JP6548838B2 - 生体物質測定装置 - Google Patents

Description

本発明は、生体物質測定装置に関し、特に、赤外光を用いて生体内に存在する糖などの生体物質を測定する生体物質測定装置に関する。

従来の侵襲型センサは、針を用いて採血を行い、生体中の物質の成分を解析する。特に、日常的に利用されている血糖値センサについては、穿刺による患者の苦痛緩和のため、非侵襲方式が求められている。非侵襲血糖値センサとして、糖の指紋スペクトルを直接検出することができる赤外光を利用した測定が試みられているが、赤外光は水の吸収が強いため皮膚から深くまで到達することができない。このため、生体中の糖による吸収が小さくても血糖値を安定的にかつ高精度に検出する技術が求められている。

このような要求に対し、たとえば、特許文献１に記載の装置では、ＡＴＲ（Attenuated Total Reflection）プリズムを用いた測定によりＳＮ比を向上させている。ＡＴＲプリズムを伝搬する赤外光は、被測定皮膚とＡＴＲプリズムの境界面で全反射を繰り返す。全反射する境界面ではエバネッセント光が発生して被測定皮膚に侵入する。エバネッセント光が水、糖、およびその他生体物質によって吸収および散乱するため、ＡＴＲプリズムを伝搬する赤外光の強度が減衰する。したがって、全反射を繰り返す回数が多くなる程、伝搬する赤外光の強度が減衰する。

特開２０１５−１７３９３５号公報

特許文献１では、グルコースの吸収波長付近のみで測定を行っており、生体の散乱に起因する測定誤差を考慮した補正を行っていない。

それゆえに、本発明の目的は、生体の散乱に起因する測定誤差を考慮して、検出した赤外光を補正する生体物質測定装置を提供することである。

本発明の生体物質測定装置は、信号光、参照光、および補正光を含む赤外光を放射する赤外光源部と、生体表面に密着させることが可能なＡＴＲプリズムと、ＡＴＲプリズムから出射された赤外光を検出する赤外光検出器と、検出された赤外光のスペクトルがＳ（λ）、参照光の波長λ１において検出された赤外光の強度がＩ１、補正光の波長λ２において検出された赤外光の強度がＩ２のときに、以下の式（Ｂ１）および（Ｂ２）に従って、信号光の波長λにおいて検出されたスペクトルＳ（λ）をＳ′（λ）に補正する制御部とを備える。

Ｉ（λ）＝（Ｉ２−Ｉ１）×（λ−λ１）／（λ２−λ１）−Ｉ１…（Ｂ１）
Ｓ’（λ）＝Ｓ（λ）−Ｉ（λ）…（Ｂ２）

本発明によれば、制御部は、参照光の波長λ１において検出された赤外光の強度がＩ１、補正光の波長λ２において検出された赤外光の強度がＩ２のときに、式（Ｂ１）および（Ｂ２）に従って、信号光の波長λにおいて検出されたスペクトルＳ（λ）をＳ′（λ）に補正する。これによって、生体の散乱に起因する測定誤差を考慮して、検出された赤外光が補正されるので、より高精度に生体物質を測定することができる。

実施の形態１の血糖値測定装置を表わす図である。 ＡＴＲプリズム５５を表わす図である。 実施の形態１において赤外光検出器５８によって測定される赤外スペクトルを表わす図である。 実施の形態２の血糖値測定装置を表わす図である。 実施の形態２において赤外光検出器５８によって測定される赤外強度を表わす図である。 実施の形態３の赤外光検出器５８に含まれるセンサアレイ１０００の模式図である。 実施の形態４の赤外光検出器５８の構成を表わす図である。 実施の形態４の半導体光素子１００の上面図である。 吸収体１０を省略した実施の形態４の半導体光素子１００の上面図である。 図９の半導体光素子１００をIII−III方向に見た場合の断面図である。 実施の形態４の半導体光素子１００に含まれる吸収体１０を表わす図である。 実施の形態５の波長選択構造部１１の上面図である。 図１２の波長選択構造部１１をＶ−Ｖ方向に見た場合の断面図である。

以下、本発明の実施の形態について図面を用いて説明する。
実施の形態１．
以下、測定対象の生体物質として血糖値を例に挙げて説明するが、本実施の形態の測定装置は血糖値の測定に限定するものではなく、他の生体物質の測定にも適用することができる。

