JP7447433B2 - Optical members, biological information measuring devices, and measuring devices - Google Patents

Optical members, biological information measuring devices, and measuring devices Download PDF

Info

Publication number
JP7447433B2
JP7447433B2 JP2019201786A JP2019201786A JP7447433B2 JP 7447433 B2 JP7447433 B2 JP 7447433B2 JP 2019201786 A JP2019201786 A JP 2019201786A JP 2019201786 A JP2019201786 A JP 2019201786A JP 7447433 B2 JP7447433 B2 JP 7447433B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
total reflection
light
probe light
probe
optical
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Active
Application number
JP2019201786A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP2021076657A (en
Inventor
義浩 大場
亮介 笠原
芳夫 和田
俊英 佐々木
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Ricoh Co Ltd
Original Assignee
Ricoh Co Ltd
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 Ricoh Co Ltd filed Critical Ricoh Co Ltd
Priority to JP2019201786A priority Critical patent/JP7447433B2/en
Priority to US17/771,026 priority patent/US20220386875A1/en
Priority to PCT/JP2020/039987 priority patent/WO2021085341A1/en
Priority to EP20803975.0A priority patent/EP4052022A1/en
Priority to CN202080073875.8A priority patent/CN114585307A/en
Publication of JP2021076657A publication Critical patent/JP2021076657A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP7447433B2 publication Critical patent/JP7447433B2/en
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

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
    • G01N21/55—Specular reflectivity
    • G01N21/552—Attenuated total reflection

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)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
  • Optical Elements Other Than Lenses (AREA)
  • Surface Treatment Of Optical Elements (AREA)

Description

本願は、光学部材、生体情報測定装置、及び測定装置に関する。 The present application relates to an optical member, a biological information measuring device , and a measuring device .

近年、世界中で糖尿病患者が増加しており、採血を伴わない非侵襲的な血糖値測定が望まれている。 光を用いて血糖値等の生体情報を測定する方法としては、近赤外を用いたもの、中赤外を用いたもの、ラマン分光を用いたもの等、様々な方式が提案されている。このうち、中赤外領域はグルコースの吸収が大きい指紋領域であり、近赤外領域よりも測定の感度を高めることができる。 In recent years, the number of diabetic patients has been increasing around the world, and a non-invasive blood sugar level measurement that does not involve blood sampling is desired. Various methods have been proposed for measuring biological information such as blood sugar levels using light, such as methods using near-infrared light, methods using mid-infrared light, and methods using Raman spectroscopy. Among these, the mid-infrared region is a fingerprint region where glucose absorption is large, and the sensitivity of measurement can be increased more than in the near-infrared region.

中赤外領域の光源として量子カスケードレーザ（ＱＣＬ：Quantum Cascade Laser）等の発光デバイスが利用可能であるが、使用する波長の数だけレーザ光源が必要になる。装置の小型化の観点からは、中赤外領域の波長を数波長に絞ることが望ましい。 A light emitting device such as a quantum cascade laser (QCL) can be used as a light source in the mid-infrared region, but as many laser light sources as the number of wavelengths to be used are required. From the viewpoint of downsizing the device, it is desirable to narrow down the wavelengths in the mid-infrared region to a few wavelengths.

中赤外領域等の特定波長領域で全反射減衰（ＡＴＲ：Attenuated Total Reflection）法によりグルコース濃度測定を精度良く行うために、グルコースの吸光ピークの波長（１０３５ｃｍ-1、１０８０ｃｍ-1、１１１０ｃｍ-1）を用いる方法が提案されている（たとえば、特許文献１参照）。この特許文献１の装置では、ＡＴＲプリズム等の光学部材を被測定物に接触させた状態で、光学部材の内部を伝搬したプローブ光の全反射減衰に基づき生体情報を測定する。 In order to accurately measure glucose concentration using the Attenuated Total Reflection (ATR) method in a specific wavelength region such as the mid-infrared region, the wavelengths of the absorption peaks of glucose (1035 cm-1, 1080 cm-1, 1110 cm-1) are used. ) has been proposed (for example, see Patent Document 1). In the apparatus of Patent Document 1, biological information is measured based on the total reflection attenuation of probe light propagated inside the optical member with an optical member such as an ATR prism in contact with an object to be measured.

