローブ光２１に対して透明である。本明細書において、光学媒質１０がプローブ光２１に対して透明であることは、プローブ光２１に対する光学媒質１０の光透過率が２５％以上であることを意味する。プローブ光２１に対する光学媒質１０の光透過率は、５０％以上であってもよく、７５％以上であってもよく、９０％以上であってもよい。
　光学媒質１０は、１５．０Ｗ／（ｍ・Ｋ）以下の熱伝導率を有する材料で形成されている。光学媒質１０を形成する材料の熱伝導率は、１０．０Ｗ／（ｍ・Ｋ）以下であってもよく、５．０Ｗ／（ｍ・Ｋ）以下であってもよく、３．０Ｗ／（ｍ・Ｋ）以下であってもよく、２．０Ｗ／（ｍ・Ｋ）以下であってもよく、１．０Ｗ／（ｍ・Ｋ）以下であってもよい。光学媒質１０の材料の熱伝導率は、サンプル５の熱伝導率の０．５倍以上である。光学媒質１０の材料の熱伝導率は、サンプル５の熱伝導率の０．７５倍以上であってもよく、サンプル５の熱伝導率以上であってもよく、サンプル５の熱伝導率の１．５倍以上であってもよく、サンプル５の熱伝導率の２．０倍以上であってもよい。
　光学媒質１０は、カルコゲナイドガラスで形成されている。カルコゲナイドガラスは、例えば、２モル％以上２２モル％以下のゲルマニウム（Ｇｅ）と、６モル％以上３４モル％以下のアンチモン（Ｓｂ）及びビスマス（Ｂｉ）からなる群から選択される少なくとも１つの元素と、１モル％以上２０モル％以下のスズ（Ｓｎ）と、５８モル％以上７０モル％以下の硫黄（Ｓ）、セレン（Ｓｅ）及びテルル（Ｔｅ）からなる群から選択される少なくとも１つの元素とを含有する。このカルコゲナイドガラスの熱伝導率は、０．３６Ｗ／（ｍ・Ｋ）である。
　励起光源１６は、サンプル載置面（第２面１２）上に載置されるサンプル５に向けて励起光１７を放射する。励起光１７は、励起光源１６から放射されて、第１面１１から光学媒質１０に入射する。励起光１７は、光学媒質１０中を進む。励起光１７は、第２面１２からサンプル５に入射する。励起光１７は、サンプル５中のまたはサンプル５の表面６上の生体成分に吸収される。例えば、生体成分測定装置１を用いて患者の血糖値を得る場合、生体成分は、表皮中の組織間質液中に存在している糖である。生体成分による励起光１７の吸収によって、サンプル５で吸収熱が発生する。サンプル５の吸収熱は、光学媒質１０に伝導する。光学媒質１０の内部に温度勾配領域が生じて、光学媒質１０内部に屈折率勾配領域１８が生じる。
　励起光１７の波長は、サンプル５中のまたはサンプル５の表面６上の生体成分の吸収波長に応じて定められる。励起光１７の波長は、プローブ光２１の波長よりも長くてもよい。励起光１７の波長は、例えば、６．０μｍ以上である。励起光１７の波長は、８．０μｍ以上であってもよい。励起光１７の波長は、例えば、１３．０μｍ以下である。励起光１７の波長は、１１．０μｍ以下であってもよい。励起光１７は、複数の波長を有する光であってもよい。例えば、生体成分測定装置１を用いて患者の血糖値を測定する場合、励起光１７の波長範囲は、糖の指紋スペクトルの波長を含む波長範囲（例えば、８．５μｍ以上１０μｍ以下の波長範囲）である。励起光源１６は、例えば、広帯域の赤外光を放射し得る量子カスケードレーザである。サンプル５中のまたはサンプル５の表面６上の生体成分に吸収されない参照光が、励起光１７とともにサンプル５に照射されてもよい。
　プローブ光源２０は、プローブ光２１を放射する。プローブ光２１は、光学媒質１０の第３面１３から光学媒質１０に入射する。プローブ光２１は、第３面１３で屈折されて、光学媒質１０（第２面１２）とサンプル５との間の界面に向けて、光学媒質１０中を進む。サンプル載置面（第２面１２）の平面視において、光学媒質１０中におけるプローブ光２１の光路は、サンプル載置面（第２面１２）のうち励起光１７によって照射される部分と重なっている。プローブ光２１は、光学媒質１０（第２面１２）とサンプル５との間の界面で内部全反射される。プローブ光２１が光学媒質１０中を進む間、プローブ光２１は、サンプル５の吸収熱により光学媒質１０内に生じた屈折率勾配領域１８中を進む。プローブ光２１は、屈折率勾配領域１８で屈折されて、プローブ光２１の進行方向が変わる。プローブ光２１（第１出射プローブ光２１ａ、第２出射プローブ光２１ｂ）は、光学媒質１０の第４面１４から出射される。