図１は、実施の形態１の血糖値測定装置を表わす図である。
この血糖値測定装置は、赤外光源部５１と、凹面鏡５２と、光ファイバ５３と、ＡＴＲプリズム５５と、光ファイバ５６と、レンズ５７と、赤外光検出器５８と、制御部６０とを備える。

赤外光源部５１は、たとえばフーリエ赤外分光器または波長可変レーザによって構成される。赤外光源部５１から放射される赤外光は、信号光、波長λ１の参照光、および波長λ２の補正光を含む。

凹面鏡５２は、赤外光源部５１から出射された赤外光を集光して、光ファイバ５３に送る。

光ファイバ５３は、赤外光を伝送する。光ファイバ５３の先端は、ＡＴＲプリズム５５と接続する。

ＡＴＲプリズム５５は、生体表面５４に密着可能である。
図２は、ＡＴＲプリズム５５を表わす図である。

光ファイバ５３から出射された入射赤外光１１ａは、ＡＴＲプリズム５５の端面２０で反射し、伝搬赤外光１１ｂとなる。伝搬赤外光１１ｂは、生体表面５４に接触したＡＴＲプリズム５５の内部を、ＡＴＲプリズム５５の端面２０ａおよび２０ｂで全反射を繰り返しながら透過する。ＡＴＲプリズム５０内を透過した伝搬赤外光１１ｂは、ＡＴＲプリズム５５の端面２０ｄで反射し、放射赤外光１１ｃとなる。放射赤外光１１ｃは、光ファイバ５３に送られる。

光ファイバ５６の一端は、ＡＴＲプリズム５５と接続し、ＡＴＲプリズム５５から出射される赤外光を受光する。光ファイバ５６は、赤外光を伝送する。光ファイバ５６の他端は、レンズ５７と接続する。

光ファイバ５６から出射される赤外光は、レンズ５７を介して、赤外光検出器５８へ送られる。

赤外光検出器５８は、ＡＴＲプリズム５５から出射され、光ファイバ５６およびレンズ５７を経由して入射される赤外光を検出する。

図３は、実施の形態１において赤外光検出器５８によって測定される赤外スペクトルを表わす図である。

図３に示す赤外スペクトルには、測定および生体に起因する雑音が存在する。たとえば生体中のグルコース以外の物質による光吸収、ＡＴＲプリズム５５の生体への押付圧力および接触角度、生体における光散乱光学系の不安定性が雑音の原因となりうる。

制御部６０は、これらの雑音を除去するため、以下の式に従って、信号光の波長λにおいて検出された赤外スペクトルＳ（λ）をＳ′（λ）に補正する。

参照光の波長λ１において検出された赤外光の強度をＩ１とする。
補正光の波長λ２において検出された赤外光の強度とＩ２とする。

Ｉ（λ）＝（Ｉ２−Ｉ１）×（λ−λ１）／（λ２−λ１）−Ｉ１…（１）
Ｓ’（λ）＝Ｓ（λ）−Ｉ（λ）…（２）
参照光は、バックグラウンドとして用いるため、参照光の波長λ１は、測定対象の生体物質の吸収が相対的に大きい波長である。参照光の波長λ１は、グルコースの吸収ピーク付近であって、かつグルコースの吸収に影響されない波長であることが望ましい。たとえば、参照光の波長λ１は、８．０〜１０μｍの領域であって、かつグルコースの吸収に影響されない波長であることが望ましい。

生体における光散乱の影響を除去するため、補正光の波長λ２は、測定対象の生体物質の吸収が相対的に小さい波長である。補正光の波長λ２は、赤外領域の波長であることが望ましい。たとえば、補正光の波長λ２は、水による吸収の小さい０．８〜２．５μｍであることが望ましい。

実施の形態２．
図４は、実施の形態２の血糖値測定装置を表わす図である。

実施の形態２の血糖値測定装置が、実施の形態１の血糖値測定装置と相違する点は、赤外光源部５１および制御部６０である。

赤外光源部５１は、血糖値の算出に用いられる信号光を放射する信号光用赤外光源１５１と、バックグラントとして利用される参照光を放射する参照光用赤外光源２５１と、補正光を放射する補正光用赤外光源３５１とを備える。