しかしながら、特許文献１の装置では、光学部材が内部を伝搬するプローブ光を光吸収することで、光学部材から出射されたプローブ光の光強度が低下する場合があった。 However, in the device of Patent Document 1, the optical member absorbs the probe light propagating inside, and the light intensity of the probe light emitted from the optical member may decrease.

本発明は、プローブ光の光吸収を抑制することを課題とする。 An object of the present invention is to suppress optical absorption of probe light.

本発明の一態様に係る光学部材は、入射されるプローブ光を、被測定物である対象物に接触した状態で全反射させる全反射面を含む全反射部材と、前記全反射部材の内部に形成された中空部と、を含み、前記中空部には、前記全反射面に対して傾斜する傾斜面が設けられている。
 An optical member according to one aspect of the present invention includes a total reflection member including a total reflection surface that totally reflects incident probe light while in contact with an object to be measured; a hollow portion formed therein, and the hollow portion is provided with an inclined surface that is inclined with respect to the total reflection surface.

本発明によれば、プローブ光の光吸収を抑制できる。 According to the present invention, optical absorption of probe light can be suppressed.

実施形態に係る血糖値測定装置の全体構成例を示す図である。1 is a diagram showing an example of the overall configuration of a blood sugar level measuring device according to an embodiment. ＡＴＲプリズムの作用を示す図である。FIG. 3 is a diagram showing the action of an ATR prism. ＡＴＲプリズムの構造を示す斜視図である。FIG. 2 is a perspective view showing the structure of an ATR prism. 中空ファイバの構造を示す斜視図である。FIG. 2 is a perspective view showing the structure of a hollow fiber. 実施形態に係る処理部のハードウェア構成例のブロック図である。FIG. 2 is a block diagram of an example hardware configuration of a processing unit according to an embodiment. 実施形態に係る処理部の機能構成例を示すブロック図である。It is a block diagram showing an example of functional composition of a processing part concerning an embodiment. プローブ光の切替動作例を示す図であり、（ａ）は第１プローブ光を使用する場合、（ｂ）は第２プローブ光を使用する場合、（ｃ）は第３プローブ光を使用する場合である。It is a figure which shows the example of a switching operation of a probe light, (a) when using a 1st probe light, (b) when using a 2nd probe light, and (c) when using a 3rd probe light. It is. 実施形態に係る血糖値測定装置の動作例を示すフローチャートである。3 is a flowchart illustrating an example of the operation of the blood sugar level measuring device according to the embodiment. ３つ以上の段階に変化させたプローブ光強度を示す図であり、（ａ）は比較例のプローブ光強度、（ｂ）は３つ以上の段階に変化させたプローブ光強度である。FIG. 4 is a diagram showing the probe light intensity changed in three or more steps, where (a) is the probe light intensity of a comparative example, and (b) is the probe light intensity changed in three or more steps. プローブ光の位置ずれ補正例を示す図であり、（ａ）はプローブ光の断面光強度分布を示す図、（ｂ）は位置ずれ後の（ａ）の断面光強度分布を示す図、（ｃ）はスペックルを含むプローブ光の断面光強度分布を示す図、（ｄ）は位置ずれ後の（ｃ）の断面光強度分布を示す図である。3A and 3B are diagrams illustrating an example of correcting positional deviation of the probe light, in which (a) is a diagram showing the cross-sectional light intensity distribution of the probe light, (b) is a diagram showing the cross-sectional light intensity distribution of (a) after positional displacement, and (c) is a diagram showing a cross-sectional light intensity distribution of the probe light. ) is a diagram showing the cross-sectional light intensity distribution of the probe light including speckles, and (d) is a diagram showing the cross-sectional light intensity distribution of (c) after the position shift. ＡＴＲプリズムにおける入射面の作用を示す図であり、（ａ）は入射面が平坦面の場合のプローブ光の全反射を示す図、（ｂ）は入射面が拡散面の場合のプローブ光の全反射を示す図、（ｃ）は拡散面の入射面、（ｄ）凹面の入射面、（ｅ）は凸面の入射面である。FIG. 4 is a diagram showing the effect of the incident surface in an ATR prism, in which (a) shows the total reflection of the probe light when the incident surface is a flat surface, and (b) shows the total reflection of the probe light when the incident surface is a diffusing surface. A diagram showing reflection, (c) is the incident surface of the diffusing surface, (d) is the incident surface of the concave surface, and (e) is the incident surface of the convex surface. 第１，第２中空光ファイバとＡＴＲプリズムの相対位置ずれを示す図であり、（ａ）はＡＴＲプリズムが生体に接触していない場合、（ｂ）はＡＴＲプリズムの第１全反射面に生体が接触した場合、（ｃ）はＡＴＲプリズムの第２全反射面に生体が接触した場合である。It is a figure which shows the relative positional shift of the 1st, 2nd hollow optical fiber and ATR prism, (a) is a case where ATR prism is not in contact with a living body, (b) is a figure where the first total reflection surface of ATR prism is attached to a living body. (c) is a case where a living body contacts the second total reflection surface of the ATR prism. 第１，第２中空光ファイバ、ＡＴＲプリズムの支持部材を示す図である。It is a figure which shows the support member of 1st, 2nd hollow optical fiber, and ATR prism. 光源駆動電流の一例を示す図であり、（ａ）は比較例の光源駆動電流、（ｂ）は高周波変調した光源駆動電流である。FIG. 3 is a diagram showing an example of a light source drive current, in which (a) is a light source drive current of a comparative example, and (b) is a high frequency modulated light source drive current. 第１実施形態に係る血糖値測定装置が備える光学部材の構成例を示す図であり、（ａ）は比較例に係るＡＴＲプリズムを示す図、（ｂ）は第１実施形態に係る光学部材を示す図である。2A and 2B are diagrams showing a configuration example of an optical member included in the blood glucose level measuring device according to the first embodiment, in which (a) is a diagram showing an ATR prism according to a comparative example, and (b) is a diagram showing the optical member according to the first embodiment. FIG. 図１５（ｂ）の傾斜面周辺を示す拡大図である。FIG. 15B is an enlarged view showing the vicinity of the inclined surface in FIG. 15(b). 第１変形例に係る光学部材の構成を説明する図である。It is a figure explaining the composition of the optical member concerning the 1st modification. 第２変形例に係る光学部材の構成を説明する図である。It is a figure explaining the composition of the optical member concerning the 2nd modification. 第３変形例に係る光学部材の構成を説明する図である。It is a figure explaining the composition of the optical member concerning the 3rd modification. 光学部材の製法例を示す図であり、（ａ）は光学部材の構成を示す図、（ｂ）～（ｅ）は製作過程における光学部材を示す図である。1A and 1B are diagrams showing an example of a method for manufacturing an optical member, in which (a) is a diagram showing the configuration of the optical member, and (b) to (e) are diagrams showing the optical member in the manufacturing process. ブリュースター角でのプローブ光の入射例を示す図である。FIG. 6 is a diagram showing an example of incidence of probe light at Brewster's angle.