　プローブ光２１の波長は、例えば、１１００ｎｍ以上である。プローブ光２１の波長は、１３００ｎｍ以上であってもよい。プローブ光２１の波長は、例えば、１７００ｎｍ以下である。そのため、プローブ光２１の光源として、ＩｎＧａＡｓＰ系半導体レーザまたはＩｎＧａＮＡｓ系半導体レーザのような安価な光通信用半導体レーザを用いることができる。さらに、プローブ光２１は可視光ではないため、プローブ光２１が人の眼に損傷を与えるリスクが低減され得る。プローブ光２１の出力は、例えば、５ｍＷ以下である。そのため、プローブ光２１が人の眼に損傷を与えるリスクが低減され得る。
　光位置検出器２５は、光学媒質１０から出射されるプローブ光２１（第１出射プローブ光２１ａ、第２出射プローブ光２１ｂ）の位置を検出する。光位置検出器２５は、励起光１７がサンプル５に照射されていない時におけるプローブ光２１（第１出射プローブ光２１ａ）の第１位置２２ａを検出する。プローブ光２１（第１出射プローブ光２１ａ）の第１位置２２ａは、励起光１７をサンプル５に照射していない時に光位置検出器２５で検出されるプローブ光２１（第１出射プローブ光２１ａ）の位置である。光位置検出器２５は、励起光１７がサンプル５に照射されている時におけるプローブ光２１（第２出射プローブ光２１ｂ）の第２位置２２ｂを検出する。プローブ光２１（第２出射プローブ光２１ｂ）の第２位置２２ｂは、励起光１７をサンプル５に照射している時に、光位置検出器２５で検出されるプローブ光２１（第２出射プローブ光２１ｂ）の位置である。励起光１７をサンプル５に照射することによって、光位置検出器２５で検出されるプローブ光２１の位置は、第１位置２２ａから第２位置２２ｂに変位する。
　光位置検出器２５は、プローブ光２１（第１出射プローブ光２１ａ）の第１位置２２ａとプローブ光２１（第２出射プローブ光２１ｂ）の第２位置２２ｂとを、生体成分取得部２７に出力する。光位置検出器２５は、例えば、フォトダイオードまたは半導体位置検出素子である。
　生体成分取得部２７は、光位置検出器２５に接続されている。生体成分取得部２７は、第１位置２２ａと第２位置２２ｂとの間の距離であるプローブ光２１の変位量δを算出し、プローブ光２１の変位量δから、サンプル５中のまたはサンプル５の表面６上の生体成分の量または濃度を得る。生体成分取得部２７は、例えば、演算処理装置で実行される機能の一つである。
　図２を参照して、生体成分測定装置１を用いた本実施の形態の生体成分測定方法を説明する。
　本実施の形態の生体成分測定方法は、励起光１７をサンプル５に照射しないで、光位置検出器２５を用いて、プローブ光２１（第１出射プローブ光２１ａ）の第１位置２２ａを検出することを備える（Ｓ１）。励起光１７がサンプル５に照射されていないため、サンプル５で吸収熱は発生しない。光学媒質１０の内部に温度勾配領域が生じず、光学媒質１０の内部に屈折率勾配領域１８も生じない。励起光１７をサンプル５に照射していない時、プローブ光２１（第１出射プローブ光２１ａ）が光学媒質１０から出射する。プローブ光２１（第１出射プローブ光２１ａ）の第１位置２２ａは、光位置検出器２５で検出されるプローブ光２１（第１出射プローブ光２１ａ）の位置である。
　本実施の形態の生体成分測定方法は、励起光１７をサンプル５に照射しながら、光位置検出器２５を用いて、プローブ光２１（第２出射プローブ光２１ｂ）の第２位置２２ｂを検出することを備える（Ｓ２）。励起光１７がサンプル５に照射されているため、励起光１７は、サンプル５中のまたはサンプル５の表面６上の生体成分に吸収される。生体成分による励起光１７の吸収によって、サンプル５で吸収熱が発生する。サンプル５の吸収熱は、光学媒質１０に伝導する。光学媒質１０の内部に温度勾配領域が生じて、光学媒質１０の内部に屈折率勾配領域１８が生じる。プローブ光２１は、屈折率勾配領域１８で屈折されて、プローブ光２１の進行方向が変わる。励起光１７をサンプル５に照射している時、プローブ光２１（第２出射プローブ光２１ｂ）が光学媒質１０から出射する。プローブ光２１（第２出射プローブ光２１ｂ）の第２位置２２ｂは、光位置検出器２５で検出されるプローブ光２１（第２出射プローブ光２１ｂ）の位置である。励起光１７をサンプル５に照射することによって、光位置検出器２５で検出されるプローブ光２１の位置は、第１位置２２ａから第２位置２２ｂに変位する。