信号光用赤外光源１５１、参照光用赤外光源２５１、および補正光用赤外光源３５１は、特定波長の光を放射する。

信号光用赤外光源１５１は、単一波長λ１の信号光を放射する量子カスケードレーザである。参照光用赤外光源２５１は、単一波長λ２の参照光を放射する量子カスケードレーザである。量子カスケードレーザは、中赤外領域で発振可能であり、小型、かつ高出力である。

補正光用赤外光源３５１は、単一波長λ３の補正光を放射する半導体レーザある。半導体レーザは、光通信に用いられ、安価である。

図５は、実施の形態２において赤外光検出器５８によって測定される赤外強度を表す図である。

図５に示すように、特定波長の光を放射するレーザ光源を用いる場合、得られる結果は赤外スペクトルではなく赤外光強度となる。

制御部６０は、これらの雑音を除去するため、以下の式に従って、信号光の波長λ１において検出された赤外光の強度Ｉ１をＩ１′に補正する。

参照光の波長λ２において検出された赤外光の強度をＩ２とする。
補正光の波長λ３において検出された赤外光の強度とＩ３とする。

Ｉ（λ）＝（Ｉ３−Ｉ２）×（λ−λ２）／（λ３−λ２）−Ｉ２…（３）
Ｉ１’＝Ｉ１−Ｉ（λ１）…（４）
ここで、信号光の波長λ１は、測定対象の生体物質の吸収が相対的に大きい波長である。信号光の波長λ１はグルコースの吸収ピークのいずれかに略一致する波長であることが望ましい。たとえば８．０〜１０μｍの領域であって、かつグルコースの吸収ピークのいずれかに略一致する波長であることが望ましい。

参照光は、バックグラウンドとして用いるため、参照光の波長λ２は、測定対象の生体物質の吸収が相対的に大きい波長である。参照光の波長λ２は、グルコースの吸収ピーク付近であって、かつグルコースの吸収に影響されない波長であることが望ましい。たとえば、参照光の波長λ２は、８．０〜１０μｍの領域であって、かつグルコースの吸収に影響されない波長であることが望ましい。

生体における光散乱の影響を除去するため、補正光の波長λ３は、測定対象の生体物質の吸収が相対的に小さい波長である。補正光の波長λ３は、近赤外領域の波長であることが望ましい。たとえば、補正光の波長λ３は、水による吸収の小さい０．８〜２．５μｍであることが望ましい。

［実施の形態２の変形例１］
信号光用赤外光源１５１および参照光用赤外光源２５１は、複数の吸収ピークに略一致する波長で発振する複数の量子カスケードレーザであってもよい。これにより、複数波長を用いて血糖値の測定をすることが可能になり、さらなる精度の向上が可能である。

あるいは、信号光用赤外光源１５１および参照光用赤外光源２５１は、単一波長の赤外光を放射する複数の量子カスケードレーザが集積された波長集積素子であってもよい。波長集積素子を用いることにより装置の小型化と装置の組立の簡単化が可能となる。

［実施の形態２の変形例２］
赤外光源部５１には広帯域の光を放射する量子カスケードレーザ、フィラメントに電流を流して加熱するタイプの熱光源、加熱部に周期パターンを設けたプラズモンまたはメタマテリアル光源を用いてもよい。そして、赤外光検出器５８は、特定波長を選択的に検出する構成でもよい。フィラメントに電流を流して加熱するタイプの熱光源は、印加する電流の量によって温度が制御可能であるため、黒体放射に従った広帯域な赤外線が放射される。加熱部に周期パターンを設けたプラズモンまたはメタマテリアル光源は、放射波長域は表面構造で規定されるため不要な放射が抑制されるので、高効率な光源である。

実施の形態３．
図６は、実施の形態３の赤外光検出器５８に含まれるセンサアレイ１０００の模式図である。センサアレイ１０００は、それぞれ異なる波長の光を検出する非冷却赤外線センサ（以下、センサ画素ともいう）１１０，１２０，１３０，１４０によって構成される。

センサ画素１１０，１２０，１３０，１４０は、それぞれ例えば受光部の表面にプラズモン共鳴を利用した波長選択型吸収体を含む。波長選択型吸収体は、選択した波長の赤外光を検出する。選択された波長の赤外光のみを検出する非冷却赤外線センサのアレイを含む赤外光検出器５８を用いることによって、複数の波長の測定を同時に行えるため、短時間での測定が可能となる。