以下、図面を参照して発明を実施するための形態について説明する。各図面において、同一の構成部分には同一符号を付し、重複した説明を省略する場合がある。 Hereinafter, embodiments for carrying out the invention will be described with reference to the drawings. In each drawing, the same components are designated by the same reference numerals, and redundant explanations may be omitted.

＜実施形態の用語の説明＞
（中赤外領域）
中赤外領域とは、２～１４μｍの波長領域をいい、特定波長領域の一例である。 <Explanation of terms in the embodiment>
(Mid-infrared region)
The mid-infrared region refers to a wavelength region of 2 to 14 μm, and is an example of a specific wavelength region.

（プローブ光）
プローブ光とは、吸光度測定及び生体情報測定のために用いられる光をいう。実施形態では、全反射部材で全反射され、生体により減衰された後、光強度検出部で検出される光に該当する。 (probe light)
Probe light refers to light used for absorbance measurement and biological information measurement. In the embodiment, this corresponds to light that is totally reflected by a total reflection member, attenuated by a living body, and then detected by a light intensity detection unit.

（ＡＴＲ法）
ＡＴＲ（Attenuated Total Reflection；減衰全反射又は全反射吸収）法とは、被測定物に接触して配置されたＡＴＲプリズム等の全反射部材で全反射が起きる際に、全反射面からしみ出した界（エバネッセント波）を利用して被測定物の吸収スペクトルを取得する手法をいう。 (ATR method)
The ATR (Attenuated Total Reflection) method is a method that refers to the attenuated total reflection or total reflection absorption (ATR) method. A method of obtaining the absorption spectrum of a measured object using evanescent waves.

