WO2022201301A1 - 生体成分測定装置および生体成分測定方法 - Google Patents

生体成分測定装置および生体成分測定方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2022201301A1
WO2022201301A1 PCT/JP2021/011966 JP2021011966W WO2022201301A1 WO 2022201301 A1 WO2022201301 A1 WO 2022201301A1 JP 2021011966 W JP2021011966 W JP 2021011966W WO 2022201301 A1 WO2022201301 A1 WO 2022201301A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
sample
frequency
probe light
excitation light
optical
Prior art date
Application number
PCT/JP2021/011966
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
周作 林
浩一 秋山
祐樹 津田
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 PCT/JP2021/011966 priority Critical patent/WO2022201301A1/ja
Priority to CN202180095878.6A priority patent/CN117043580A/zh
Priority to US18/282,233 priority patent/US20240151636A1/en
Priority to DE112021006826.1T priority patent/DE112021006826T5/de
Priority to JP2021541424A priority patent/JP6956930B1/ja
Publication of WO2022201301A1 publication Critical patent/WO2022201301A1/ja

Links

Images

Classifications

    • 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
    • G01N21/171—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

Definitions

  • the present disclosure relates to a biological component measuring device and a biological component measuring method.
  • Patent Document 1 discloses a noninvasive analysis system that includes an optical medium, an infrared light source, a probe light source, and a photodiode. Specifically, a biological sample is placed on the surface of the optical medium. An infrared light source emits infrared light. Infrared light illuminates the biological sample through an optical medium. The infrared light is absorbed by the biological sample and the biological sample heats up. The degree of heat absorption of a biological sample depends on the amount or concentration of the biological component in or on the surface of the sample.
  • the probe light source radiates probe light, which is visible light, toward an optical medium.
  • the probe light is totally internally reflected at the interface between the optical medium and the biological sample and exits the optical medium.
  • the absorbed heat of the biological sample is transferred to the optical medium and changes the refractive index of the optical medium.
  • a change in the refractive index of the optical medium affects 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 changes in the traveling direction of the probe light.
  • the amount or concentration of the biological component is measured from the change in the traveling direction of the probe light detected by the photodiode. For example, if the sample is a patient's skin, the patient's blood glucose level is measured as the biological component.
  • an optical chopper is arranged between the infrared light source and the optical medium.
  • Infrared light (continuous light) emitted from infrared light is intensity-modulated by an optical chopper and applied to a biological sample.
  • the biological sample is irradiated with pulsed light that is turned on and off at a cycle corresponding to the chopping frequency of the optical chopper.
  • a biological sample is irradiated with infrared light intensity-modulated for each different adjustment frequency.
  • High tuning frequencies result in absorption processes in regions closer to the surface of the biological sample, while low tuning frequencies result in absorption processes in deeper layers of the biological sample.
  • the non-invasive analysis system is configured to analyze different layers of the patient's skin based on changes in the direction of travel of the probe light detected at each of the different tuning frequencies.
  • the biological sample in order to accurately measure biological components, it is necessary to place the biological sample in the optimal position where the heat absorbed by the biological sample is stably and efficiently transferred to the optical medium. Therefore, at the start of measurement, the position of the biological sample on the surface of the optical medium is adjusted. In this position adjustment of the biological sample, the change in the traveling direction of the probe light is detected using a photodiode while irradiating the biological sample with infrared light intensity-modulated at a predetermined frequency. However, the higher the adjustment frequency, the smaller the heat absorption of the biological sample. Therefore, the heat absorbed by the biological sample is not sufficiently transmitted to the optical medium, making it difficult to determine whether the position of the biological sample is optimal. As a result, there is a possibility of causing a decrease in measurement accuracy.
  • the modulation frequency is set to a high frequency compared to the case where the modulation frequency is changed from a low frequency to a high frequency due to the structure of the optical chopper.
  • the modulation frequency is changed from 0 to a lower frequency.
  • the present disclosure has been made to solve the problems described above, and an object of the present disclosure is to provide a biological component measuring device and a biological component measuring method capable of measuring biological components with high accuracy and high efficiency. to provide.
  • a biological component measurement apparatus includes an optical medium including a sample mounting surface, an excitation light source that emits excitation light that travels through the optical medium toward the sample mounted on the sample mounting surface, and an optical medium.
  • a probe light source that emits probe light that travels through an optical medium
  • an optical position detector that detects the position of the probe light emitted from an optical medium
  • a biological component acquisition unit connected to the optical position detector, and an excitation light with intensity.
  • a modulating section for modulating and entering the optical medium.
  • the optical path of the probe light in the optical medium overlaps with the portion of the sample mounting surface irradiated with the excitation light.
  • the modulation unit is configured to switch the plurality of modulation frequencies in order from low frequency to high frequency.
  • the plurality of modulation frequencies includes a first frequency and a second frequency higher than the first frequency.
  • the optical position detector detects the position of the probe light when the sample is irradiated with the excitation light intensity-modulated at the first frequency.
  • the optical position detector detects the position of the probe light when the sample is irradiated with the excitation light intensity-modulated at the second frequency.
  • the biological component acquisition unit measures the biological component of the sample based on the position of the probe light at the first frequency and the position of the probe light at the second frequency.
  • a biological component measuring method is a biological component measuring method for measuring a biological component of a sample.
  • a biological component measurement method comprises the steps of: setting a modulation frequency in intensity modulation of excitation light to a first frequency; emitting probe light that travels through an optical medium; A step of detecting the position of the probe light emitted from the optical medium while irradiating the excitation light intensity-modulated at the first frequency toward the and emitting probe light that travels through the optical medium and directs the excitation light intensity modulated at the second frequency toward the sample mounted on the sample mounting surface of the optical medium. detecting the position of the probe light emitted from the optical medium while illuminating the , and measuring the biological component of the sample based on the position of the probe light at the first frequency and the position of the probe light at the second frequency. and the step of:
  • FIG. 1 is a diagram showing the configuration of a biological component measuring device according to Embodiment 1;
  • FIG. 1 is a flow chart for explaining the basic concept of a biological component measuring method according to an embodiment;
  • 4 is a flow chart for explaining a biological component measuring method according to an embodiment; It is a figure for demonstrating the biological component measuring method which concerns on embodiment.
  • FIG. 10 is a diagram showing the configuration of a biological component measuring device according to Embodiment 2;
  • FIG. 1 is a diagram showing the configuration of a biological component measuring device according to Embodiment 1.
  • FIG. A biological component measuring device 100 according to Embodiment 1 is a device for noninvasively measuring a biological component of a sample 5 .
  • the biological component measurement apparatus 100 includes an excitation light source 1, a probe light source 2, an optical medium 3, an optical position detector 4, a biological component acquisition unit 9, a recording unit 10, an optical chopper 11 , a lock-in amplifier 12 , an oscillator 13 and a power supply 14 .
  • the optical medium 3 includes a first surface 31, a second surface 32 on the opposite side of the first surface 31, a third surface 33 connecting the first surface 31 and the second surface 32, and the first surface 31 and the second surface 32. It has a fourth surface 34 connecting the two surfaces 32 and opposite the third surface 33 .
  • a first surface 31 of the optical medium 3 is an incident surface of the excitation light 6 emitted from the excitation light source 1 .
  • the second surface 32 is a sample mounting surface.
  • a sample 5 is placed on the second surface 32 and is in contact with the second surface 32 .
  • the sample 5 is, for example, the patient's skin or body fluid. If the substance to be measured is a liquid, the sample 5 is a liquid contained in a transparent sample holder.
  • a third surface 33 is an incident surface of the probe light 7 emitted from the probe light source 2 . The normal direction of the third surface 33 is tilted with respect to the incident direction of the probe light 7 .
  • a fourth surface 34 is an exit surface of the probe light 7 . The fourth surface 34 is inclined with respect to the output direction of the probe light 7 .
  • the optical medium 3 may be, for example, a total internal reflection prism (TIR prism).
  • the optical medium 3 is transparent to the excitation light 6.
  • that the optical medium 3 is transparent to the excitation light 6 means that the optical medium 3 has a light transmittance of 25% or more with respect to the excitation light 6 .
  • the light transmittance of the optical medium 3 with respect to the excitation light 6 may be 50% or more, 75% or more, or 90% or more.
  • the optical medium 3 is transparent to the probe light 7.
  • that the optical medium 3 is transparent to the probe light 7 means that the optical medium 3 has a light transmittance of 25% or more with respect to the probe light 7 .
  • the light transmittance of the optical medium 3 with respect to the probe light 7 may be 50% or more, 75% or more, or 90% or more.
  • the optical medium 3 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 3 may be 10.0 W/(mK) or less, 5.0 W/(mK) or less, or 3.0 W/( 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 3 is 0.5 times or more that of the sample 5 .
  • the thermal conductivity of the material of the optical medium 3 may be 0.75 times or more the thermal conductivity of the sample 5, may be greater than or equal to the thermal conductivity of the sample 5, or may be 1 of the thermal conductivity of the sample 5. It may be 0.5 times or more, or may be 2.0 times or more the thermal conductivity of Sample 5.
  • the optical medium 3 is made of chalcogenide glass.
  • Chalcogenide glass contains at least one element selected from the group consisting of, for example, 2 mol % to 22 mol % germanium (Ge) and 6 mol % to 34 mol % antimony (Sb) and bismuth (Bi). 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) element.
  • the thermal conductivity of this chalcogenide glass is 0.36 W/(m ⁇ K).
  • the excitation light source 1 receives power from the power source 14 and emits excitation light 6 toward the sample 5 placed on the sample placement surface (second surface 32).
  • the excitation light 6 is emitted from the excitation light source 1 and enters the optical medium 3 through the first surface 31 .
  • the excitation light 6 travels through the optical medium 3 and enters the sample 5 from the second surface 32 .
  • the excitation light 6 is absorbed by biological components in the sample 5 or on the surface 51 of the sample 5 .
  • the biological component is sugar present in tissue interstitial fluid in the dermis.
  • Absorption heat is generated in the sample 5 by the absorption of the excitation light 6 by the biological components. Absorbed heat of the sample 5 is conducted to the optical medium 3 .
  • a refractive index gradient region 8 is generated inside the optical medium 3 by generating a temperature gradient region inside the optical medium 3 .
  • the wavelength of the excitation light 6 is determined according to the absorption wavelengths of biological components in the sample 5 or on the surface 51 of the sample 5 .
  • the wavelength of the excitation light 6 may be longer than the wavelength of the probe light 7 .
  • the wavelength of the excitation light 6 is, for example, 6.0 ⁇ m or longer.
  • the wavelength of the excitation light 6 may be 8.0 ⁇ m or longer.
  • the wavelength of the excitation light 6 is, for example, 13.0 ⁇ m or less.
  • the wavelength of the excitation light 6 may be 11.0 ⁇ m or less.
  • the excitation light 6 may be light having multiple wavelengths.
  • the wavelength range of the excitation light 6 is a wavelength range including the wavelength of the sugar fingerprint spectrum (for example, a wavelength range of 8.5 ⁇ m or more and 10 ⁇ m or less).
  • the excitation light source 1 is, for example, a quantum cascade laser capable of emitting broadband infrared light.
  • the excitation light 6 is light having three wavelengths ⁇ 1, ⁇ 2, and ⁇ 3.
  • Light of wavelengths ⁇ 1 and ⁇ 2 is absorbed by biological components in sample 5 or on surface 51 of sample 5 .
  • the light of wavelength ⁇ 3 is not absorbed by the biological component and is used as reference light.
  • the probe light source 2 emits probe light 7 .
  • the probe light 7 enters the optical medium 3 from the third surface 33 of the optical medium 3 .
  • the probe light 7 is refracted at the third surface 33 and travels through the optical medium 3 toward the interface between the optical medium 3 (second surface 32 ) and the sample 5 .
  • the optical path of the probe light 7 in the optical medium 3 overlaps with the portion of the sample mounting surface (second surface 32) irradiated by the excitation light 6. there is The probe light 7 undergoes total internal reflection at the interface between the optical medium 3 (second surface 32 ) and the sample 5 .
  • the probe light 7 While the probe light 7 travels through the optical medium 3 , the probe light 7 travels through a refractive index gradient region 8 generated within the optical medium 3 due to heat absorption of the sample 5 .
  • the probe light 7 is refracted in the refractive index gradient region 8 and the traveling direction of the probe light 7 is changed.
  • the probe light 7 (the first emitted probe light 7 a and the second emitted probe light 7 b ) is emitted from the fourth surface 34 of the optical medium 3 .