　本実施の形態の生体成分測定方法は、プローブ光２１の変位量δを算出することを備える（Ｓ３）。具体的には、生体成分取得部２７は、第１位置２２ａと第２位置２２ｂとの間の距離を算出して、プローブ光２１の変位量δを得る。
　本実施の形態の生体成分測定方法は、プローブ光２１の変位量δから、サンプル５中のまたはサンプル５の表面６上の生体成分の量または濃度を得ることを備える（Ｓ４）。例えば、生体成分取得部２７は、メモリ（図示せず）に接続されている。メモリは、生体成分の種類と、プローブ光２１の変位量δと、生体成分の量または濃度とが対応づけられているデータテーブルを格納している。生体成分取得部２７は、データテーブルを参照して、生体成分の種類とプローブ光２１の変位量δとに対応する生体成分の量または濃度を得る。
　図３を参照して、本実施の形態の第１変形例の生体成分測定装置１ａを説明する。本実施の形態の第１変形例では、光学媒質１０の第３面１３の法線方向は、プローブ光２１の入射方向に平行である。第４面１４は、第３面１３に平行である。プローブ光２１は、サンプル載置面（第２面１２）で内部全反射されることなく、サンプル載置面（第２面１２）に沿って進む。生体成分測定装置１ａを用いた生体成分測定方法は、生体成分測定装置１を用いた生体成分測定方法と同様である。本実施の形態の第２変形例では、プローブ光２１がサンプル載置面（第２面１２）とサンプル５との間の界面で複数回内部全反射されてもよい。
　本実施の形態の生体成分測定装置１，１ａの効果を説明する。
　本実施の形態の生体成分測定装置１，１ａは、光学媒質１０と、励起光源１６と、プローブ光源２０と、光位置検出器２５とを備える。光学媒質１０は、サンプル載置面（第２面１２）を含む。励起光源１６は、サンプル載置面（第２面１２）上に載置されるサンプル５に向けて光学媒質１０中を進む励起光１７を放射する。プローブ光源２０は、光学媒質１０中を進むプローブ光２１を放射する。光位置検出器２５は、光学媒質１０から出射されるプローブ光２１の位置を検出する。サンプル載置面（第２面１２）の平面視において、光学媒質１０中におけるプローブ光２１の光路は、サンプル載置面（第２面１２）のうち励起光１７によって照射される部分と重なっている。光学媒質１０は、カルコゲナイドガラスで形成されている。
　カルコゲナイドガラスの熱伝導率は、硫化亜鉛（ＺｎＳ）の熱伝導率（２７．２Ｗ／（ｍ・Ｋ））よりも小さい。そのため、サンプル５の吸収熱が伝導して光学媒質１０中に形成される屈折率勾配領域１８における屈折率の変化が大きくなる。本実施の形態の生体成分測定装置１，１ａは、向上された精度で生体成分を測定することを可能にする。
　本実施の形態の生体成分測定装置１，１ａでは、プローブ光２１の波長は、１３００ｎｍ以上１７００ｎｍ以下である。そのため、プローブ光２１が人の眼に損傷を与えるリスクが低減され得る。また、プローブ光源２０として安価な光通信用半導体レーザが利用可能であるため、生体成分測定装置１，１ａのコストが低減され得る。
　本実施の形態の生体成分測定装置１では、プローブ光２１はサンプル載置面（第２面１２）で内部全反射される。そのため、プローブ光２１が屈折率勾配領域１８を通る距離を長くすることができる。本実施の形態の生体成分測定装置１は、向上された精度で生体成分を測定することを可能にする。
　本実施の形態の生体成分測定装置１ａでは、プローブ光２１は、サンプル載置面（第２面１２）で内部全反射されることなく、サンプル載置面（第２面１２）に沿って進む。そのため、本実施の形態の生体成分測定装置１ａは、向上された精度で生体成分を測定することを可能にする。
　本実施の形態の生体成分測定装置１，１ａは、光位置検出器２５に接続されている生体成分取得部２７をさらに備える。光位置検出器２５は、励起光１７がサンプル５に照射されていない時におけるプローブ光２１（第１出射プローブ光２１ａ）の第１位置２２ａと、励起光１７がサンプル５に照射されている時におけるプローブ光２１（第２出射プローブ光２１ｂ）の第２位置２２ｂとを、生体成分取得部２７に出力する。生体成分取得部２７は、第１位置２２ａと第２位置２２ｂとの間の距離であるプローブ光２１の変位量δを算出し、プローブ光２１の変位量δからサンプル５中のまたはサンプル５の表面６上の生体成分の量または濃度を得る。そのため、本実施の形態の生体成分測定装置１，１ａは、向上された精度で生体成分を測定することを可能にする。