また、下記に示すように、プラズモン共鳴を利用することによって、分光フィルタが不要となるため、装置の構成が簡易化され、低コスト化が可能である。また、赤外波長域ではフィルタ自体の熱放射があるため波長選択性が低下することになるが、受光部にプラズモン構造を用いることによって波長選択性が向上する。これによって、血糖値の分析など極微量な成分を検出するための高感度化が達成できる。

たとえば、信号光の波長をλＡ，λＢ、参照光の波長をλＣ、補正光の波長をλＤとしたとき、赤外光検出器５８のセンサ画素１１０，１２０，１３０，１４０が、λＡ，λＢ，λＣ，λＤの波長の赤外光を検出する。ただし、補正光の波長用の赤外光検出器には、光通信に用いられる安価な光検出器を用いてもよい。

波長λＡおよびλＢのうち少なくとも１つが、測定対象の生体物質の波長に相当する。
外部の背景および人体からの放射される赤外線も赤外光検出器５８に入射することがあるが、波長λＡ，λＢ，λＣを互いに非常に近い値に設定することによって、背景および人体から放射される赤外線の影響がほぼ等しくなるので、ノイズの影響を最小限にすることができる。

また、このノイズを除外するために、放射赤外光をチョッパーを用いてある周波数でチョッピングしても良い。また、赤外光源部５１自体をパルス駆動させ、その周波数を用いてチョッピングすることによって検出感度を上げることもできる。センサ画素１１０，１２０，１３０，１４０からの出力信号を、チョッピング周波数でフーリエ変換することによってノイズを低減した出力が得られるものとしてもよい。

なお、さらに検出する波長を増やす場合はセンサ画素を追加すればよい。センサ画素の表面周期構造のみを制御することによって、検出波長を調整することができるような場合には、アレイ化した画素の数だけの波長を検出することができる。

以下、赤外光検出器５８の具体例について説明する。
赤外光検出器５８のセンサ画素に用いられる非冷却赤外線センサ（熱型の赤外線センサ）の方式には、焦電型、ボロメータ、サーモパイル、ＳＯＩ(silicon on insulator)型ダイオードなどがある。方式が異なっても、プラズモン共鳴をセンサの受光部つまり吸収体に用いることで波長選択が可能になる。よって、本実施の形態は、非冷却赤外線センサの方式によらず、いずれの方式でも赤外光検出器５８として用いることができる。

実施の形態４．
図７は、実施の形態４の赤外光検出器５８の構成を表す図である。

この赤外光検出器５８は、集積波長選択型赤外センサである。赤外光検出器５８は、センサアレイ１０００と、検出回路１０１０とを備える。

センサアレイ１０００は、行列状に配置された９×６個の画素（半導体光素子）１００を備える。基板１の上に９×６個の半導体光素子１００がＸ軸およびＹ軸方向にマトリックス状（アレイ状）に配置されている。Ｚ軸に平行な方向から光が入射する。すなわち、赤外光検出器５８は、ＡＴＲプリズム５５から出射された赤外光を垂直に受ける。

検出回路１０１０は、センサアレイ１０００の周囲に設けられる。検出回路１０１０は、半導体光素子１００が検出した信号を処理することによって、画像を検出する。検出回路１０１０は、検出波長が少ない場合は画像を検出する必要が無く、各素子からの出力を検出すれば良い。

以下では、半導体光素子１００の一例として、熱型の赤外線センサを用いて説明する。 図８は、実施の形態４の半導体光素子１００の上面図である。図８に示すように、半導体光素子１００は、吸収体１０を含む。

図９は、吸収体１０を省略した実施の形態４の半導体光素子１００の上面図である。図９では、明確化のために配線上の保護膜や反射膜は省略してある。図１０は、図９の半導体光素子１００をIII−III方向に見た場合の断面図（吸収体１０等を含む）である。図１１は、実施の形態４の半導体光素子１００に含まれる吸収体１０を表す図である。

図７〜図１１に示すように、半導体光素子１００は、たとえば、シリコンからなる基板１を含む。基板１には中空部２が設けられる。中空部２の上には、温度を検知する温度検知部４が配置される、温度検知部４は、２本の支持脚３によって支持されている。支持脚３は、図９に示すように、上方から見るとＬ字型に折れ曲がったブリッジ形状を有する。支持脚３は、薄膜金属配線６と、薄膜金属配線６を支える誘電体膜１６とを含む。