  • the wavelength of the probe light 7 is, for example, 1100 nm or more.
  • the wavelength of the probe light 7 may be 1300 nm or longer.
  • the wavelength of the probe light 7 is, for example, 1700 nm or less. Therefore, an inexpensive semiconductor laser for optical communication such as an InGaAsP semiconductor laser or an InGaNAs semiconductor laser can be used as the probe light source 2 .
  • an inexpensive semiconductor laser for optical communication such as an InGaAsP semiconductor laser or an InGaNAs semiconductor laser can be used as the probe light source 2 .
  • the output of the probe light 7 is, for example, 5 mW or less. Therefore, the risk of the probe light 7 damaging human eyes can be reduced.
  • the optical position detector 4 detects the position of the probe light 7 emitted from the optical medium 3 .
  • FIG. 1 shows a first position 71a of the probe light (first emitted probe light 7a) when the sample 5 is not irradiated with the excitation light 6, and a probe light when the sample 5 is irradiated with the excitation light 6.
  • a second position 71b of (second outgoing probe light 7b) is shown.
  • the sample 5 In a state where the sample 5 is not irradiated with the excitation light 6 (hereinafter also referred to as a "reference state"), the sample 5 does not generate heat absorption. Therefore, no temperature gradient region occurs inside the optical medium 3 and no refractive index gradient region 8 occurs inside the optical medium 3 . Therefore, as indicated by the solid line in the drawing, the probe light 7 (first emitted probe light 7a) in the optical medium 3 is not refracted in the refractive index gradient region 8 and is emitted from the fourth surface 34 of the optical medium 3. emitted.
  • the first position 71a of the probe light (first emitted probe light 7a) is the position of the probe light 7 in the reference state and corresponds to the "reference position".
  • the optical position detector 4 detects the second position 71b of the probe light (second emitted probe light 7b) while the sample 5 is being irradiated with the excitation light 6.
  • the refractive index gradient region 8 is generated inside the optical medium 3 as described above. Therefore, the probe light (second emitted probe light 7b) is refracted in the refractive index gradient region 8 in the optical medium 3 and emitted from the fourth surface 34 of the optical medium 3, as indicated by the dashed line in the drawing. .
  • a second position 71 b of the probe light 7 is the position of the probe light 7 detected by the optical position detector 4 while the sample 5 is being irradiated with the excitation light 6 .
  • the position of the probe light 7 detected by the optical position detector 4 is displaced from the first position 71a (reference position) to the second position 71b.
  • the optical position detector 4 outputs a signal regarding the second position 71b of the probe light 7 (second emitted probe light 7b) when the sample 5 is irradiated with the excitation light 6.
  • the optical position detector 4 is, for example, a photodiode or a semiconductor position sensitive element.
  • the biological component acquisition unit 9 is connected to the optical position detector 4.
  • the biological component acquiring unit 9 acquires the displacement amount ⁇ of the probe light 7, which is the distance between the first position 71a (reference position) and the second position 71b, and from the acquired displacement amount ⁇ , Obtain the amount or concentration of the biological component on the surface 51 of the sample 5 .
  • the recording unit 10 records the amount or concentration of the biocomponent obtained by the biocomponent acquisition unit 9 .
  • the biological component acquisition unit 9 and the recording unit 10 are, for example, one of the functions executed by the arithmetic processing device.
  • the optical chopper 11 is arranged in the optical path of the excitation light 6 .
  • the optical chopper 11 chops excitation light 6 (continuous light) emitted from the excitation light source 1 at an arbitrary frequency.
  • the excitation light 6 becomes intermittent light (pulse light) that turns on and off at intervals corresponding to the chopping frequency (frequency for turning light on and off) of the optical chopper 11 , and enters the optical medium 3 .
  • the optical chopper 11 corresponds to an example of a “modulator” for intensity-modulating the excitation light 6 .
  • the chopping frequency of the optical chopper 11 corresponds to an example of a “modulation frequency” for intensity-modulating the excitation light 6 .
  • the optical chopper 11 has, for example, a rotating disk in which an opening that allows passage of the excitation light 6 and a light blocking part that blocks the excitation light 6 are arranged in a circumferential direction, and a motor that rotates the rotating disk. is doing. By periodically rotating the rotating disk with a motor, it is possible to switch whether or not to irradiate the sample 5 with the excitation light 6 . That is, the excitation light 6 is intensity-modulated at the chopping frequency of the optical chopper 11 .
  • the chopping frequency of the excitation light 6 is determined by the rotational speed of the rotating disc.
  • the oscillator 13 is connected to the optical chopper 11 and the lock-in amplifier 12.
  • the oscillator 13 sets the chopping frequency (modulation frequency) of the optical chopper 11 .
  • Oscillator 13 generates a control signal for chopping excitation light 6 and applies the generated control signal to optical chopper 11 and lock-in amplifier 12 .
  • the control signal contains the chopping frequency of the optical chopper 11 .
  • the lock-in amplifier 12 is connected to the oscillator 13 and the optical position detector 4.
  • the lock-in amplifier 12 synchronizes with the chopping frequency (modulation frequency) of the optical chopper 11 among the signals relating to the position of the probe light 7 output from the optical position detector 4 based on the control signal given from the oscillator 13 . selectively amplifies signals that
  • the lock-in amplifier 12 outputs a signal obtained by amplifying the difference between the position of the probe light 7 during the ON period of the chopping cycle of the optical chopper 11 and the position of the probe light 7 during the OFF period of the chopping cycle. .
  • the ON period of the chopping cycle corresponds to the period during which the excitation light 6 is irradiated. Therefore, the position of the probe light 7 during the ON period corresponds to the second position 71b.
  • the OFF period of the chopping cycle corresponds to the period during which the excitation light 6 is not irradiated. Therefore, the position of the probe light 7 during the OFF period corresponds to the first position 71a (reference position).
  • the lock-in amplifier 12 Based on the output signal of the optical position detector 4, the lock-in amplifier 12 generates a signal regarding the displacement amount ⁇ of the probe light 7, which is the distance between the first position 71a (reference position) and the second position 71b. .
  • the output signal of the lock-in amplifier 12 has the noise included in the signal related to the position of the probe light 7, which is output from the optical position detector 4, removed. Therefore, biological component measuring apparatus 100 can measure biological components with improved accuracy.
  • the operating frequencies of the optical chopper 11 and the lock-in amplifier 12 may be synchronized by directly connecting the optical chopper 11 and the lock-in amplifier 12 without using the oscillator 13 and exchanging signals with each other. .
  • FIG. 2 is a flow chart for explaining the basic concept of the biological component measuring method according to this embodiment.
  • the biological component measurement method includes a step (S1) of adjusting the position of the sample 5 on the sample mounting surface (second surface 32) while irradiating the sample 5 with the excitation light 6.
  • step (S1) of adjusting the position of the sample 5 on the sample mounting surface (second surface 32) while irradiating the sample 5 with the excitation light 6.
  • the optical position detector 4 is used to adjust the position of the sample 5 with respect to the excitation light 6 and the probe light 7 in the traveling direction of the probe light 7.
  • the excitation light 6 applied to the sample 5 is absorbed by biological components in the sample 5 or on the surface 51 of the sample 5 .
  • Absorption heat is generated in the sample 5 by the absorption of the excitation light 6 by the biological components.
  • a temperature gradient region is generated inside the optical medium 3 by conducting the absorbed heat of the sample 5 to the optical medium 3 . Therefore, a refractive index gradient region 8 is generated inside the optical medium 3 .
  • the probe light 7 is refracted by the refractive index gradient region 8 and emerges from the optical medium 3 .
  • the optical position detector 4 detects the second position 71b of the probe light 7 (second emitted probe light 7b). By irradiating the sample 5 with the excitation light 6, the position of the probe light 7 detected by the optical position detector 4 is displaced from the first position 71a (reference position) to the second position 71b. Based on the output signal of the optical position detector 4, the lock-in amplifier 12 generates a signal regarding the displacement amount ⁇ of the probe light 7, which is the distance between the first position 71a (reference position) and the second position 71b. .
  • step (S1) while changing the position of the sample 5 along the traveling direction of the probe light 7, the operation of acquiring the displacement amount ⁇ of the probe light 7 based on the output signal of the lock-in amplifier 12 is repeatedly executed. , the position where the amount of displacement .delta. of the probe light 7 is maximized. As a result of this search, the position of the sample 5 is determined as the position where the amount of displacement ⁇ of the probe light 7 is maximum.
  • the biological component measurement method includes a step (S2) of detecting the amount of displacement ⁇ of the probe light 7 using the optical position detector 4 while irradiating the sample 5 with the excitation light 6 .
  • the excitation light 6 is applied to the sample 5 adjusted to the optimum position.
  • the probe light 7 is refracted by a refractive index gradient region 8 generated inside the optical medium 3 and emitted from the optical medium 3 .
  • the optical position detector 4 detects the second position 71b of the probe light 7 (second emitted probe light 7b). Based on the output signal of the optical position detector 4, the lock-in amplifier 12 generates a signal regarding the amount of displacement .delta. of the probe light 7, which is the distance between the reference position and the second position 71b.
  • the process of step (S2) can be implemented continuously with the process of step (S1).
  • the biocomponent measurement method includes a step (S3) of obtaining the amount or concentration of the biocomponent in the sample 5 or on the surface 51 of the sample 5 from the displacement ⁇ of the probe light 7.
  • the recording unit 10 stores a data table in which types of biological components, displacement amounts ⁇ of the probe light 7, and amounts or concentrations of biological components are associated with each other.
  • the biological component acquisition unit 9 refers to the data table stored in the recording unit 10 to obtain the amount or concentration of the biological component corresponding to the type of biological component and the amount of displacement ⁇ of the probe light 7 .
  • the excitation light 6 is intensity-modulated by the optical chopper 11 and irradiated onto the sample 5 .
  • the pumping light 6 is intermittent light (pulse light) that turns on and off at a cycle corresponding to the modulation frequency (chopping frequency of the optical chopper 11).
  • the irradiation time per cycle of the excitation light 6 changes according to the modulation frequency. The lower the modulation frequency, the longer the irradiation time per cycle.
  • the penetration depth of the excitation light 6 into the sample 5 changes as the irradiation time per cycle changes. Specifically, the longer the irradiation time is, the deeper the penetration depth of the excitation light 6 is. Therefore, the lower the modulation frequency, the longer the irradiation time per cycle, and the deeper the penetration depth of the excitation light 6 into the sample 5 .
  • the sample 5 is composed of epidermal tissue, dermal tissue underlying the epidermal tissue, and subcutaneous tissue underlying the dermal tissue.
  • Epidermal tissue is mainly composed of keratin
  • dermal tissue is mainly composed of interstitial fluid and cells
  • subcutaneous tissue is mainly composed of fat.
  • the modulation frequency is high, the irradiation time per cycle is short, so the penetration depth of the excitation light 6 into the sample 5 is shallow. Therefore, the information obtained by measurement is mainly information on epidermal tissue.
  • the information obtained by the measurement is a combination of the information on the epidermal tissue and the information on the dermal tissue.
  • the modulation frequency is lowered, the irradiation time per cycle becomes longer and the penetration depth of the excitation light 6 becomes deeper, so the ratio of information related to the dermal tissue contained in the information obtained by measurement increases.
  • the biological component measuring device 100 When measuring a patient's blood sugar level using the biological component measuring device 100, it is necessary to obtain information on the dermal tissue because the biological component is sugar present in the interstitial fluid in the dermal tissue.
  • the information obtained from the measurement includes information about epidermal tissue, and this information about epidermal tissue can become noise with respect to information about dermal tissue.
  • a plurality of modulation frequencies are switched and intensity modulation of the excitation light 6 is performed for each modulation frequency. Then, based on a plurality of pieces of information obtained corresponding to each of the plurality of modulation frequencies, information on the dermal tissue required for blood sugar level measurement is acquired.
  • FIG. 3 is a flowchart for explaining the biological component measuring method according to this embodiment.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining the biological component measuring method according to this embodiment.
  • the step (S1) of adjusting the position of the sample 5 on the sample mounting surface (second surface 32) while irradiating the sample 5 with the excitation light 6 is performed.
  • This step (S1) has a step of setting the chopping frequency (modulation frequency) of the optical chopper 11 to the first frequency f1 using the oscillator 13 (S11).
  • Oscillator 13 generates a control signal based on the set chopping frequency (first frequency f1) and applies the generated control signal to optical chopper 11 and lock-in amplifier 12 .
  • the excitation light 6 is intensity-modulated at the chopping frequency (first frequency f1) of the optical chopper 11 .
  • the step (S1) has a step (S12) of adjusting the position of the sample 5 using the optical position detector 4 while irradiating the sample 5 with the excitation light 6 intensity-modulated at the first frequency f1.