（吸光度）
吸光度とは、物体を光が通過した際に光強度がどの程度低下するかを示す無次元量をいう。実施形態では、ＡＴＲ（Attenuated Total Reflection；減衰全反射又は全反射吸収）法により、全反射面からしみ出した界の生体による減衰が吸光度として測定される。 (absorbance)
Absorbance is a dimensionless quantity that indicates how much light intensity decreases when light passes through an object. In the embodiment, the attenuation by living organisms of the field seeping out from the total reflection surface is measured as absorbance using the ATR (Attenuated Total Reflection) method.

（血糖値）
血糖値とは、血液中に含まれるブドウ糖（グルコース）の濃度をいう。 (Blood glucose level)
Blood sugar level refers to the concentration of glucose contained in the blood.

（検出値）
実施形態では、光強度検出部による検出値を指すものとする。 (detected value)
In the embodiment, it refers to a value detected by a light intensity detection unit.

（波数）
波長λ（μｍ）と波数ｋ（ｃｍ-1）の関係は、ｋ＝１００００／λである。 (wave number)
The relationship between wavelength λ (μm) and wave number k (cm −1 ) is k=10000/λ.

以下、ＡＴＲプリズム（全反射部材の一例）を用いて測定した吸光度に基づき、血糖値（生体情報の一例）を測定する血糖値測定装置（生体情報測定装置の一例）を例に、実施形態を説明する。 Hereinafter, embodiments will be described using a blood sugar level measuring device (an example of a biological information measuring device) that measures a blood sugar level (an example of biological information) based on the absorbance measured using an ATR prism (an example of a total reflection member). explain.

［実施形態］
まず、実施形態に係る血糖値測定装置１００について説明する。 [Embodiment]
First, a blood sugar level measuring device 100 according to an embodiment will be described.

実施形態では、生体に接触して設けられた全反射部材に、中赤外領域で波長の異なる複数のプローブ光を入射させ、ＡＴＲ法に基づいて、複数のプローブ光のそれぞれの吸光度を取得し、取得された吸光度に基づき血糖値を測定する。 In the embodiment, a plurality of probe lights having different wavelengths in the mid-infrared region are made incident on a total reflection member provided in contact with a living body, and the absorbance of each of the plurality of probe lights is obtained based on the ATR method. , the blood sugar level is measured based on the acquired absorbance.

＜血糖値測定装置１００の全体構成例＞
図１は、血糖値測定装置１００の全体構成の一例を示す図である。図１に示すように、血糖値測定装置１００は、測定部１と、処理部２とを備える。 <Example of overall configuration of blood sugar level measuring device 100>
FIG. 1 is a diagram showing an example of the overall configuration of a blood sugar level measuring device 100. As shown in FIG. 1, the blood sugar level measuring device 100 includes a measuring section 1 and a processing section 2.

測定部１は、ＡＴＲ法を行うための光学ヘッドであり、生体で減衰されたプローブ光の検出信号を処理部２に出力する。処理部２はこの検出信号に基づいて、吸光度データを取得し、また吸光度データに基づいて血糖値を取得して出力する処理装置である。 The measurement unit 1 is an optical head for performing the ATR method, and outputs a detection signal of the probe light attenuated by the living body to the processing unit 2. The processing unit 2 is a processing device that acquires absorbance data based on this detection signal, and also acquires and outputs a blood sugar level based on the absorbance data.

測定部１は、第１光源１１１と、第２光源１１２と、第３光源１１３と、第１シャッタ１２１と、第２シャッタ１２２と、第３シャッタ１２３とを備える。また、第１ハーフミラー１３１と、第２ハーフミラー１３２と、カップリングレンズ１４と、第１中空光ファイバ１５１と、ＡＴＲプリズム１６と、第２中空光ファイバ１５２と光検出器１７とを備える。 The measurement unit 1 includes a first light source 111, a second light source 112, a third light source 113, a first shutter 121, a second shutter 122, and a third shutter 123. It also includes a first half mirror 131, a second half mirror 132, a coupling lens 14, a first hollow optical fiber 151, an ATR prism 16, a second hollow optical fiber 152, and a photodetector 17.

処理部２は、吸光度取得部２１と、血糖値取得部２２とを備える。吸光度測定装置１０１は、破線で囲って示したように、測定部１と、吸光度取得部２１とを含んで構成される。 The processing section 2 includes an absorbance acquisition section 21 and a blood sugar level acquisition section 22. The absorbance measurement device 101 includes a measurement section 1 and an absorbance acquisition section 21, as shown surrounded by a broken line.