　本実施の形態の生体成分測定装置１，１ａは、光学媒質１０と、励起光源１６と、プローブ光源２０と、光位置検出器２５とを備える。光学媒質１０は、サンプル載置面（第２面１２）を含む。励起光源１６は、サンプル載置面（第２面１２）上に載置されるサンプル５に向けて光学媒質１０中を進む励起光１７を放射する。プローブ光源２０は、光学媒質１０中を進むプローブ光２１を放射する。光位置検出器２５は、光学媒質１０から出射されるプローブ光２１の位置を検出する。サンプル載置面（第２面１２）の平面視において、光学媒質１０中におけるプローブ光２１の光路は、サンプル載置面（第２面１２）のうち励起光１７によって照射される部分と重なっている。光学媒質１０は、１５．０Ｗ／（ｍ・Ｋ）以下の熱伝導率を有する材料で形成されている。
　そのため、光学媒質１０の材料の熱伝導率は、硫化亜鉛（ＺｎＳ）の熱伝導率（２７．２Ｗ／（ｍ・Ｋ））よりも小さい。サンプル５の吸収熱が伝導して光学媒質１０中に形成される屈折率勾配領域１８における屈折率の変化が大きくなる。本実施の形態の生体成分測定装置１，１ａは、向上された精度で生体成分を測定することを可能にする。
　本実施の形態の生体成分測定装置１，１ａでは、光学媒質１０の材料の熱伝導率は、１．０Ｗ／（ｍ・Ｋ）以下である。そのため、光学媒質１０の材料の熱伝導率は、硫化亜鉛（ＺｎＳ）の熱伝導率（２７．２Ｗ／（ｍ・Ｋ））よりも小さい。サンプル５の吸収熱が伝導して光学媒質１０中に形成される屈折率勾配領域１８における屈折率の変化が大きくなる。本実施の形態の生体成分測定装置１，１ａは、向上された精度で生体成分を測定することを可能にする。
　本実施の形態の生体成分測定装置１，１ａでは、光学媒質１０の材料の熱伝導率は、サンプル５の熱伝導率の０．５倍以上である。そのため、サンプル５で発生した吸収熱の多くがサンプル５に散逸することが防止されて、この吸収熱は光学媒質１０に伝導する。本実施の形態の生体成分測定装置１，１ａは、向上された精度で生体成分を測定することを可能にする。
　実施の形態２．
　図４を参照して、実施の形態２の生体成分測定装置１ｂを説明する。本実施の形態の生体成分測定装置１ｂは、実施の形態１の生体成分測定装置１と同様の構成を備えるが、以下の点で主に異なる。
　生体成分測定装置１ｂは、光チョッパー３０と、ロックインアンプ３１とをさらに備える。光チョッパー３０は、励起光１７の光路中に配置される。光チョッパー３０は励起光１７を任意の周波数でチョッピングする。ロックインアンプ３１は、光チョッパー３０と光位置検出器２５とに接続されている。ロックインアンプ３１は、光位置検出器２５から出力されるプローブ光２１の位置に関する信号のうち、光チョッパー３０のチョッピング周波数に同期する信号を選択的に増幅する。そのため、光位置検出器２５から出力されるプローブ光２１の位置に関する信号に含まれるノイズが除去され得る。生体成分測定装置１ｂは、向上された精度で生体成分を測定することを可能にする。
　実施の形態３．
　図５を参照して、実施の形態３の生体成分測定装置１ｃを説明する。本実施の形態の生体成分測定装置１ｃは、実施の形態１の生体成分測定装置１と同様の構成を備えるが、以下の点で主に異なる。
　生体成分測定装置１ｃは、温度センサ３５をさらに備える。生体成分測定装置１ｃは、ディスプレイ３６をさらに備えてもよい。温度センサ３５は、例えば、光学媒質１０のうち、サンプル５と励起光１７とプローブ光２１とから離れた部分上に取り付けられている。特定的には、温度センサ３５は、光学媒質１０のサンプル載置面（第２面１２）のうち、サンプル５と励起光１７とプローブ光２１とから離れた部分上に取り付けられている。温度センサ３５は、光学媒質１０の温度を測定する。温度センサ３５は、光学媒質１０の温度に関する第１信号を、ディスプレイ３６に出力する。温度センサ３５は、例えば、サーミスタである。ディスプレイ３６は、光学媒質１０の温度または単位時間当たりの光学媒質１０の温度の変動幅を表示する。ディスプレイ３６は、例えば、液晶表示装置などである。