  • FIG. 4A is a diagram showing the optical path of the probe light 7 (second emitted probe light 7b) when the sample 5 is irradiated with the excitation light 6 intensity-modulated at the first frequency f1.
  • the excitation light 6 intensity-modulated at the first frequency f1 is absorbed by biological components in the sample 5 or on the surface 51 of the sample 5 .
  • a refractive index gradient region 8 is generated inside the optical medium 3 by conducting the absorbed heat of the sample 5 to the optical medium 3 .
  • the probe light 7 is refracted by the refractive index gradient region 8 and emerges from the optical medium 3 .
  • the optical position detector 4 detects the second position 71b of the probe light 7 (second emitted probe light 7b). Based on the output signal of the optical position detector 4, the lock-in amplifier 12 generates a signal regarding the displacement amount ⁇ of the probe light 7, which is the distance between the first position 71a (reference position) and the second position 71b. .
  • step (S12) the position of the sample 5 is changed along the traveling direction of the probe light 7 while being irradiated with the excitation light intensity-modulated at the first frequency f1, and the probe is probed based on the output signal of the lock-in amplifier 12.
  • the position where the displacement ⁇ of the probe light 7 is maximized is searched.
  • the position of the sample 5 is determined as the position where the amount of displacement ⁇ of the probe light 7 is maximum.
  • step (S2) After the position of the sample 5 is adjusted in step (S1), next step ( S2) is performed.
  • This step (S2) is a step of detecting the displacement amount ⁇ 1 of the probe light 7 using the optical position detector 4 while irradiating the sample 5 with the excitation light 6 intensity-modulated at the first frequency f1 (S21).
  • step ( S ⁇ b>21 ) the sample 5 is irradiated with the excitation light 6 intensity-modulated at the same first frequency f ⁇ b>1 as the chopping frequency used for position adjustment of the sample 5 .
  • the lock-in amplifier 12 Based on the output signal of the optical position detector 4, the lock-in amplifier 12 generates a signal relating to the displacement ⁇ 1 of the probe light 7 when the sample 5 is irradiated with the excitation light 6 intensity-modulated at the first frequency f1. .
  • the displacement amount ⁇ 1 of the probe light 7 is the displacement amount ⁇ of the probe light 7 when the sample 5 is irradiated with the excitation light 6 intensity-modulated at the first frequency f1.
  • the displacement ⁇ 1 of the probe light 7 corresponds to information about the amount or concentration of the biological component in the sample 5 or on the surface 51 of the sample 5.
  • FIG. A displacement amount ⁇ 1 of the probe light 7 is stored in the recording unit 10 .
  • the step (S2) has a step (S22) of using the oscillator 13 to set the chopping frequency (modulation frequency) of the optical chopper 11 to the second frequency f2.
  • the second frequency f2 is higher than the first frequency f1 (f2>f1).
  • Oscillator 13 generates a control signal based on the set chopping frequency (second frequency f2) and applies the generated control signal to optical chopper 11 and lock-in amplifier 12 .
  • the excitation light 6 is intensity-modulated at the chopping frequency (second frequency f2) of the optical chopper 11 .
  • the step (S2) includes detecting the displacement amount ⁇ 2 of the probe light 7 using the optical position detector 4 while irradiating the sample 5 with the excitation light 6 whose intensity is modulated at the second frequency f2 (S23).
  • FIG. 4B is a diagram showing the optical path of the probe light 7 (second emitted probe light 7b) when the sample 5 is irradiated with the excitation light 6 intensity-modulated at the second frequency f2.
  • the excitation light 6 intensity-modulated at the second frequency f2 is absorbed by the biological components in the sample 5 or on the surface 51 of the sample 5 .
  • Absorption heat is generated in the sample 5 by the absorption of the excitation light 6 by the biological components.
  • a refractive index gradient region 8 is generated inside the optical medium 3 by conducting the absorbed heat of the sample 5 to the optical medium 3 .
  • the probe light 7 (second emitted probe light 7 b ) is refracted in the refractive index gradient region 8 and emitted from the optical medium 3 .
  • the optical position detector 4 detects the second position 71b of the probe light 7 (second emitted probe light 7b).
  • the lock-in amplifier 12 generates a signal regarding the displacement amount ⁇ 2 of the probe light 7 based on the output signal of the optical position detector 4 .
  • the displacement amount ⁇ 2 of the probe light 7 is the displacement amount ⁇ of the probe light 7 when the sample 5 is irradiated with the excitation light 6 intensity-modulated at the second frequency f2.
  • the displacement ⁇ 2 of the probe light 7 corresponds to information about the amount or concentration of the biocomponent in the sample 5 or on the surface 51 of the sample 5.
  • FIG. A displacement amount ⁇ 2 of the probe light 7 is stored in the recording unit 10 .
  • the step (S2) has a step (S24) of using the oscillator 13 to set the chopping frequency (modulation frequency) of the optical chopper 11 to the third frequency f3.
  • the third frequency f3 is higher than the second frequency f2 (f3>f2).
  • Oscillator 13 generates a control signal based on the set chopping frequency (third frequency f3) and applies the generated control signal to optical chopper 11 and lock-in amplifier 12 .
  • the excitation light 6 is intensity-modulated at the chopping frequency (third frequency f3) of the optical chopper 11 .
  • the step (S2) includes detecting the displacement ⁇ 3 of the probe light 7 using the optical position detector 4 while irradiating the sample 5 with the excitation light 6 intensity-modulated at the third frequency f3 (S25). have.
  • the excitation light 6 intensity-modulated at the third frequency f3 is absorbed by biological components in the sample 5 or on the surface 51 of the sample 5 .
  • Absorption heat is generated in the sample 5 by the absorption of the excitation light 6 by the biological components.
  • a refractive index gradient region 8 is generated inside the optical medium 3 by conducting the absorbed heat of the sample 5 to the optical medium 3 .
  • the probe light 7 (second emitted probe light 7 b ) is refracted in the refractive index gradient region 8 and emitted from the optical medium 3 .
  • the optical position detector 4 detects the second position 71b of the probe light 7 (second emitted probe light 7b).
  • the lock-in amplifier 12 generates a signal regarding the amount of displacement ⁇ 3 of the probe light 7 based on the output signal of the optical position detector 4 .
  • the displacement amount ⁇ 3 of the probe light 7 is the displacement amount ⁇ of the probe light 7 when the sample 5 is irradiated with the excitation light 6 intensity-modulated at the third frequency f3.
  • the displacement ⁇ 3 of the probe light 7 corresponds to information about the amount or concentration of the biocomponent in the sample 5 or on the surface 51 of the sample 5.
  • FIG. A displacement amount ⁇ 3 of the probe light 7 is stored in the recording unit 10 .
  • the biological component acquisition unit 9 refers to the data table stored in the recording unit 10, and obtains biological components corresponding to the types of biological components and the displacement amounts ⁇ 1, ⁇ 2, and ⁇ 3 of the probe light 7. Obtain the amount or concentration of an ingredient.
  • the modulation frequency (chopping frequency of the optical chopper 11) is set to a plurality of frequencies (first frequency f1, second frequency f2 and third frequency f3). ) to detect the second position 71b of the probe light 7 (second emitted probe light 7b) while irradiating the sample 5 with the excitation light 6 of each modulation frequency, and the displacement amounts ⁇ 1, ⁇ 2, Obtain ⁇ 3.
  • the number of modulation frequencies is not limited to three, and may be two or four or more.
  • the irradiation time of the excitation light 6 per cycle is varied, so that the depth of penetration of the excitation light 6 into the sample 5 is varied.
  • the first frequency f1 is lower than the second frequency f2
  • the depth of penetration of the excitation light 6 into the sample 5 is increased.
  • the absorption heat generated in the sample 5 increases, so the refractive index gradient region 8 generated inside the optical medium 3 also increases.
  • the displacement amount ⁇ 1 of the probe light 7 becomes larger than the displacement amount ⁇ 2 of the probe light 7 .
  • the displacement ⁇ 1 (first information) of the probe light 7 is obtained by irradiating the sample 5 with the excitation light 6 intensity-modulated at the first frequency f1.
  • the first information is information obtained by synthesizing information on epidermal tissue and information on dermal tissue.
  • a displacement amount ⁇ 2 (second information) of the probe light 7 is obtained by a measurement in which the sample 5 is irradiated with the excitation light 6 intensity-modulated at a second frequency f2 lower than the first frequency f1.
  • the second information contains more information about epidermal tissue.
  • information about the dermal tissue can be obtained by removing the second information from the first information.
  • the amount of sugar corresponding to the amount of displacement .delta.1 is obtained, and the amount of sugar corresponding to the amount of displacement .delta.2 is obtained. Then, by subtracting the sugar amount corresponding to the displacement amount ⁇ 2 from the sugar amount corresponding to the displacement amount ⁇ 1, or by dividing the two sugar amounts, information on the dermal tissue can be obtained.
  • the plurality of modulation frequencies are changed in order from low frequencies to high frequencies.
  • the three modulation frequencies are changed in order of first frequency f1, second frequency f2, and third frequency f3.
  • first frequency f1, second frequency f2, and third frequency f3 As shown in FIG. 1, in the configuration using the optical chopper 11 for intensity modulation of the excitation light 6, due to the structure of the motor inside the optical chopper 11, compared to the case where the chopping frequency is changed from a low frequency to a high frequency, when changing the chopping frequency from a high frequency to a low frequency, there is a problem that it takes more time to adjust the chopping frequency.
  • the modulation frequency since the modulation frequency is changed in order from low frequency to high frequency, the modulation frequency can be changed quickly. Thereby, the efficiency of measurement of biological components can be improved.
  • a step (S1) of adjusting the position of the sample 5 on the second surface 32 (sample mounting surface) of the optical medium 3 is performed.
  • the displacement amount ⁇ of the probe light 7 is obtained using the optical position detector 4 while irradiating the sample 5 with the excitation light 6 intensity-modulated at a predetermined frequency.
  • the optimal position of the sample 5 on the sample mounting surface is determined by searching for the position where the obtained displacement ⁇ is maximized. At this time, as the modulation frequency becomes higher, the heat absorbed by the sample 5 becomes smaller. Therefore, the heat absorbed by the sample 5 is not sufficiently transmitted to the optical medium 3, making it difficult to determine whether the position of the sample 5 is optimal. Become. As a result, there is a possibility of causing a decrease in measurement accuracy.
  • the excitation light 6 is intensity-modulated at a low modulation frequency (the first frequency f1 in the example of FIG. 3), thereby increasing the absorption heat of the sample 5. can do. Therefore, whether or not the position of the sample 5 is optimal can be easily determined based on the displacement amount ⁇ of the probe light 7 .
  • the measurement accuracy can be improved by arranging the sample 5 at the optimum position.
  • FIG. 5 is a diagram showing the configuration of a biological component measuring device according to Embodiment 2.
  • FIG. Biological component measuring apparatus 100 according to Embodiment 2 differs from biological component measuring apparatus 100 shown in FIG. 1 in that modulator 15 is provided instead of optical chopper 11 and oscillator 13 .
  • the modulator 15 is connected to the power supply 14 and the lock-in amplifier 12.
  • the modulator 15 generates an intermittent signal (pulse signal) that turns on and off at a cycle corresponding to the set modulation frequency.
  • Power supply 14 controls power supply and cutoff to excitation light source 1 according to an output signal provided from modulator 15 . Specifically, the power supply 14 supplies power to the excitation light source 1 during the ON period of the output signal of the modulator 15, and cuts off the power supply to the excitation light source 1 during the OFF period of the output signal.
  • the excitation light source 1 is intermittently supplied with power from the power supply 14 to generate intermittent light (pulse light) at a period corresponding to the modulation frequency.
  • a signal generator for example, is applied to the modulator 15 .
  • the modulator 15 is not limited to a signal generator, and may be any device capable of modulating an electrical signal.
  • the power source 14 supplies the excitation light source 1 with a current or voltage modulated according to the output signal of the modulator 15, the power source 14 and the modulator 15 can be may be integrated.
  • the lock-in amplifier 12 selectively amplifies the signal synchronized with the modulation frequency among the signals relating to the position of the probe light 7 output from the optical position detector 4 based on the signal given from the modulator 15. . Therefore, the noise included in the signal regarding the position of the probe light 7 output from the optical position detector 4 can be removed. As a result, the biological component can be measured with improved accuracy, similarly to the biological component measuring device 100 according to the first embodiment.
  • the biological component measuring device 100 shown in FIG. 1 has the optical chopper 11 and its driving mechanism, there is concern that the biological component measuring device 100 will become large and occupy a large installation space.
  • the biological component measurement apparatus 100 since a configuration is adopted in which the output signal of the power supply 14 to the excitation light source 1 is modulated, the optical chopper 11 is placed between the excitation light source 1 and the optical medium 3. No installation required. As a result, miniaturization and space saving of the biological component measuring device 100 can be realized.
  • 1 excitation light source 2 probe light source, 3 optical medium, 4 optical position detector, 5 sample, 6 excitation light, 7 probe light, 71a first position, 71b second position, 8 refractive index gradient region, 9 biological component acquisition unit , 10 recording unit, 11 optical chopper, 12 lock-in amplifier, 13 oscillator, 14 power supply, 15 modulator, 100 biological component measuring device, ⁇ displacement amount.