温度検知部４は、検知膜５と、薄膜金属配線６とを含む。検知膜５は、たとえば、結晶シリコンを用いたダイオードからなる。薄膜金属配線６は、支持脚３にも設けられ、絶縁膜１２で覆われたアルミニウム配線７と検知膜５とを電気的に接続している。薄膜金属配線６は、例えば、厚さ１００ｎｍのチタン合金からなる。検知膜５が出力した電気信号は、支持脚３に形成された薄膜金属配線６を経由してアルミニウム配線７に伝わり、図７の検出回路１０１０によって取り出される。薄膜金属配線６と検知膜５の間、および薄膜金属配線６とアルミニウム配線７との間の電気的接続は、必要に応じて上下方向に延在する導電体（図示せず）を介して行っても良い。

赤外線を反射する反射膜８は、中空部２を覆うように配置されている。ただし、反射膜８と温度検知部４とは熱的に接続されない状態で、支持脚３の少なくとも一部の上方を覆うように配置されている。

温度検知部４の上方には、図１０に示すように、支持柱９が設けられている。支持柱９の上に吸収体１０が支持されている。つまり、吸収体１０は、温度検知部４と支持柱９によって接続されている。吸収体１０は、温度検知部４と熱的に接続されているので、吸収体１０で生じた温度変化が温度検知部４に伝わる。

一方、吸収体１０は、反射膜８とは熱的に接続されない状態で、反射膜８よりも上方に配置される。吸収体１０は、反射膜８の少なくとも一部を覆い隠すように側方に板状に広がっている。そのため、半導体光素子１００は、図８に示すように、上方から見ると吸収体１０のみが見える。他の様態として、吸収体１０が温度検知部４の直上に直接形成されていても良い。

本実施の形態では、吸収体１０の表面には、図８、図１０に示すように、ある波長の光の選択的に吸収する波長選択構造部１１が設けられている。また、吸収体１０の裏面、つまり支持柱９側には、裏面からの光の吸収を防止する吸収防止膜１３が設けられている。このように構成によって、吸収体１０では、ある波長の光を選択的に吸収することができる。なお、波長選択構造部１１においても光の吸収が生じる場合があるので、本実施の形態では、波長選択構造部１１を含めて吸収体１０とする。

次に、波長選択構造部１１が表面プラズモンを利用する構造の場合について説明する。光の入射面に金属による周期構造を設けると、表面周期構造に応じた波長で表面プラズモンが生じ、光の吸収が生じる。そのため、吸収体１０の表面を金属で形成し、入射光の波長、入射角度、および金属表面の周期構造によって吸収体１０の波長選択性を制御することができる。

本実施の形態では、金属膜の内部の自由電子が寄与する現象と、周期構造による表面モードの生成とについて、吸収の観点からは同義とみなし、両者を区別すること無く、両者を表面プラズモン、表面プラズモン共鳴、または単に共鳴と呼ぶ。また、疑似表面プラズモン、メタマテリアルと呼ばれる場合もあるが、吸収の観点から見た現象としては同様のものとして扱う。また、本実施の形態の構成は、赤外光以外の波長域、例えば可視、近赤外、ＴＨｚ領域の波長の光においても有効である。

図１１に示すように、吸収体１０の表面に設けられるある波長の光の吸収を選択的に増加する波長選択構造部１１は、金属膜４２と、本体４３と、凹部４５によって構成される。

吸収体１０の表面、すなわち受光部である半導体光素子１００の最表面に設けられる金属膜４２の種類は、Ａｕ、Ａｇ、Ｃｕ、Ａｌ、Ｎｉ、またはＭｏなどの表面プラズモン共鳴を生じる金属から選択される。あるいは、金属膜４２の種類は、ＴｉＮ等の金属窒化物、金属ホウ化物、金属炭化物などのプラズモン共鳴を生じる材料であっても良い。吸収体１０の表面の金属膜４２の膜厚は、入射赤外光が透過しない厚さであれば良い。このような膜厚であれば、吸収体１０の表面における表面プラズモン共鳴のみが電磁波の吸収および放射に影響し、金属膜４２の下の材料は吸収等に光学的な影響を与えない。