測定部１における第１光源１１１、第２光源１１２及び第３光源１１３は、それぞれ処理部２に電気的に接続され、処理部２からの制御信号に応じて中赤外領域のレーザ光を射出する量子カスケードレーザである。 A first light source 111, a second light source 112, and a third light source 113 in the measurement section 1 are each electrically connected to the processing section 2, and emit laser light in the mid-infrared region according to a control signal from the processing section 2. It is a quantum cascade laser.

実施形態では、第１光源１１１は波数１０５０ｃｍ-1のレーザ光を第１プローブ光として射出し、第２光源１１２は波数１０７０ｃｍ-1のレーザ光を第２プローブ光として射出し、第３光源１１３は、波数１１００ｃｍ-1のレーザ光を第３プローブ光として射出する。 In the embodiment, the first light source 111 emits a laser beam with a wave number of 1050 cm-1 as the first probe light, the second light source 112 emits a laser beam with a wave number of 1070 cm-1 as the second probe light, and the third light source 113 emits a laser beam with a wave number of 1100 cm −1 as the third probe beam.

波数１０５０ｃｍ-1、１０７０ｃｍ-1及び１１００ｃｍ-1のレーザ光は、それぞれグルコースの吸光ピークの波数に対応し、これらの波数を利用して吸光度を測定することで、吸光度に基づくグルコース濃度の測定を精度よく行うことができる。 The laser beams with wave numbers of 1050 cm-1, 1070 cm-1, and 1100 cm-1 correspond to the wave numbers of the absorption peak of glucose, respectively, and by measuring the absorbance using these wave numbers, the glucose concentration can be measured based on the absorbance. It can be done with high precision.

また、第１シャッタ１２１、第２シャッタ１２２及び第３シャッタ１２３は、それぞれ処理部２に電気的に接続され、処理部２からの制御信号に応じて開閉制御される電磁シャッタである。 Further, the first shutter 121 , the second shutter 122 , and the third shutter 123 are electromagnetic shutters that are electrically connected to the processing section 2 and are controlled to open and close according to control signals from the processing section 2 .

第１シャッタ１２１が開放されると、第１光源１１１からの第１プローブ光は第１シャッタ１２１を通過して第１ハーフミラー１３１に到達する。一方、第１シャッタ１２１が閉鎖されると、第１プローブ光は第１シャッタ１２１に遮光されて、第１ハーフミラー１３１に到達しなくなる。 When the first shutter 121 is opened, the first probe light from the first light source 111 passes through the first shutter 121 and reaches the first half mirror 131 . On the other hand, when the first shutter 121 is closed, the first probe light is blocked by the first shutter 121 and does not reach the first half mirror 131.

また、第２シャッタ１２２が開放されると、第２光源１１２からの第２プローブ光は第２シャッタ１２２を通過して第１ハーフミラー１３１に到達する。一方、第２シャッタ１２２が閉鎖されると、第２プローブ光は第２シャッタ１２２に遮光されて、第１ハーフミラー１３１に到達しなくなる。 Further, when the second shutter 122 is opened, the second probe light from the second light source 112 passes through the second shutter 122 and reaches the first half mirror 131. On the other hand, when the second shutter 122 is closed, the second probe light is blocked by the second shutter 122 and does not reach the first half mirror 131.

同様に、第３シャッタ１２３が開放されると、第３光源１１３からの第３プローブ光は第３シャッタ１２３を通過して第２ハーフミラー１３２に到達する。一方、第３シャッタ１２３が閉鎖されると、第３プローブ光は第３シャッタ１２３に遮光されて、第２ハーフミラー１３２に到達しなくなる。 Similarly, when the third shutter 123 is opened, the third probe light from the third light source 113 passes through the third shutter 123 and reaches the second half mirror 132. On the other hand, when the third shutter 123 is closed, the third probe light is blocked by the third shutter 123 and does not reach the second half mirror 132.

第１ハーフミラー１３１及び第２ハーフミラー１３２は、入射する光の一部を透過し、残りを反射させるための光学素子である。このような光学素子は入射光に対して透過性を有する基板に、入射光の一部を透過し、残りを反射させる光学薄膜を設けて構成できる。 The first half mirror 131 and the second half mirror 132 are optical elements that transmit part of the incident light and reflect the rest. Such an optical element can be constructed by providing a substrate that is transparent to incident light with an optical thin film that transmits part of the incident light and reflects the rest.