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)

Abstract

本開示に係る生体成分測定装置（１００）において、変調部（１１）は、励起光源（１）から放射された励起光を強度変調して光学媒質（３）に入射する。変調部（１１）は、複数の変調周波数を低周波数から高周波数への順で切り替えるように構成される。複数の変調周波数は、第１周波数と、第１周波数よりも高い第２周波数とを含む。光位置検出器（４）は、第１周波数で強度変調された励起光がサンプル（５）に照射されているときのプローブ光の位置と、第２周波数で強度変調された励起光がサンプルに照射されているときのプローブ光の位置とを検出する。生体成分取得部（９）は、第１周波数でのプローブ光の位置および第２周波数でのプローブ光の位置に基づいて、サンプル（５）の生体成分を測定する。

Description

生体成分測定装置および生体成分測定方法
　本開示は、生体成分測定装置および生体成分測定方法に関する。
　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載置される。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
　特許文献１に記載される非侵襲分析システムにおいて、赤外光源と光学媒質との間には、光チョッパが配置されている。赤外光から放射された赤外光（連続光）は、光チョッパによって強度変調されて生体サンプルに照射される。生体サンプルには、光チョッパのチョッピング周波数に応じた周期でオンオフするパルス光が照射される。
　特許文献１では、異なる調整周波数ごとに強度変調された赤外光が生体サンプルに照射される。高周波の調整周波数は、生体サンプルの表面により近い領域での吸収プロセスをもたらす一方で、低周波の調整周波数は、生体サンプルのより深い層での吸収プロセスをもたらす。非侵襲分析システムは、異なる調整周波数それぞれで検出されたプローブ光の進行方向の変化に基づいて、患者の皮膚の異なる層を分析するように構成される。
　上記の非侵襲分析システムにおいて、生体成分を精度良く測定するためには、生体サンプルの吸収熱が光学媒質に安定的かつ効率的に伝わる最適な位置に生体サンプルを配置する必要がある。そのため、測定開始時には、光学媒質の表面における生体サンプルの位置の調整が行われる。この生体サンプルの位置調整では、予め定められた周波数で強度変調された赤外光を生体サンプルに照射しながら、フォトダイオードを用いてプローブ光の進行方向の変化を検出する。しかしながら、調整周波数が高周波になるほど、生体サンプルの吸収熱が小さくなるため、生体サンプルの吸収熱が光学媒質に十分に伝わらず、生体サンプルの位置が最適であるか否かの判定が難しくなる。その結果、測定精度の低下を招く虞がある。
　さらに、特許文献１のように、赤外光の強度変調に光チョッパを用いる構成では、光チョッパの構造上、変調周波数を低い周波数から高い周波数に変化させる場合に比べて、変調周波数を高い周波数から低い周波数に変化させる場合の方が、変調周波数の調整に時間がかかってしまうという問題がある。
　本開示は上記のような課題を解決するためになされたものであって、本開示の目的は、高精度かつ高効率で生体成分を測定することができる生体成分測定装置および生体成分測定方法を提供することである。
　本開示に係る生体成分測定装置は、サンプル載置面を含む光学媒質と、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励起光源と、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、光学媒質から出射されるプローブ光の位置を検出する光位置検出器と、光位置検出器に接続されている生体成分取得部と、励起光を強度変調して光学媒質に入射する変調部とを備える。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。変調部は、複数の変調周波数を低周波数から高周波数への順で切り替えるように構成される。複数の変調周波数は、第１周波数と、第１周波数よりも高い第２周波数とを含む。光位置検出器は、第１周波数で強度変調された励起光がサンプルに照射されているときのプローブ光の位置を検出する。光位置検出器は、第２周波数で強度変調された励起光がサンプルに照射されているときのプローブ光の位置を検出する。生体成分取得部は、第１周波数でのプローブ光の位置および第２周波数でのプローブ光の位置に基づいて、サンプルの生体成分を測定する。
　本開示に係る生体成分測定方法は、サンプルの生体成分を測定する生体成分測定方法である。生体成分測定方法は、励起光の強度変調における変調周波数を第１周波数に設定するステップと、光学媒質中を進むプローブ光を放射するとともに、光学媒質のサンプル載置面に載置されるサンプルに向けて、第１周波数で強度変調された励起光を照射しながら、光学媒質から出射されるプローブ光の位置を検出するステップと、強度変調における変調周波数を、第１周波数から、第１周波数よりも高い第２周波数に変更するステップと、光学媒質中を進むプローブ光を放射するとともに、光学媒質のサンプル載置面に載置されるサンプルに向けて、第２周波数で強度変調された励起光を照射しながら、光学媒質から出射されるプローブ光の位置を検出するステップと、第１周波数でのプローブ光の位置および第２周波数でのプローブ光の位置に基づいて、サンプルの生体成分を測定するステップとを備える。
　本開示によれば、高精度かつ高効率で生体成分を測定することができる生体成分測定装置および生体成分測定方法を提供することができる。
実施の形態１に係る生体成分測定装置の構成を示す図である。 実施の形態に係る生体成分測定方法の基本概念を説明するためのフローチャートである。 実施の形態に係る生体成分測定方法を説明するためのフローチャートである。 実施の形態に係る生体成分測定方法を説明するための図である。 実施の形態２に係る生体成分測定装置の構成を示す図である。
　以下、本開示の実施の形態について、図面を参照して詳細に説明する。なお、以下では、図中の同一または相当部分には同一符号を付してその説明は原則的に繰返さないものとする。
　実施の形態１．
　図１は、実施の形態１に係る生体成分測定装置の構成を示す図である。実施の形態１に係る生体成分測定装置１００は、サンプル５の生体成分を非侵襲で測定するための装置である。
　図１に示すように、実施の形態１に係る生体成分測定装置１００は、励起光源１、プローブ光源２、光学媒質３、光位置検出器４、生体成分取得部９、記録部１０、光チョッパ１１、ロックインアンプ１２、発振器１３、および電源１４を備える。
　光学媒質３は、第１面３１と、第１面３１とは反対側の第２面３２と、第１面３１および第２面３２を接続する第３面３３と、第１面３１および第２面３２を接続しかつ第３面３３とは反対側の第４面３４とを有する。
　光学媒質３の第１面３１は、励起光源１から放射される励起光６の入射面である。第２面３２は、サンプル載置面である。サンプル５は、第２面３２上に載置され、第２面３２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３３は、プローブ光源２から放射されるプローブ光７の入射面である。第３面３３の法線方向は、プローブ光７の入射方向に対して傾いている。第４面３４は、プローブ光７の出射面である。第４面３４は、プローブ光７の出射方向に対して傾いている。光学媒質３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３は、励起光６に対して透明である。本明細書において、光学媒質３が励起光６に対して透明であることは、励起光６に対する光学媒質３の光透過率が２５％以上であることを意味する。励起光６に対する光学媒質３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３は、プローブ光７に対して透明である。本明細書において、光学媒質３がプローブ光７に対して透明であることは、プローブ光７に対する光学媒質３の光透過率が２５％以上であることを意味する。プローブ光７に対する光学媒質３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３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３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３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３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３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）およびビスマス（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）およびテルル（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１は、電源１４から電力の供給を受けて、サンプル載置面（第２面３２）上に載置されるサンプル５に向けて励起光６を放射する。励起光６は、励起光源１から放射されて、第１面３１から光学媒質３に入射する。励起光６は、光学媒質３中を進み、第２面３２からサンプル５に入射する。励起光６は、サンプル５中のまたはサンプル５の表面５１上の生体成分に吸収される。例えば、生体成分測定装置１００を用いて患者の血糖値を得る場合、生体成分は、真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６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３に伝導する。光学媒質３の内部に温度勾配領域が生じることにより、光学媒質３内部に屈折率勾配領域８が生じる。
　励起光６の波長は、サンプル５中のまたはサンプル５の表面５１上の生体成分の吸収波長に応じて定められる。励起光６の波長は、プローブ光７の波長よりも長くてもよい。励起光６の波長は、例えば、６．０μｍ以上である。励起光６の波長は、８．０μｍ以上であってもよい。励起光６の波長は、例えば、１３．０μｍ以下である。励起光６の波長は、１１．０μｍ以下であってもよい。励起光６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１００を用いて患者の血糖値を測定する場合、励起光６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１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。以下の説明では、励起光６は、３つの波長λ１，λ２，λ３を有する光であるとする。波長λ１，λ２の光は、サンプル５中のまたはサンプル５の表面５１上の生体成分に吸収される。波長λ３の光は、当該生体成分に吸収されず、参照光として用いられる。
　プローブ光源２は、プローブ光７を放射する。プローブ光７は、光学媒質３の第３面３３から光学媒質３に入射する。プローブ光７は、第３面３３で屈折されて、光学媒質３（第２面３２）とサンプル５との間の界面に向けて、光学媒質３中を進む。サンプル載置面（第２面３２）の平面視において、光学媒質３中におけるプローブ光７の光路は、サンプル載置面（第２面３２）のうち励起光６によって照射される部分と重なっている。プローブ光７は、光学媒質３（第２面３２）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７が光学媒質３中を進む間、プローブ光７は、サンプル５の吸収熱により光学媒質３内に生じた屈折率勾配領域８中を進む。プローブ光７は、屈折率勾配領域８で屈折されて、プローブ光７の進行方向が変わる。プローブ光７（第１出射プローブ光７ａ、第２出射プローブ光７ｂ）は、光学媒質３の第４面３４から出射される。
　プローブ光７の波長は、例えば、１１００ｎｍ以上である。プローブ光７の波長は、１３００ｎｍ以上であってもよい。プローブ光７の波長は、例えば、１７００ｎｍ以下である。そのため、プローブ光源２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７は可視光ではないため、プローブ光７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７の出力は、例えば、５ｍＷ以下である。そのため、プローブ光７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４は、光学媒質３から出射されるプローブ光７の位置を検出する。図１には、励起光６がサンプル５に照射されていないときにおけるプローブ光（第１出射プローブ光７ａ）の第１位置７１ａと、励起光６がサンプル５に照射されているときにおけるプローブ光（第２出射プローブ光７ｂ）の第２位置７１ｂとが示されている。