　光学媒質１０の第１温度とサンプル５の第２温度との間に差があると、光学媒質１０とサンプル５との間で熱の移動が発生する。この熱の移動は、光学媒質１０の内部に生じる屈折率勾配領域１８に影響を与え、生体成分を正確に測定することを困難にする。光学媒質１０は、カルコゲナイドガラスのような低い熱伝導率を有する材料で形成されているため、単位時間当たりの光学媒質１０の第１温度の変動幅が許容温度変動幅（例えば０．１℃／分）より大きい状態（熱非平衡状態）から、単位時間当たりの光学媒質１０の第１温度の変動幅が許容温度変動幅（例えば０．１℃／分）以下の状態（熱非平衡状態）に達するまで、より長い時間がかかる。
　生体成分測定装置１ｃでは、温度センサ３５を用いて、単位時間当たりの光学媒質１０の第１温度の変動幅、すなわち、光学媒質１０とサンプル５との間の熱の移動の程度が分かる。光学媒質１０のサンプル載置面（第２面１２）にサンプル５を載置した後、温度センサ３５で測定される単位時間当たりの光学媒質１０の第１温度の変動幅が許容温度変動幅（例えば０．１℃／分）より大きい間（熱非平衡状態）は、生体成分測定装置１ｃを用いた生体成分の測定を行わない。光学媒質１０のサンプル載置面（第２面１２）にサンプル５を載置した後、単位時間当たりの光学媒質１０の第１温度の変動幅が許容温度変動幅（例えば０．１℃／分）以下（熱平衡状態）となると、生体成分測定装置１ｃを用いて生体成分の測定を開始する。
　本実施の形態の生体成分測定装置１ｃは、実施の形態１の生体成分測定装置１の効果に加えて、以下の効果をさらに奏する。
　本実施の形態の生体成分測定装置１ｃは、光学媒質１０の温度を測定する温度センサ３５をさらに備える。そのため、温度センサ３５を用いて、光学媒質１０とサンプル５との間の熱の移動に起因する光学媒質１０の温度の変動を測定することができる。光学媒質１０は、カルコゲナイドガラスのような低い熱伝導率を有する材料で形成されていても、光学媒質１０とサンプル５との間の熱の移動に起因する悪影響がなく生体成分を測定することができるタイミングが正確に分かる。本実施の形態の生体成分測定装置１ｃは、向上された精度で生体成分を測定することを可能にする。
　実施の形態４．
　図６を参照して、実施の形態４の生体成分測定装置１ｄを説明する。本実施の形態の生体成分測定装置１ｄは、実施の形態３の生体成分測定装置１ｃと同様の構成を備えるが、以下の点で主に異なる。
　生体成分測定装置１ｄは、温度調節器３７と、温度コントローラ３８とをさらに備える。温度調節器３７は、例えば、光学媒質１０のうち、サンプル５と励起光１７とプローブ光２１とから離れた部分上に取り付けられている。特定的には、温度調節器３７は、光学媒質１０のサンプル載置面（第２面１２）のうち、サンプル５と励起光１７とプローブ光２１とから離れた部分上に取り付けられている。温度調節器３７は、光学媒質１０の温度を調整する。温度調節器３７は、例えば、ペルチェ素子または電熱線である。温度センサ３５は、光学媒質１０の温度に関する第１信号を、温度コントローラ３８にも出力する。
　温度コントローラ３８は、温度センサ３５と温度調節器３７とに接続されている。温度コントローラ３８は、温度センサ３５から出力される光学媒質１０の温度に関する第１信号に基づいて温度調節器３７を制御する。具体的には、温度センサ３５で測定される単位時間当たりの光学媒質１０の第１温度の変動幅が許容温度変動幅（例えば０．１℃／分）以下となるように、温度調節器３７を制御する。例えば、光学媒質１０の第１温度がサンプル５の第２温度よりも低く、かつ、単位時間当たりの光学媒質１０の第１温度の変動幅が許容温度変動幅より大きい場合には、温度調節器３７が光学媒質１０を加熱するように、温度コントローラ３８は温度調節器３７を制御する。光学媒質１０の第１温度がサンプル５の第２温度よりも高く、かつ、単位時間当たりの光学媒質１０の第１温度の変動幅が許容温度変動幅より大きい場合には、温度調節器３７が光学媒質１０を冷却するように、温度コントローラ３８は温度調節器３７を制御する。
　本実施の形態の生体成分測定装置１ｄは、実施の形態３の生体成分測定装置１ｃの効果に加えて、以下の効果をさらに奏する。
　本実施の形態の生体成分測定装置１ｄは、光学媒質１０の温度を調整する温度調節器３７と、温度コントローラ３８とをさらに備える。温度コントローラ３８は、温度センサ３５から出力される光学媒質１０の温度に関する第１信号に基づいて温度調節器３７を制御する。そのため、光学媒質１０は、カルコゲナイドガラスのような低い熱伝導率を有する材料で形成されていても、光学媒質１０のサンプル載置面（第２面１２）にサンプル５を載置してから、光学媒質１０とサンプル５との間の熱の移動が実質的になくなって生体成分を測定可能になるまでの時間が短縮され得る。生体成分測定装置１ｄは、向上された精度でかつより短時間で生体成分を測定することを可能にする。