但し、光学薄膜に限定されるものではなく、入射光に対して透過性を有する基板に、入射光の一部を透過し、残りを反射（回折）させる回折構造を形成して構成してもよい。回折構造を利用すると、光吸収を抑制できる点で好適である。 However, this is not limited to optical thin films, and may also be constructed by forming a diffraction structure on a substrate that is transparent to incident light and that transmits a portion of the incident light and reflects (diffraction) the rest. good. It is preferable to use a diffraction structure in that light absorption can be suppressed.

第１ハーフミラー１３１は、第１シャッタ１２１を通過した第１プローブ光を透過させ、第２シャッタ１２２を通過した第２プローブ光を反射させる。また、第２ハーフミラー１３２は、第１プローブ光と第２プローブ光のそれぞれを透過させ、第３シャッタ１２３を通過した第３プローブ光を反射させる。 The first half mirror 131 transmits the first probe light that has passed through the first shutter 121 and reflects the second probe light that has passed through the second shutter 122 . Further, the second half mirror 132 transmits each of the first probe light and the second probe light, and reflects the third probe light that has passed through the third shutter 123.

第１ハーフミラー１３１及び第２ハーフミラー１３２のそれぞれにおける透過光と反射光の光強度比は略１対１になるように構成することが好ましいが、各光源の射出するプローブ光強度等に応じて、上記の光強度比を調整することもできる。 It is preferable that the light intensity ratio of the transmitted light and the reflected light in each of the first half mirror 131 and the second half mirror 132 is approximately 1:1, but it depends on the intensity of the probe light emitted from each light source, etc. The above light intensity ratio can also be adjusted.

第１ハーフミラー１３１又は第２ハーフミラー１３２を経由した第１～第３プローブ光は、カップリングレンズ１４を介して第１中空光ファイバ１５１内に導かれ、第１中空光ファイバ１５１内を伝搬してＡＴＲプリズム１６の入射面１６１を介してＡＴＲプリズム１６内に導光される。 The first to third probe lights that have passed through the first half mirror 131 or the second half mirror 132 are guided into the first hollow optical fiber 151 via the coupling lens 14 and propagate inside the first hollow optical fiber 151. The light is guided into the ATR prism 16 via the entrance surface 161 of the ATR prism 16.

ＡＴＲプリズム１６は、入射面１６１から入射される第１～第３プローブ光を全反射させながら出射面１６４に向けて伝搬させ、出射面１６４から出射する光学プリズムである。図１に示すように、ＡＴＲプリズム１６は、第１全反射面１６２を生体Ｓ（対象物の一例、被測定物の一例）に接触させて配置される。 The ATR prism 16 is an optical prism that propagates the first to third probe lights incident from the incident surface 161 toward the exit surface 164 while totally reflecting them, and emits the lights from the exit surface 164. As shown in FIG. 1, the ATR prism 16 is arranged with the first total reflection surface 162 in contact with a living body S (an example of a target object, an example of an object to be measured).

ＡＴＲプリズム１６内に導光された第１～第３プローブ光は、第１全反射面１６２と、第１全反射面１６２に対向する第２全反射面１６３のそれぞれで全反射を繰り返し、出射面１６４を介して第２中空光ファイバ１５２内に導かれる。 The first to third probe lights guided into the ATR prism 16 are repeatedly totally reflected by the first total reflection surface 162 and the second total reflection surface 163 opposite to the first total reflection surface 162, and are emitted. It is guided into the second hollow optical fiber 152 via the surface 164.

光検出器１７は第２中空光ファイバ１５２により導光された第１～第３プローブ光は光検出器１７に到達する。光検出器１７は、中赤外領域の波長の光を検出可能な検出器であり、受光した第１～第３プローブ光を光電変換して、光強度に応じた電気信号を検出信号として処理部２に出力する。光検出器１７は、赤外線用のＰＤ（Photo Diode）やＭＣＴ（Mercury Cadmium Telluride）検出素子、ボロメータ等により構成される。ここで、光検出器１７は光強度検出部の一例である。なお、以下では、第１～第３プローブ光を区別しない場合に、単にプローブ光という場合がある。 The first to third probe lights guided by the second hollow optical fiber 152 reach the photodetector 17 . The photodetector 17 is a detector capable of detecting light with a wavelength in the mid-infrared region, and photoelectrically converts the received first to third probe lights and processes an electric signal according to the light intensity as a detection signal. Output to section 2. The photodetector 17 includes an infrared PD (Photo Diode), an MCT (Mercury Cadmium Telluride) detection element, a bolometer, and the like. Here, the photodetector 17 is an example of a light intensity detection section. Note that hereinafter, when the first to third probe lights are not distinguished, they may be simply referred to as probe lights.