　励起光６がサンプル５に照射されていない状態（以下、「基準状態と」も称する）では、サンプル５で吸収熱が発生しない。そのため、光学媒質３の内部に温度勾配領域が生じず、光学媒質３内部に屈折率勾配領域８が生じない。よって、図中に実線で示すように、光学媒質３中のプローブ光７（第１出射プローブ光７ａ）は、屈折率勾配領域８で屈折されることなく、光学媒質３の第４面３４から出射される。プローブ光（第１出射プローブ光７ａ）の第１位置７１ａは、基準状態におけるプローブ光７の位置であり、「基準位置」に対応する。
　光位置検出器４は、励起光６がサンプル５に照射されている状態におけるプローブ光（第２出射プローブ光７ｂ）の第２位置７１ｂを検出する。励起光６がサンプル５に照射されている状態では、上述したように、光学媒質３内部に屈折率勾配領域８が生じる。そのため、図中に破線で示すように、プローブ光（第２出射プローブ光７ｂ）は、光学媒質３中の屈折率勾配領域８で屈折されて、光学媒質３の第４面３４から出射される。プローブ光７（第２出射プローブ光７ｂ）の第２位置７１ｂは、励起光６をサンプル５に照射しているときに、光位置検出器４で検出されるプローブ光７の位置である。励起光６をサンプル５に照射することによって、光位置検出器４で検出されるプローブ光７の位置は、第１位置７１ａ（基準位置）から第２位置７１ｂに変位する。
　光位置検出器４は、励起光６がサンプル５に照射されているときのプローブ光７（第２出射プローブ光７ｂ）の第２位置７１ｂに関する信号を出力する。光位置検出器４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９は、光位置検出器４に接続されている。生体成分取得部９は、第１位置７１ａ（基準位置）と第２位置７１ｂとの間の距離であるプローブ光７の変位量δを取得し、取得した変位量δから、サンプル５中のまたはサンプル５の表面５１上の生体成分の量または濃度を得る。記録部１０は、生体成分取得部９により得られた生体成分の量または濃度を記録する。生体成分取得部９および記録部１０は、例えば、演算処理装置で実行される機能の１つである。
　光チョッパ１１は、励起光６の光路中に配置される。光チョッパ１１は、励起光源１から放射される励起光６（連続光）を任意の周波数でチョッピングする。励起光６は、光チョッパ１１のチョッピング周波数（光をオン／オフする周波数）に応じた周期でオンオフする断続的な光（パルス光）となり、光学媒質３に入射する。光チョッパ１１は、励起光６を強度変調するための「変調部」の一実施例に対応する。光チョッパ１１のチョッピング周波数は、励起光６を強度変調するための「変調周波数」の一実施例に対応する。
　光チョッパ１１には、周知の構成を適用することができる。光チョッパ１１は、例えば、励起光６の通過を許容する開口部と励起光６を遮る遮光部とが円周方向に配置された回転円板と、当該回転円板を回転させるモータとを有している。モータによって回転円板を周期的に回転させることにより、励起光６をサンプル５に照射するか否かを切り替えることができる。すなわち、励起光６は、光チョッパ１１のチョッピング周波数で強度変調を受ける。励起光６のチョッピング周波数は、回転円板の回転速度によって決まる。
　発振器１３は、光チョッパ１１およびロックインアンプ１２に接続されている。発振器１３は、光チョッパ１１のチョッピング周波数（変調周波数）を設定する。発振器１３は、励起光６をチョッパ制御するための制御信号を生成し、生成した制御信号を光チョッパ１１およびロックインアンプ１２に与える。当該制御信号は、光チョッパ１１のチョッピング周波数を含む。
　ロックインアンプ１２は、発振器１３と光位置検出器４とに接続されている。ロックインアンプ１２は、発振器１３から与えられた制御信号に基づいて、光位置検出器４から出力される、プローブ光７の位置に関する信号のうち、光チョッパ１１のチョッピング周波数（変調周波数）に同期する信号を選択的に増幅する。
　具体的には、ロックインアンプ１２は、光チョッパ１１のチョッピング周期のオン期間におけるプローブ光７の位置と、当該チョッピング周期のオフ期間におけるプローブ光７の位置との差分を増幅した信号を出力する。
　チョッピング周期のオン期間は、励起光６が照射されている期間に相当する。したがって、オン期間におけるプローブ光７の位置は、第２位置７１ｂに相当する。チョッピング周期のオフ期間は、励起光６が照射されていない期間に相当する。したがって、オフ期間におけるプローブ光７の位置は、第１位置７１ａ（基準位置）に相当する。ロックインアンプ１２は、光位置検出器４の出力信号に基づいて、第１位置７１ａ（基準位置）と第２位置７１ｂとの間の距離であるプローブ光７の変位量δに関する信号を生成する。
　なお、ロックインアンプ１２の出力信号は、光位置検出器４から出力される、プローブ光７の位置に関する信号に含まれるノイズが除去されたものとなる。そのため、生体成分測定装置１００は、向上された精度で生体成分を測定することができる。
　なお、発振器１３を用いず、光チョッパ１１とロックインアンプ１２とを直接的に接続し、互いに信号を遣り取りすることにより、光チョッパ１１およびロックインアンプ１２の動作周波数を同期させる構成としてもよい。
　次に、図１に示した生体成分測定装置１００を用いた生体成分測定方法を説明する。
　図２は、本実施の形態に係る生体成分測定方法の基本概念を説明するためのフローチャートである。
　本実施の形態に係る生体成分測定方法は、励起光６をサンプル５に照射しながら、サンプル載置面（第２面３２）におけるサンプル５の位置を調整するステップ（Ｓ１）を備える。サンプル５の生体成分を精度良く測定するためには、サンプル５の吸収熱が光学媒質３に安定的かつ効率的に伝わる最適な位置にサンプル５を配置する必要があるためである。特に、サンプル５が患者の指であり、その表面に指紋のような微小な隆起を有している場合には、光学媒質３へのサンプル５の接触圧を確保する観点からも、サンプル５の位置調整が必要となる。
　このステップ（Ｓ１）では、励起光６をサンプル５に照射しながら、光位置検出器４を用いて、プローブ光７の進行方向において励起光６およびプローブ光７に対するサンプル５の位置を調整する。
　上述したように、サンプル５に照射された励起光６は、サンプル５中のまたはサンプル５の表面５１上の生体成分に吸収される。生体成分による励起光６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の吸収熱が光学媒質３に伝導することにより、光学媒質３の内部に温度勾配領域が生じる。そのため、光学媒質３の内部に屈折率勾配領域８が生じる。プローブ光７は、屈折率勾配領域８で屈折されて、光学媒質３から出射する。
　光位置検出器４は、プローブ光７（第２出射プローブ光７ｂ）の第２位置７１ｂを検出する。励起光６をサンプル５に照射することによって、光位置検出器４で検出されるプローブ光７の位置は、第１位置７１ａ（基準位置）から第２位置７１ｂに変位する。ロックインアンプ１２は、光位置検出器４の出力信号に基づいて、第１位置７１ａ（基準位置）と第２位置７１ｂとの間の距離であるプローブ光７の変位量δに関する信号を生成する。
　ステップ（Ｓ１）では、プローブ光７の進行方向に沿ってサンプル５の位置を変えながら、ロックインアンプ１２の出力信号に基づいてプローブ光７の変位量δを取得する動作を繰り返し実行することにより、プローブ光７の変位量δが最大となる位置を探索する。この探索の結果、プローブ光７の変位量δが最大となる位置を、サンプル５の位置に決定する。
　本実施の形態に係る生体成分測定方法は、励起光６をサンプル５に照射しながら、光位置検出器４を用いて、プローブ光７の変位量δを検出するステップ（Ｓ２）を備える。このステップ（Ｓ２）では、最適な位置に調整されたサンプル５に励起光６が照射される。プローブ光７は、光学媒質３の内部に生じた屈折率勾配領域８で屈折されて、光学媒質３から出射する。光位置検出器４は、プローブ光７（第２出射プローブ光７ｂ）の第２位置７１ｂを検出する。ロックインアンプ１２は、光位置検出器４の出力信号に基づいて、基準位置と第２位置７１ｂとの間の距離であるプローブ光７の変位量δに関する信号を生成する。なお、ステップ（Ｓ２）の工程は、ステップ（Ｓ１）の工程と一続きに実施することができる。
　本実施の形態に係る生体成分測定方法は、プローブ光７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５１上の生体成分の量または濃度を得るステップ（Ｓ３）を備える。例えば、記録部１０は、生体成分の種類と、プローブ光７の変位量δと、生体成分の量または濃度とが対応付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９は、記録部１０に格納されているデータデーブルを参照して、生体成分の種類とプローブ光７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。
　本実施の形態に係る生体成分測定装置１００において、励起光６は、光チョッパ１１によって強度変調されてサンプル５に照射される。励起光６は、変調周波数（光チョッパ１１のチョッピング周波数）に応じた周期でオンオフする断続的な光（パルス光）となる。励起光６の１周期当たりの照射時間は、変調周波数に応じて変化する。変調周波数が低くなるほど、１周期当たりの照射時間が長くなる。
　一方で、１周期当たりの照射時間が変化することによって、サンプル５に対する励起光６の侵入深さが変化する。具体的には、照射時間が長くなるほど、励起光６の侵入深さが深くなる。したがって、変調周波数が低くなるほど、１周期当たりの照射時間が長くなるため、サンプル５に対する励起光６の侵入深さが深くなる。
　例えば、サンプル５が患者の皮膚である場合、サンプル５は、表皮組織と、表皮組織の下層に存在する真皮組織と、真皮組織の下層に存在する皮下組織とから構成される。表皮組織は角質を主成分とし、真皮組織は間質液および細胞などを成分とし、皮下組織は脂肪を主成分とする。変調周波数が高い場合には、１周期当たりの照射時間が短いため、サンプル５に対する励起光６の侵入深さが浅くなる。そのため、測定にて得られる情報は、主に、表皮組織に関する情報となる。
　一方、変調周波数が低い場合には、１周期当たりの照射時間が長いため、サンプル５に対する励起光６の侵入深さが深くなる。そのため、測定にて得られる情報は、表皮組織に関する情報と、真皮組織に関する情報とが合成された情報となる。なお、変調周波数を低下させるに従って、１周期当たりの照射時間が長くなり、励起光６の侵入深さが深くなるため、測定にて得られる情報に含まれる真皮組織に関する情報の比率が大きくなる。
　生体成分測定装置１００を用いて患者の血糖値を測定する場合、生体成分は真皮組織中組織間質液中に存在している糖であるため、真皮組織に関する情報を取得する必要がある。しかしながら、上述したように、測定で得られる情報には表皮組織に関する情報が含まれており、この表皮組織に関する情報が真皮組織に関する情報に対するノイズとなり得る。
　そのため、本実施の形態に係る生体成分測定方法では、複数の変調周波数を切り替えて変調周波数ごとに励起光６の強度変調を行う。そして、複数の変調周波数にそれぞれ対応して得られた複数の情報に基づいて、血糖値測定に必要な真皮組織に関する情報を取得する。
　図３は、本実施の形態に係る生体成分測定方法を説明するためのフローチャートである。図４は、本実施の形態に係る生体成分測定方法を説明するための図である。
　図２で説明したように、最初に、励起光６をサンプル５に照射しながら、サンプル載置面（第２面３２）におけるサンプル５の位置を調整するステップ（Ｓ１）が実施される。
　このステップ（Ｓ１）は、発振器１３を用いて、光チョッパ１１のチョッピング周波数（変調周波数）を第１周波数ｆ１に設定するステップを有する（Ｓ１１）。発振器１３は、設定したチョッピング周波数（第１周波数ｆ１）に基づいて制御信号を生成し、生成した制御信号を光チョッパ１１およびロックインアンプ１２に与える。励起光６は、光チョッパ１１のチョッピング周波数（第１周波数ｆ１）で強度変調を受ける。
　ステップ（Ｓ１）は、第１周波数ｆ１で強度変調された励起光６をサンプル５に照射しながら、光位置検出器４を用いて、サンプル５の位置を調整するステップ（Ｓ１２）を有する。図４（Ａ）は、第１周波数ｆ１で強度変調された励起光６がサンプル５に照射されているときのプローブ光７（第２出射プローブ光７ｂ）の光路を示した図である。
　図４（Ａ）に示すように、第１周波数ｆ１で強度変調された励起光６は、サンプル５中のまたはサンプル５の表面５１上の生体成分に吸収される。サンプル５の吸収熱が光学媒質３に伝導することにより、光学媒質３の内部に屈折率勾配領域８が生じる。プローブ光７は、屈折率勾配領域８で屈折されて、光学媒質３から出射する。光位置検出器４は、プローブ光７（第２出射プローブ光７ｂ）の第２位置７１ｂを検出する。ロックインアンプ１２は、光位置検出器４の出力信号に基づいて、第１位置７１ａ（基準位置）と第２位置７１ｂとの間の距離であるプローブ光７の変位量δに関する信号を生成する。