μを金属膜４２の透磁率、σを金属膜４２電気伝導率、ωを入射光の角振動数としたとき、表皮効果の厚さ（skin depth）δ１は以下の式で表される。

δ１＝（２／μσω）1/2・・・（５）
たとえば、吸収体１０の表面の金属膜４２の膜厚δが、δ１の少なくとも２倍の厚さ、すなわち数１０ｎｍから数１００ｎｍ程度であれば、吸収体１０の下部への入射光の漏れ出しは充分に小さくできる。

たとえば、金と酸化シリコン（ＳｉＯ２）の熱容量を比較すると、酸化シリコンの方が小さい。よって、酸化シリコンの本体４３、および金の金属膜４２の表面からなる吸収体は、金のみからなる吸収体に比べて熱容量を小さくすることができ、その結果、応答を速くすることができる。

吸収体１０の作製方法について説明する。
誘電体あるいは半導体からなる本体４３の表面側に対してフォトリソグラフィとドライエッチングを用いて周期構造を形成した後に、金属膜４２をスパッタ等で形成する。次に、裏面についても同様に、周期構造を作製した後に金属膜４２を形成する。

なお、凹部４５の直径は数μｍ程度と小さいため、金属膜４２を直接エッチングして凹部を形成するよりも、本体４３をエッチングして凹部を形成した後に金属膜４２を形成する方が、製造工程が容易となる。また、金属膜４２にはＡｕまたはＡｇのような高価な材料が使用されるため、誘電体または半導体の本体４３を用いることによって金属の使用量を減らして、コストを低減することができる。

次に、図１１を参照しながら、吸収体１０の特性について説明する。直径ｄ＝４μｍ、深さｈ＝１．５μｍの円柱形の凹部４５が、受光部である半導体光素子１００の表面に周期ｐ＝８μｍで正方格子状に配置されたものとする。この場合、吸収波長は約８μｍとなる。また、直径ｄ＝４μｍ、深さｈ＝１．５μｍの円柱形の凹部４５が、周期ｐ＝８．５μｍで正方格子状に配置されたものとする。この場合、吸収波長は、ほぼ約８．５μｍとなる。

入射光の吸収波長および放射波長と、凹部４５の周期との関係は、２次元周期構造であれば、正方格子状、三角格子状等の配置でもほぼ同じであり、吸収波長および放射波長は、凹部４５の周期によって決定される。周期構造の逆格子ベクトルを考慮すれば、理論的には、正方格子配置においては、吸収および放射波長が周期とほぼ等しいのに対して、三角格子配置では、吸収および放射波長は、周期×√３／２となる。しかしながら、実際には凹部４５の直径ｄによって吸収および放射波長はわずかに変化するため、どちらの周期構造においても、ほぼ周期と等しい波長が吸収あるいは放射されると考えられる。

したがって、吸収される赤外光の波長は、凹部４５の周期によって制御できる。吸収体１０によって吸収される波長が、測定対象の生体物質の吸収波長に一致するように、凹部４５の周期が定められる。

凹部４５の直径ｄは、一般に周期ｐの１／２以上であることが望ましい。凹部４５の直径ｄが周期ｐの１／２よりも小さい場合は、共鳴効果が小さくなり、吸収率は低下する傾向にある。ただし、共鳴は、凹部４５内の三次元的な共鳴であるため、直径ｄが周期ｐの１／２より小さくても十分な吸収が得られる場合もあるので、周期ｐに対する直径ｄの値は、適宜、個別に設計される。重要なのは、吸収波長が主に周期ｐによって制御されることである。直径ｄが周期ｐに対してある値以上であれば、吸収体１０は、十分な吸収特性を有するため、設計に幅をもたせることができる。一方、表面プラズモンの分散関係の一般式を参照すれば、吸収される光は、凹部４５の深さｈには無関係であり、周期ｐにのみ依存する。よって、図１１に示す凹部４５の深さｈには、吸収波長および放射波長は依存しない。

なお、これまで凹部４５が周期的に配置された吸収体について説明したが、逆に凸部が周期的に配置された構造としても同様の効果がある。

これらの凹凸構造を有する吸収体１０の吸収は、垂直入射の場合が最大となる。吸収体１０への入射角度が垂直入射からずれた場合、吸収波長も変化する。よって、赤外光が垂直に吸収体１０に照射されるように、赤外光検出器５８が配置される。