処理部２は、ＰＣ（Persdonal Computer）等の情報処理装置により構築されている。処理部２における吸光度取得部２１は、光検出器１７の検出信号に基づき、各プローブ光の吸光度データを取得して血糖値取得部２２に出力する。血糖値取得部２２は各プローブ光の吸光度データに基づき、生体の血糖値データを取得する。 The processing unit 2 is constructed from an information processing device such as a PC (Personal Computer). The absorbance acquisition section 21 in the processing section 2 acquires absorbance data of each probe light based on the detection signal of the photodetector 17 and outputs it to the blood sugar level acquisition section 22 . The blood sugar level acquisition unit 22 acquires blood sugar level data of the living body based on the absorbance data of each probe light.

なお、図１では、測定部１の構成と吸光度測定装置１０１に含まれる構成要素を分かりやすく示すために、測定部１を実線の枠で囲み、また吸光度測定装置１０１を破線の枠で囲ったが、これらは筐体を示すものではない。ＡＴＲプリズム１６は筐体内に収納されたものではなく、第１全反射面１６２、又は第２全反射面１６３の少なくとも一方を生体の任意の部位に接触させることが可能である。 In addition, in FIG. 1, in order to clearly show the configuration of the measuring section 1 and the components included in the absorbance measuring device 101, the measuring section 1 is surrounded by a solid line frame, and the absorbance measuring device 101 is surrounded by a broken line frame. However, these do not represent the housing. The ATR prism 16 is not housed in a housing, and at least one of the first total reflection surface 162 and the second total reflection surface 163 can be brought into contact with any part of the living body.

＜ＡＴＲプリズム１６等の作用、構成＞
次に、図２を参照してＡＴＲプリズム１６の作用を説明する。図２に示すように、測定部１のＡＴＲプリズム１６は、生体Ｓに接触して配置される。ＡＴＲプリズム１６に入射したプローブ光は、それぞれ生体Ｓの赤外吸光スペクトルに対応する減衰を受ける。減衰を受けたプローブ光は光検出器１７で受光され、プローブ光毎に光強度が検出される。検出信号は処理部２に入力され、処理部２は検出信号に基づき、吸光度データ及び血糖値データを取得して出力する。 <Function and configuration of ATR prism 16 etc.>
Next, the operation of the ATR prism 16 will be explained with reference to FIG. As shown in FIG. 2, the ATR prism 16 of the measurement unit 1 is placed in contact with the living body S. Each of the probe lights incident on the ATR prism 16 undergoes attenuation corresponding to the infrared absorption spectrum of the living body S. The attenuated probe light is received by a photodetector 17, and the light intensity of each probe light is detected. The detection signal is input to the processing section 2, and the processing section 2 acquires and outputs absorbance data and blood sugar level data based on the detection signal.

グルコースの吸収光強度が得られる中赤外領域で、分光による検出を行うには、赤外減衰全反射（ＡＴＲ）法が有効である。赤外ＡＴＲ法は、高屈折率のＡＴＲプリズム１６に赤外光であるプローブ光を入射させ、ＡＴＲプリズム１６と外界（例えば生体Ｓ）の境界面で全反射が起きる際に現れる界の「しみ出し」を利用したものである。ＡＴＲプリズム１６に被測定物である生体Ｓが接触した状態で測定を行えば、しみ出した界が生体Ｓによって吸収される。 Attenuated infrared total reflection (ATR) method is effective for performing spectroscopic detection in the mid-infrared region where the intensity of absorbed light of glucose can be obtained. In the infrared ATR method, infrared probe light is incident on an ATR prism 16 with a high refractive index, and a field "spot" that appears when total reflection occurs at the interface between the ATR prism 16 and the outside world (for example, a living body S) is used. It uses the ``dashi''. If measurement is performed with a living body S, which is an object to be measured, in contact with the ATR prism 16, the seeping field will be absorbed by the living body S.