　ステップ（Ｓ１２）では、第１周波数ｆ１で強度変調された励起光を照射しながら、プローブ光７の進行方向に沿ってサンプル５の位置を変えて、ロックインアンプ１２の出力信号に基づいてプローブ光７の変位量δを取得する動作を繰り返し実行することにより、プローブ光７の変位量δが最大となる位置を探索する。この探索の結果、プローブ光７の変位量δが最大となる位置を、サンプル５の位置に決定する。
　ステップ（Ｓ１）によってサンプル５の位置が調整されると、続いて、励起光６をサンプル５に照射しながら、光位置検出器４を用いて、プローブ光７の変位量δ１を検出するステップ（Ｓ２）が実施される。
　このステップ（Ｓ２）は、第１周波数ｆ１で強度変調された励起光６をサンプル５に照射しながら、光位置検出器４を用いて、プローブ光７の変位量δ１を検出するステップ（Ｓ２１）を有する。すなわち、ステップ（Ｓ２１）では、サンプル５の位置調整に用いたチョッピング周波数と同じ第１周波数ｆ１で強度変調させた励起光６がサンプル５に照射される。ロックインアンプ１２は、光位置検出器４の出力信号に基づいて、第１周波数ｆ１で強度変調された励起光６をサンプル５に照射したときのプローブ光７の変位量δ１に関する信号を生成する。
　プローブ光７の変位量δ１は、第１周波数ｆ１で強度変調された励起光６をサンプル５に照射したときのプローブ光７の変位量δである。プローブ光７の変位量δ１は、サンプル５中のまたはサンプル５の表面５１上の生体成分の量または濃度に関する情報に相当する。プローブ光７の変位量δ１は記録部１０に保存される。
　ステップ（Ｓ２）は、発振器１３を用いて、光チョッパ１１のチョッピング周波数（変調周波数）を第２周波数ｆ２に設定するステップ（Ｓ２２）を有する。第２周波数ｆ２は、第１周波数ｆ１よりも高い（ｆ２＞ｆ１）。発振器１３は、設定したチョッピング周波数（第２周波数ｆ２）に基づいて制御信号を生成し、生成した制御信号を光チョッパ１１およびロックインアンプ１２に与える。励起光６は、光チョッパ１１のチョッピング周波数（第２周波数ｆ２）で強度変調を受ける。
　ステップ（Ｓ２）は、第２周波数ｆ２で強度変調された励起光６をサンプル５に照射しながら、光位置検出器４を用いて、プローブ光７の変位量δ２を検出するステップ（Ｓ２３）を有する。図４（Ｂ）は、第２周波数ｆ２で強度変調された励起光６がサンプル５に照射されているときのプローブ光７（第２出射プローブ光７ｂ）の光路を示した図である。
　図４（Ｂ）に示すように、第２周波数ｆ２で強度変調された励起光６は、サンプル５中のまたはサンプル５の表面５１上の生体成分に吸収される。生体成分による励起光６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の吸収熱が光学媒質３に伝導することにより、光学媒質３の内部に屈折率勾配領域８が生じる。プローブ光７（第２出射プローブ光７ｂ）は、屈折率勾配領域８で屈折されて、光学媒質３から出射する。光位置検出器４は、プローブ光７（第２出射プローブ光７ｂ）の第２位置７１ｂを検出する。ロックインアンプ１２は、光位置検出器４の出力信号に基づいて、プローブ光７の変位量δ２に関する信号を生成する。
　プローブ光７の変位量δ２は、第２周波数ｆ２で強度変調された励起光６をサンプル５に照射したときのプローブ光７の変位量δである。プローブ光７の変位量δ２は、サンプル５中のまたはサンプル５の表面５１上の生体成分の量または濃度に関する情報に相当する。プローブ光７の変位量δ２は記録部１０に保存される。
　ステップ（Ｓ２）は、発振器１３を用いて、光チョッパ１１のチョッピング周波数（変調周波数）を第３周波数ｆ３に設定するステップ（Ｓ２４）を有する。第３周波数ｆ３は、第２周波数ｆ２よりも高い（ｆ３＞ｆ２）。発振器１３は、設定したチョッピング周波数（第３周波数ｆ３）に基づいて制御信号を生成し、生成した制御信号を光チョッパ１１およびロックインアンプ１２に与える。励起光６は、光チョッパ１１のチョッピング周波数（第３周波数ｆ３）で強度変調を受ける。
　ステップ（Ｓ２）は、第３周波数ｆ３で強度変調された励起光６をサンプル５に照射しながら、光位置検出器４を用いて、プローブ光７の変位量δ３を検出するステップ（Ｓ２５）を有する。
　第３周波数ｆ３で強度変調された励起光６は、サンプル５中のまたはサンプル５の表面５１上の生体成分に吸収される。生体成分による励起光６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の吸収熱が光学媒質３に伝導することにより、光学媒質３の内部に屈折率勾配領域８が生じる。プローブ光７（第２出射プローブ光７ｂ）は、屈折率勾配領域８で屈折されて、光学媒質３から出射する。光位置検出器４は、プローブ光７（第２出射プローブ光７ｂ）の第２位置７１ｂを検出する。ロックインアンプ１２は、光位置検出器４の出力信号に基づいて、プローブ光７の変位量δ３に関する信号を生成する。
　プローブ光７の変位量δ３は、第３周波数ｆ３で強度変調された励起光６をサンプル５に照射したときのプローブ光７の変位量δである。プローブ光７の変位量δ３は、サンプル５中のまたはサンプル５の表面５１上の生体成分の量または濃度に関する情報に相当する。プローブ光７の変位量δ３は記録部１０に保存される。
　次に、ステップＳ２１，Ｓ２３，Ｓ２５でそれぞれ得られたプローブ光７の変位量δ１，δ２，δ３から、サンプル５中のまたはサンプル５の表面５１上の生体成分の量または濃度を得るステップ（ＳＳ３）が実施される。このステップ（Ｓ３）では、生体成分取得部９は、記録部１０に格納されているデータデーブルを参照して、生体成分の種類とプローブ光７の変位量δ１，δ２，δ３とに対応する生体成分の量または濃度を得る。
　図３に示したように、本実施の形態に係る生体成分測定方法では、変調周波数（光チョッパ１１のチョッピング周波数）を、複数の周波数（第１周波数ｆ１、第２周波数ｆ２および第３周波数ｆ３）で切り替え、各変調周波数の励起光６をサンプル５に照射しながらプローブ光７（第２出射プローブ光７ｂ）の第２位置７１ｂを検出し、複数のプローブ光７の変位量δ１，δ２，δ３を得る。なお、変調周波数の数は３に限定されず２または４以上であってもよい。
　上述したように、変調周波数を異ならせることにより、１周期当たりの励起光６の照射時間が異なるため、サンプル５に対する励起光６の侵入深さが異なってくる。図４の例では、第１周波数ｆ１は第２周波数ｆ２よりも低いため、サンプル５に対する励起光６の侵入深さが深くなる。励起光６の侵入深さが深くなることによってサンプル５で発生する吸収熱が増加するため、光学媒質３の内部に生じる屈折率勾配領域８も大きくなる。その結果、プローブ光７の変位量δ１は、プローブ光７の変位量δ２よりも大きくなる。
　サンプル５が患者の皮膚である場合、第１周波数ｆ１で強度変調した励起光６をサンプル５に照射する測定により、プローブ光７の変位量δ１（第１の情報）を得る。第１の情報は、表皮組織に関する情報と真皮組織に関する情報とが合成された情報である。さらに、第１周波数ｆ１よりも低い第２周波数ｆ２で強度変調した励起光６をサンプル５に照射する測定により、プローブ光７の変位量δ２（第２の情報）を得る。第２の情報は、表皮組織に関する情報を多く含む。ステップＳ３では、第１の情報から第２の情報を除くことにより、真皮組織に関する情報を得ることができる。例えば、記録部１０に格納されているデータテーブルを参照することにより、変位量δ１に対応する糖の量を得るとともに、変位量δ２に対応する糖の量を得る。そして、変位量δ１に対応する糖の量から変位量δ２に対応する糖の量を減算する、または、２つの糖の量を除算することにより、真皮組織に関する情報を得ることができる。
　さらに本実施の形態に係る生体成分測定方法では、複数の変調周波数を、低周波数から高周波数の順に変化させている。図３の例では、３つの変調周波数を、第１周波数ｆ１、第２周波数ｆ２、第３周波数ｆ３の順番に変化させている。図１に示したように、励起光６の強度変調に光チョッパ１１を用いる構成では、光チョッパ１１内部のモータ等の構造上、チョッピング周波数を低周波数から高い周波数に変化させる場合に比べて、チョッピング周波数を高い周波数から低い周波数に変化させる場合の方が、チョッピング周波数の調整に時間がかかってしまうという問題がある。一例では、チョッピング周波数を低周波数から高周波数に変化させるためには数秒程度かかるのに対し、チョッピング周波数を高周波数から低周波数に変化させるためには数十秒程度かかる。本実施の形態では、低周波数から高周波数の順に変調周波数を変化させるため、変調周波数を迅速に変化させることができる。これにより、生体成分の測定の効率を向上させることができる。
　さらに、生体成分を精度良く測定するためには、サンプル５の吸収熱が光学媒質３に安定的かつ効率的に伝わる最適な位置にサンプル５を配置する必要がある。そのため、測定開始時に、光学媒質３の第２面３２（サンプル載置面）におけるサンプル５の位置を調整するステップ（Ｓ１）が実施される。
　このサンプル５の位置調整では、予め定められた周波数で強度変調された励起光６をサンプル５に照射しながら、光位置検出器４を用いて、プローブ光７の変位量δを求める。得られた変位量δが最大となる位置を探索することにより、サンプル載置面におけるサンプル５の最適な位置が決定される。このとき、変調周波数が高周波になるほど、サンプル５の吸収熱が小さくなるため、サンプル５の吸収熱が光学媒質３に十分に伝わらず、サンプル５の位置が最適であるか否かの判定が難しくなる。その結果、測定精度の低下を招く虞がある。
　本実施の形態に係る生体成分測定方法は、測定開始時には、励起光６を低周波数の変調周波数（図３の例では第１周波数ｆ１）で強度変調することにより、サンプル５の吸収熱を大きくすることができる。そのため、プローブ光７の変位量δに基づいて、サンプル５の位置が最適であるか否かを容易に判定することができる。サンプル５が最適な位置に配置されることで、測定精度の向上させることができる。
　実施の形態２．
　図５は、実施の形態２に係る生体成分測定装置の構成を示す図である。実施の形態２に係る生体成分測定装置１００は、図１に示した生体成分測定装置１００と比較して、光チョッパ１１および発振器１３に代えて、変調器１５を備える点が異なる。
　変調器１５は、電源１４およびロックインアンプ１２に接続される。変調器１５は、設定された変調周波数に応じた周期でオンオフする断続的な信号（パルス信号）を発生する。電源１４は、変調器１５から与えられる出力信号に従って、励起光源１に対する電力供給および遮断を制御する。具体的には、電源１４は、変調器１５の出力信号のオン期間中に励起光源１に電力を供給し、当該出力信号のオフ期間中に励起光源１への電力供給を遮断する。励起光源１は、電源１４から断続的に電力が供給されることにより、変調周波数に応じた周期で断続的な光（パルス光）を発生する。
　変調器１５には、例えば、シグナルジェネレータが適用される。ただし、変調器１５は、シグナルジェネレータに限定されず、電気信号を変調することができるデバイスであればよい。また、電源１４は、変調器１５の出力信号に応じて変調された電流または電圧を励起光源１に供給する構成について例示したが、変調機能を有する電源を用いることにより、電源１４および変調器１５を一体化させる構成としてもよい。
　ロックインアンプ１２は、変調器１５から与えられた信号に基づいて、光位置検出器４から出力される、プローブ光７の位置に関する信号のうち、変調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４から出力される、プローブ光７の位置に関する信号に含まれるノイズが除去され得る。これにより、実施の形態１に係る生体成分測定装置１００と同様に、向上された精度で生体成分を測定することができる。
　図１に示した生体成分測定装置１００は、光チョッパ１１およびその駆動機構などを有しているため、生体成分測定装置１００が大型化するとともに、広い設置スペースを占有することが懸念される。
　実施の形態２に係る生体成分測定装置１００によれば、励起光源１に対する電源１４の出力信号を変調する構成を採用しているため、励起光源１と光学媒質３との間に光チョッパ１１の設置が不要となる。その結果、生体成分測定装置１００の小型化および省スペース化を実現することができる。
　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。本開示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　励起光源、２　プローブ光源、３　光学媒質、４　光位置検出器、５　サンプル、６　励起光、７　プローブ光、７１ａ　第１位置、７１ｂ　第２位置、８　屈折率勾配領域、９　生体成分取得部、１０　記録部、１１　光チョッパ、１２　ロックインアンプ、１３　発振器、１４　電源、１５　変調器、１００　生体成分測定装置、δ　変位量。