実施の形態５．
図１２は、実施の形態５の波長選択構造部１１の上面図である。図１３は、図１２の波長選択構造部１１をＶ−Ｖ方向に見た場合の断面図である。

この波長選択構造部１１は、金属薄膜１４と、金属薄膜１４の上の絶縁膜１８と、絶縁膜１８の上の金属パッチ１７とを備える。

金属薄膜１４は、たとえば、アルミニウム、または金などからなる。
絶縁膜１８は、酸化シリコンなどで構成される。絶縁膜１８は、絶縁体、誘電体、またはシリコン、ゲルマニウムなどの半導体からなる。絶縁膜１８の材料を選択することにより、検出波長、検出波長の数、および検出波長の帯域を制御できる。

金属パッチ１７は、たとえば、金、銀、またはアルミニウムなどの金属によって形成される。

金属パッチ１７の大きさ（図１２のｘ、ｙ方向の寸法）によって、プラズモン共鳴を生じる波長を制御することができる。このため、金属パッチ１７の大きさを変えることにより、吸収波長を選択できる。したがって、吸収体１０によって吸収される波長が、測定対象の生体物質の吸収波長に一致するように、金属パッチの大きさが定められる。たとえば、図１２に示すように、金属パッチ１７の形状が正方形の場合、一辺の長さが３μｍであれば、吸収波長は７．５μｍ程度となり、一辺の長さが３.５μｍであれば、吸収波長は８．８μｍ程度となる。この場合、金属パッチ１７の周期は、測定対象の生体物質の吸収波長よりも大きく、かつ金属パッチ１７の一辺よりも大きくなるように定められる。これによって、金属パッチ１７の周期は、吸収波長にほぼ影響を及ぼさなくすることができる。

本実施の形態の吸収体を用いることによって、画素の小型化が可能になるため、アレイ化した場合に赤外光検出器５８の面積を縮小することができる。

また、本実施の形態の波長選択構造部１１の吸収構造は、入射角度依存性が無く、入射角度を変化させても吸収波長が変わらない。同様に、金属パッチ１７が対称形状、２次元周期構造の場合は、偏光依存性も無い。よって、赤外光検出器５８の設置角度について許容範囲が広くなる。携行型の場合、赤外光検出器５８のずれが懸念されるため、本実施の形態の吸収構造を用いることによって、携帯性に優れるといった顕著な効果がある。

なお、図１２では、金属パッチ１７が、一定の周期でマトリックス状（２次元）に配置されているが、１次元に配置してもよい。この場合は、偏光依存性が生じるが、赤外光源の偏光に配置の方向を合わせることによって、迷光を除去することができる。よって、ＳＮ比が改善され、より精度の高い血糖値の測定が可能になる。

金属パッチ１７の代わりに、金属以外のグラフェンによって形成されたものを用いてもよい。金属パッチ１７をグラフェンによって形成した場合、膜厚が１原子層まで薄くできるため、熱時定数を小さくでき、高速動作が可能となる。あるいは、金属パッチ１７の代わりに、前述のように表面プラズモン共鳴を生じる材料を用いてもよい。

絶縁膜１８の代わりに、酸化シリコンなどの絶縁体、誘電体、またはシリコン、ゲルマニウムなどの半導体を用いてもよい。材料を選択することにより、検出波長、検出波長の数、および検出波長の帯域を制御できる。

今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて請求の範囲によって示され、請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。

１ 基板、２ 中空部、３ 支持脚、４ 温度検知部、５ 検知膜、６ 薄膜金属配線、７ アルミニウム配線、８ 反射膜、９ 支持膜、１０ 吸収体、１１ 波長選択構造部、１１ａ 入射赤外光、１１ｂ 伝搬赤外光、１１ｃ 放射赤外光、１２ 絶縁膜、１３ 吸収防止膜、１４ 金属薄膜、１６ 誘電体膜、１７ 金属パッチ、１８ 絶縁膜、２０ａ，２０ｂ，２０ｃ，２０ｄ ＡＴＲプリズム端面、４２ 金属膜、４３ 本体、４５ 凹部、５１ 赤外光源部、５２ 凹面鏡、５３，５６ 光ファイバ、５４ 生体表面、５５ ＡＴＲプリズム、５７ 受光レンズ、５８ 赤外光検出器、１００ 半導体光素子、１１０，１２０，１３０，１４０ 非冷却赤外線センサ、１０００ センサアレイ、１０１０ 検出回路。

Claims (12)

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

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