　実施の形態５．
　図７及び図８を参照して、実施の形態５の生体成分測定装置１ｅを説明する。本実施の形態の生体成分測定装置１ｅは、実施の形態１の生体成分測定装置１と同様の構成を備えるが、以下の点で主に異なる。
　生体成分測定装置１ｅは、プローブ光２１の進行方向（図７の左右方向）におけるサンプル５の位置を規定する位置決め部材４０をさらに備える。位置決め部材４０は、一対の挟持部材４１と、一対の挟持部材４１を互いに連結する連結部材４２とを含む。一対の挟持部材４１の各々は、底板４１ａと、底板４１ａからサンプル載置面（第２面１２）の法線方向に沿って延在する壁４１ｂとを含む。底板４１ａは、サンプル載置面（第２面１２）に面接触する。壁４１ｂは、サンプル５の側面に接触する。一対の挟持部材４１の一対の壁４１ｂは、プローブ光２１の進行方向において、サンプル５を挟持する。
　生体成分測定装置１ｅは、押圧部４４と、圧力センサ４８と、圧力コントローラ４９とをさらに備える。押圧部４４は、サンプル５をサンプル載置面（第２面１２）に向けて押圧する。押圧部４４は、例えば、押圧板４５と、押圧板４５をサンプル載置面（第２面１２）の法線方向に沿って移動させるボールねじ４６と、ボールねじ４６を回転させるモータ４７とを含む。本実施の形態の変形例では、押圧板４５は、ばねのような弾性部材を用いてサンプル５に向けて付勢されてもよい。
　圧力センサ４８は、押圧部４４に設けられている。特定的には、圧力センサ４８は、押圧板４５に設けられている。圧力センサ４８は、押圧部４４がサンプル５を押圧する圧力を測定する。圧力センサ４８は、押圧部４４がサンプル５を押圧する圧力に関する第２信号を、圧力コントローラ４９に出力する。圧力センサ４８は、例えば、ゲージ式圧力センサまたは静電容量型圧力センサである。
　図８に示されるように、圧力コントローラ４９は、押圧部４４（例えば、モータ４７）と圧力センサ４８とに接続されている。圧力コントローラ４９は、圧力センサ４８から出力される圧力に関する第２信号に基づいて押圧部４４を制御する。例えば、サンプル５に印加されかつ圧力センサ４８で測定される圧力が基準圧力となるように、押圧部４４（モータ４７）を制御する。具体的には、サンプル５に印加される圧力が基準圧力よりも低い場合には、サンプル５に印加される圧力が基準圧力に等しくなるように、圧力コントローラ４９は、押圧板４５をサンプル載置面（第２面１２）に向けて移動させる。サンプル５に印加される圧力が基準圧力よりも高い場合には、サンプル５に印加される圧力が基準圧力に等しくなるように、圧力コントローラ４９は、押圧板４５をサンプル載置面（第２面１２）から離れるように移動させる。
　本実施の形態の生体成分測定装置１ｅは、実施の形態１の生体成分測定装置１の効果に加えて、以下の効果をさらに奏する。
　本実施の形態の生体成分測定装置１ｅは、押圧部４４と、圧力センサ４８と、圧力コントローラ４９とをさらに備える。押圧部４４は、サンプル５をサンプル載置面（第２面１２）に向けて押圧する。圧力センサ４８は、押圧部４４がサンプル５を押圧する圧力を測定する。圧力コントローラ４９は、圧力センサ４８から出力される圧力に関する第２信号に基づいて押圧部４４を制御する。そのため、光学媒質１０へのサンプル５の接触圧を一定にすることができる。サンプル５の吸収熱の光学媒質１０への伝導が安定化される。生体成分測定装置１ｅは、向上された精度で生体成分を測定することを可能にする。
　本実施の形態の生体成分測定装置１ｅは、プローブ光２１の進行方向におけるサンプル５の位置を規定する位置決め部材４０をさらに備える。そのため、サンプル５が患者の指のような可動サンプルであっても、プローブ光２１の進行方向において、励起光１７及びプローブ光２１に対してサンプル５を位置決めすることができる。生体成分測定装置１ｅは、向上された精度で生体成分を測定することを可能にする。
　実施の形態６．