Claims (7)

  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、
    　前記光位置検出器に接続されている生体成分取得部と、
    　前記励起光を強度変調して前記光学媒質に入射する変調部とを備え、
    　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、
    　前記変調部は、複数の変調周波数を低周波数から高周波数への順で切り替えるように構成され、前記複数の変調周波数は、第１周波数と、前記第１周波数よりも高い第２周波数とを含み、
    　前記光位置検出器は、前記第１周波数で強度変調された前記励起光が前記サンプルに照射されているときの前記プローブ光の位置を検出し、かつ、前記第２周波数で強度変調された前記励起光が前記サンプルに照射されているときの前記プローブ光の位置を検出し、
    　前記生体成分取得部は、前記第１周波数での前記プローブ光の位置および前記第２周波数での前記プローブ光の位置に基づいて、前記サンプルの生体成分を測定する、生体成分測定装置。
  2. 　前記変調部は、前記励起光の光路中に配置される光チョッパを含み、
    　前記光チョッパ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、
    　前記光チョッパおよび前記ロックインアンプの動作周波数を設定する発振器とをさらに備える、請求項１に記載の生体成分測定装置。
  3. 　前記変調部は、前記励起光源に対する電源の出力信号を変調する変調器を含み、
    　前記変調器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をさらに備える、請求項１に記載の生体成分測定装置。
  4. 　前記ロックインアンプは、前記励起光が前記サンプルに照射されていないときの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ときの前記プローブ光の第２位置との間の距離である前記プローブ光の変位量に関する信号を生成し、
    　前記生体成分取得部は、前記第１位置と前記第１周波数での前記第２位置との間の距離である前記プローブ光の第１の変位量と、前記第１位置と前記第２周波数での前記第２位置との間の距離である前記プローブ光の第２の変位量とに基づいて、前記サンプルの前記生体成分を測定する、請求項２または３に記載の生体成分測定装置。
  5. 　サンプルの生体成分を測定する生体成分測定方法であって、
    　励起光の強度変調における変調周波数を第１周波数に設定するステップと、
    　光学媒質中を進むプローブ光を放射するとともに、前記光学媒質のサンプル載置面に載置される前記サンプルに向けて、前記第１周波数で強度変調された前記励起光を照射しながら、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ステップと、
    　前記強度変調における前記変調周波数を、前記第１周波数から、前記第１周波数よりも高い第２周波数に変更するステップと、
    　前記光学媒質中を進む前記プローブ光を放射するとともに、前記光学媒質の前記サンプル載置面に載置される前記サンプルに向けて、前記第２周波数で強度変調された前記励起光を照射しながら、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ステップと、
    　前記第１周波数での前記プローブ光の位置および前記第２周波数での前記プローブ光の位置に基づいて、前記サンプルの生体成分を測定するステップとを備える、生体成分測定方法。
  6. 　前記光学媒質中を進む前記プローブ光を放射するとともに、前記光学媒質の前記サンプル載置面に載置される前記サンプルに向けて、前記第１周波数で強度変調された前記励起光を照射しながら、前記サンプル載置面における前記サンプルの位置を調整するステップをさらに備える、請求項５に記載の生体成分測定方法。
  7. 　前記励起光が前記サンプルに照射されていないときの前記プローブ光の第１位置と、前記第１周波数で強度変調された前記励起光が前記サンプルに照射されているときの前記プローブ光の第２位置との間の距離である前記プローブ光の第１の変位量を検出するステップと、
    　前記第１位置と、前記第２周波数で強度変調された前記励起光が前記サンプルに照射されているときの前記プローブ光の前記第２位置との間の距離である前記プローブ光の第２の変位量を検出するステップと、
    　前記第１の変位量および前記第２の変位量に基づいて、前記サンプルの前記生体成分を測定するステップとをさらに備える、請求項５または６に記載の生体成分測定方法。
PCT/JP2021/011966 2021-03-23 2021-03-23 生体成分測定装置および生体成分測定方法 WO2022201301A1 (ja)