　図９を参照して、実施の形態６の生体成分測定装置１ｆを説明する。本実施の形態の生体成分測定装置１ｆは、実施の形態１の生体成分測定装置１と同様の構成を備えるが、以下の点で主に異なる。生体成分測定装置１ｆは、光強度検出器５１と、光源コントローラ５２とをさらに備える。生体成分測定装置１ｆは、光ビームスプリッタ５０をさらに備えてもよい。
　光強度検出器５１は、励起光源１６から放射される励起光１７の強度を検出する。光強度検出器５１は、例えば、フォトダイオードである。具体的には、励起光１７の光路に、光ビームスプリッタ５０が配置されている。光ビームスプリッタ５０は、例えば、プレート型光ビームスプリッタ、プリズム型光ビームスプリッタまたは光ファイバ型光ビームスプリッタである。光ビームスプリッタ５０は、励起光１７の一部を、光強度検出器５１に向ける。例えば、光ビームスプリッタ５０は、励起光１７の一部を反射して、光強度検出器５１に向ける。光強度検出器５１は、励起光１７の一部の光強度を検出する。光強度検出器５１は、励起光１７の強度に関する信号を出力する。
　光源コントローラ５２は、励起光源１６に接続されている。光源コントローラ５２は、励起光源１６を制御する。例えば、光源コントローラ５２は、励起光源１６に注入する電流を制御して、励起光源１６から放射される励起光１７の強度を制御する。光源コントローラ５２は、光強度検出器５１に接続されている。光源コントローラ５２は、光強度検出器５１から、励起光１７の強度に関する信号を受信する。励起光源１６から放射される励起光１７の強度が一定になるように、光源コントローラ５２は、光強度検出器５１によって検出された励起光１７の強度に関する信号に基づいて励起光源１６を制御する。
　本実施の形態の生体成分測定装置１ｆは、実施の形態１の生体成分測定装置１の効果に加えて、以下の効果をさらに奏する。
　本実施の形態の生体成分測定装置１ｆは、励起光１７の光強度を検出する光強度検出器５１と、光強度検出器５１から出力される励起光１７の強度に関する信号に基づいて励起光源１６を制御する光源コントローラ５２とをさらに備える。
　励起光源１６を長時間にわたって動作させている間に、励起光源１６から放射される励起光１７の光強度が低下することがある。励起光１７の光強度が低下すると、生体成分の測定精度が低下する。しかし、本実施の形態では、光源コントローラ５２は、光強度検出器５１から出力される励起光１７の強度に関する信号に基づいて励起光源１６を制御する。そのため、励起光源１６から放射される励起光１７の光強度を長時間にわたって維持することができる。生体成分測定装置１ｆは、長時間にわたって、向上された精度で生体成分を測定することを可能にする。
　今回開示された実施の形態１－６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。矛盾のない限り、今回開示された実施の形態１－６の少なくとも２つを組み合わせてもよい。例えば、実施の形態１の変形例に、実施の形態２－５を組み合わせてもよい。実施の形態２－５の各々に、実施の形態６を組み合わせてもよい。本開示の範囲は、上記した説明ではなく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を意図される。
　１，１ａ，１ｂ，１ｃ，１ｄ，１ｅ，１ｆ　生体成分測定装置、５　サンプル、６　表面、１０　光学媒質、１１　第１面、１２　第２面、１３　第３面、１４　第４面、１６　励起光源、１７　励起光、１８　屈折率勾配領域、２０　プローブ光源、２１　プローブ光、２１ａ　第１出射プローブ光、２１ｂ　第２出射プローブ光、２２ａ　第１位置、２２ｂ　第２位置、２５　光位置検出器、２７　生体成分取得部、３０　光チョッパー、３１　ロックインアンプ、３５　温度センサ、３６　ディスプレイ、３７　温度調節器、３８　温度コントローラ、４０　位置決め部材、４１　挟持部材、４１ａ　底板、４１ｂ　壁、４２　連結部材、４４　押圧部、４５　押圧板、４６　ボールねじ、４７　モータ、４８　圧力センサ、４９　圧力コントローラ、５０　光ビームスプリッタ、５１　光強度検出器５１、５２　光源コントローラ。

Claims (14)

  1. 　サンプル載置面を含む光学媒質と、
    　前記サンプル載置面上に載置されるサンプルに向けて前記光学媒質中を進む励起光を放射する励起光源と、
    　前記光学媒質中を進むプローブ光を放射するプローブ光源と、
    　前記光学媒質から出射される前記プローブ光の位置を検出する光位置検出器とを備え、
    　前記サンプル載置面の平面視において、前記光学媒質中における前記プローブ光の光路は、前記サンプル載置面のうち前記励起光によって照射される部分と重なっており、
    　前記光学媒質は、カルコゲナイドガラスで形成されている、生体成分測定装置。
  2. 　前記プローブ光の波長は、１３００ｎｍ以上１７００ｎｍ以下である、請求項１に記載の生体成分測定装置。
  3. 　前記励起光の光路中に配置される光チョッパーと、
    　前記光チョッパーと前記光位置検出器とに接続されているロックインアンプとをさらに備える、請求項１または請求項２に記載の生体成分測定装置。
  4. 　前記光学媒質の温度を測定する温度センサをさらに備える、請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の生体成分測定装置。
  5. 　前記光学媒質の前記温度を調整する温度調節器と、
    　前記温度センサから出力される前記光学媒質の前記温度に関する第１信号に基づいて前記温度調節器を制御する温度コントローラとをさらに備える、請求項４に記載の生体成分測定装置。
  6. 　前記サンプルを前記サンプル載置面に向けて押圧する押圧部と、
    　前記押圧部が前記サンプルを押圧する圧力を測定する圧力センサと、
    　前記圧力センサから出力される前記圧力に関する第２信号に基づいて前記押圧部を制御する圧力コントローラとをさらに備える、請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の生体成分測定装置。
  7. 　前記プローブ光の進行方向における前記サンプルの位置を規定する位置決め部材をさらに備える、請求項１から請求項６のいずれか一項に記載の生体成分測定装置。
  8. 　前記プローブ光は前記サンプル載置面で内部全反射される、請求項１から請求項７のいずれか一項に記載の生体成分測定装置。
  9. 　前記プローブ光は、前記サンプル載置面で内部全反射されることなく、前記サンプル載置面に沿って進む、請求項１から請求項７のいずれか一項に記載の生体成分測定装置。
  10. 　前記光位置検出器に接続されている生体成分取得部をさらに備え、
    　前記光位置検出器は、前記励起光が前記サンプルに照射されていない時における前記プローブ光の第１位置と、前記励起光が前記サンプルに照射されている時における前記プローブ光の第２位置とを、前記生体成分取得部に出力し、
    　前記生体成分取得部は、前記第１位置と前記第２位置との間の距離である前記プローブ光の変位量を算出し、前記変位量から前記サンプル中のまたは前記サンプルの表面上の生体成分の量または濃度を得る、請求項１から請求項９のいずれか一項に記載の生体成分測定装置。
  11. 　サンプル載置面を含む光学媒質と、
    　前記サンプル載置面上に載置されるサンプルに向けて前記光学媒質中を進む励起光を放射する励起光源と、
    　前記光学媒質中を進むプローブ光を放射するプローブ光源と、
    　前記光学媒質から出射される前記プローブ光の変位量を検出する光位置検出器とを備え、
    　前記サンプル載置面の平面視において、前記光学媒質中における前記プローブ光の光路は、前記サンプル載置面のうち前記励起光によって照射される部分と重なっており、
    　前記光学媒質は、１５．０Ｗ／（ｍ・Ｋ）以下の熱伝導率を有する材料で形成されている、生体成分測定装置。
  12. 　前記光学媒質の前記材料の前記熱伝導率は、１．０Ｗ／（ｍ・Ｋ）以下である、請求項１１に記載の生体成分測定装置。
  13. 　前記光学媒質の前記材料の前記熱伝導率は、前記サンプルの熱伝導率の０．５倍以上である、請求項１１または請求項１２に記載の生体成分測定装置。
  14. 　前記励起光の光強度を検出する光強度検出器と、
    　前記光強度検出器から出力される前記励起光の強度に関する信号に基づいて前記励起光源を制御する光源コントローラとをさらに備える、請求項１から請求項１３のいずれか一項に記載の生体成分測定装置。 
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