Priority Applications (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/JP2021/011966 WO2022201301A1 (ja) 2021-03-23 2021-03-23 生体成分測定装置および生体成分測定方法
CN202180095878.6A CN117043580A (zh) 2021-03-23 2021-03-23 生物体成分测定装置以及生物体成分测定方法
US18/282,233 US20240151636A1 (en) 2021-03-23 2021-03-23 Biological component measurement device and biological component measurement method
DE112021006826.1T DE112021006826T5 (de) 2021-03-23 2021-03-23 Messgerät für eine biologische komponente und verfahren zur messung einer biologischen komponenten
JP2021541424A JP6956930B1 (ja) 2021-03-23 2021-03-23 生体成分測定装置および生体成分測定方法

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/JP2021/011966 WO2022201301A1 (ja) 2021-03-23 2021-03-23 生体成分測定装置および生体成分測定方法

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2022201301A1 true WO2022201301A1 (ja) 2022-09-29

Family

ID=78282023

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2021/011966 WO2022201301A1 (ja) 2021-03-23 2021-03-23 生体成分測定装置および生体成分測定方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US20240151636A1 (ja)
JP (1) JP6956930B1 (ja)
CN (1) CN117043580A (ja)
DE (1) DE112021006826T5 (ja)
WO (1) WO2022201301A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP7466817B1 (ja) 2023-07-19 2024-04-12 三菱電機株式会社 分析装置

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP7422956B1 (ja) 2023-05-31 2024-01-26 三菱電機株式会社 非侵襲成分分析装置

Citations (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001500037A (ja) * 1996-09-09 2001-01-09 インターナショナル ダイアグノスティクス テクノロジーズ インク． フォトニック分子プローブ
JP2001228121A (ja) * 2000-02-17 2001-08-24 Japan Science & Technology Corp 試料の物理的性質の測定装置
JP2001228122A (ja) * 2000-02-17 2001-08-24 Japan Science & Technology Corp 試料の物理的性質の測定装置
JP2001228123A (ja) * 2000-02-17 2001-08-24 Japan Science & Technology Corp 試料の物理的性質の測定装置
JP2002505427A (ja) * 1998-02-24 2002-02-19 ケーエルエー−テンカー コーポレイション 膜厚測定用非接触装置
JP2004147940A (ja) * 2002-10-31 2004-05-27 Toshiba Corp 非侵襲の生体情報計測方法及び生体情報計測装置
WO2004053466A1 (ja) * 2002-12-06 2004-06-24 Kenji Katayama 分光分析方法および分光分析装置
JP2006122579A (ja) * 2004-11-01 2006-05-18 Aime Technology Co Ltd 散乱媒質中微量成分濃度の無侵襲測定法およびその装置
JP2010520616A (ja) * 2007-02-28 2010-06-10 ルドルフテクノロジーズ インコーポレイテッド エロージョンにさらされる可能性のある試料の金属部分のピコ秒超音波を用いた特性化
JP2012052998A (ja) * 2010-09-03 2012-03-15 Sigma Koki Kk 粗面を有する固体の屈折率を測定する光学測定方法及び光学測定装置
JP2012052997A (ja) * 2010-09-03 2012-03-15 Sigma Koki Kk 固体の粗面の見掛けの屈折率を測定する光学測定方法及び光学測定装置
US20170131204A1 (en) * 2015-11-10 2017-05-11 Schlumberger Technology Corporation Optical sensors using surface plasmon resonance to determine at least one property relating to phase change of a hydrocarbon-based analyte
JP2017519214A (ja) * 2014-06-16 2017-07-13 ディアモンテク、ゲゼルシャフト、ミット、ベシュレンクテル、ハフツングＤｉａｍｏｎｔｅｃｈ Ｇｍｂｈ 非侵襲物質分析
WO2018123169A1 (ja) * 2016-12-26 2018-07-05 三菱電機株式会社 生体物質測定装置および生体物質測定方法

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE602004003414T2 (de) * 2003-04-03 2007-09-27 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd., Kadoma Methode und Gerät zur Konzentrationmessung einer spezifischen Komponente
JP2005127748A (ja) * 2003-10-21 2005-05-19 Kobe Steel Ltd 光熱変換測定装置及びその方法
EP3359948B1 (de) * 2015-12-09 2019-02-27 Diamontech GmbH Vorrichtung und verfahren zum analysieren eines stoffs
WO2019150543A1 (ja) * 2018-02-02 2019-08-08 三菱電機株式会社 生体物質測定装置
US20230053065A1 (en) * 2020-03-04 2023-02-16 Mitsubishi Electric Corporation Biological component measurement apparatus

Patent Citations (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001500037A (ja) * 1996-09-09 2001-01-09 インターナショナル ダイアグノスティクス テクノロジーズ インク． フォトニック分子プローブ
JP2002505427A (ja) * 1998-02-24 2002-02-19 ケーエルエー−テンカー コーポレイション 膜厚測定用非接触装置
JP2001228121A (ja) * 2000-02-17 2001-08-24 Japan Science & Technology Corp 試料の物理的性質の測定装置
JP2001228122A (ja) * 2000-02-17 2001-08-24 Japan Science & Technology Corp 試料の物理的性質の測定装置
JP2001228123A (ja) * 2000-02-17 2001-08-24 Japan Science & Technology Corp 試料の物理的性質の測定装置
JP2004147940A (ja) * 2002-10-31 2004-05-27 Toshiba Corp 非侵襲の生体情報計測方法及び生体情報計測装置
WO2004053466A1 (ja) * 2002-12-06 2004-06-24 Kenji Katayama 分光分析方法および分光分析装置
JP2006122579A (ja) * 2004-11-01 2006-05-18 Aime Technology Co Ltd 散乱媒質中微量成分濃度の無侵襲測定法およびその装置
JP2010520616A (ja) * 2007-02-28 2010-06-10 ルドルフテクノロジーズ インコーポレイテッド エロージョンにさらされる可能性のある試料の金属部分のピコ秒超音波を用いた特性化
JP2012052998A (ja) * 2010-09-03 2012-03-15 Sigma Koki Kk 粗面を有する固体の屈折率を測定する光学測定方法及び光学測定装置
JP2012052997A (ja) * 2010-09-03 2012-03-15 Sigma Koki Kk 固体の粗面の見掛けの屈折率を測定する光学測定方法及び光学測定装置
JP2017519214A (ja) * 2014-06-16 2017-07-13 ディアモンテク、ゲゼルシャフト、ミット、ベシュレンクテル、ハフツングＤｉａｍｏｎｔｅｃｈ Ｇｍｂｈ 非侵襲物質分析
US20170131204A1 (en) * 2015-11-10 2017-05-11 Schlumberger Technology Corporation Optical sensors using surface plasmon resonance to determine at least one property relating to phase change of a hydrocarbon-based analyte
WO2018123169A1 (ja) * 2016-12-26 2018-07-05 三菱電機株式会社 生体物質測定装置および生体物質測定方法

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP7466817B1 (ja) 2023-07-19 2024-04-12 三菱電機株式会社 分析装置

Also Published As

Publication number Publication date
JPWO2022201301A1 (ja) 2022-09-29
US20240151636A1 (en) 2024-05-09
JP6956930B1 (ja) 2021-11-02
DE112021006826T5 (de) 2023-11-02
CN117043580A (zh) 2023-11-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN108369183B (zh) 用于分析材料的装置和方法
US6241663B1 (en) Method for improving non-invasive determination of the concentration of analytes in a biological sample
EP3248544B1 (en) Device for measuring concentration of substance in blood, and method for measuring concentration of substance in blood
US8140139B2 (en) Method and apparatus for the non-invasive sensing of glucose in a human subject
WO2022201301A1 (ja) 生体成分測定装置および生体成分測定方法
CN108369182B (zh) 用于分析材料的装置和方法
US20060281982A1 (en) Method and apparatus for the non-invasive sensing of glucose in a human subject
JP2000037355A (ja) グルコース濃度測定方法および装置
JP6985561B2 (ja) 生体成分測定装置
US9332936B2 (en) Concentration determination apparatus and concentration determination method for detecting an absorbance of living body tissue based on a light intensity and measuring a concentration of a measured component contained in living body tissue
US20210121068A1 (en) Spectrometer including tunable on-chip laser and spectrum measurement method
US8107059B2 (en) Non-invasive probe for measuring body components and a non-invasive body component measurement system including the non-invasive probe
JP3731784B2 (ja) グルコース濃度測定方法および装置
CN113349768A (zh) 测定装置以及生物体信息测定装置
JP6966028B1 (ja) 成分測定装置および成分測定方法
JP6080004B2 (ja) パラメータ計測装置、パラメータ計測方法、及びプログラム
JP5345439B2 (ja) 成分濃度分析装置及び成分濃度分析方法
JP7466817B1 (ja) 分析装置
EP4230131A1 (en) Wearable device and method for detecting an analyte in tissue of a human or animal subject
JP2023029143A (ja) 無侵襲血糖値測定器
KR20210049660A (ko) 조정 가능한 온 칩 레이저 기반의 분광기 및 이를 이용한 스펙트럼 측정 방법

Legal Events

Date Code Title Description
ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2021541424

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

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

Ref document number: 21932911

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 18282233

Country of ref document: US

Ref document number: 112021006826

Country of ref document: DE

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 202180095878.6

Country of ref document: CN

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 21932911

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1