プローブ光として２～１２μｍの広い波長域の赤外光を用いれば、生体Ｓの分子振動エネルギーに起因する波長の光が吸収され、ＡＴＲプリズム１６を透過したプローブ光の対応する波長で光吸収がディップとして現れる。この手法では、ＡＴＲプリズム１６を透過した検出光のエネルギーを大きく取れるため、微弱なパワーのプローブ光を用いた赤外分光法では特に有利である。 If infrared light in a wide wavelength range of 2 to 12 μm is used as the probe light, light at a wavelength caused by the molecular vibration energy of the living body S will be absorbed, and light at the corresponding wavelength of the probe light transmitted through the ATR prism 16 will be absorbed. Appears as a dip. This method is particularly advantageous in infrared spectroscopy using probe light with weak power because it can obtain a large amount of energy in the detection light transmitted through the ATR prism 16.

赤外光を用いた場合、ＡＴＲプリズム１６から生体Ｓへ光がしみ出す深さはわずか数ミクロン程度であり、深さ数百ミクロン程度に存在する毛細血管までは光が到達しない。しかし、皮膚や粘膜細胞中には血管中の血漿などの成分が組織液（間質液）としてにじみ出ていることが知られている。その組織液中に存在するグルコース成分を検出することで、血糖値の測定が可能となる。 When infrared light is used, the depth at which the light seeps from the ATR prism 16 to the living body S is only about several microns, and the light does not reach the capillaries that exist at a depth of about several hundred microns. However, it is known that components such as plasma in blood vessels exude into skin and mucous membrane cells as tissue fluid (interstitial fluid). Blood sugar levels can be measured by detecting glucose components present in the interstitial fluid.

組織液中のグルコース成分の濃度は、毛細血管に近くなるほど大きくなると考えられ、測定の際には常に一定の圧力でＡＴＲプリズムを押し付ける。このような押し付けに有利なように、実施形態では、台形の断面をもつ多重反射のＡＴＲプリズムを採用する。 It is thought that the concentration of glucose components in interstitial fluid increases as it gets closer to capillaries, so the ATR prism is always pressed against the ATR prism at a constant pressure during measurement. To be advantageous for such pressing, the embodiment employs a multi-reflection ATR prism with a trapezoidal cross section.

ここで、図３は、実施形態に係るＡＴＲプリズムの構造を示す斜視図である。図３に示すように、ＡＴＲプリズム１６は台形型のプリズムである。ＡＴＲプリズム１６内での多重反射回数が増えるほど、グルコースの検出感度が増す。また、生体Ｓとの接触面積を大きくとれるため、ＡＴＲプリズム１６を押圧する圧力の変化による検出値の変動を小さく抑えることができる。ＡＴＲプリズム１６の底面の長さＬは、たとえば２４ｍｍである。厚さｔは、１．６ｍｍ、２．４ｍｍなど、多反射が生じるように薄く設定される。 Here, FIG. 3 is a perspective view showing the structure of the ATR prism according to the embodiment. As shown in FIG. 3, the ATR prism 16 is a trapezoidal prism. As the number of multiple reflections within the ATR prism 16 increases, the detection sensitivity of glucose increases. Furthermore, since the contact area with the living body S can be increased, fluctuations in the detected value due to changes in the pressure pressing the ATR prism 16 can be suppressed to a small level. The length L of the bottom surface of the ATR prism 16 is, for example, 24 mm. The thickness t is set to be thin, such as 1.6 mm or 2.4 mm, so that multiple reflections occur.

ＡＴＲプリズム１６の材料としては、人体に対して毒性がなく、グルコースの吸収帯である波長１０μｍ付近で高い透過特性を示すものが候補となる。一例として、これらの条件を満たす材料の中から、光のしみ出しが大きく、より深部までの検出が可能で、屈折率が２．２のＺｎＳ（硫化亜鉛）のプリズムを用いることができる。ＺｎＳは、赤外材料として一般的に利用されているＺｎＳｅ（セレン化亜鉛）と異なり、発がん性が無いことが示されており、無毒な染料（リトポン）として歯科材料にも利用されている。 Candidates for the material of the ATR prism 16 are those that are not toxic to the human body and exhibit high transmission characteristics at a wavelength of around 10 μm, which is the absorption band of glucose. As an example, a ZnS (zinc sulfide) prism with a refractive index of 2.2 can be used, which allows a large amount of light to seep out, allows detection to be carried out to a deeper part, and has a refractive index of 2.2. Unlike ZnSe (zinc selenide), which is commonly used as an infrared material, ZnS has been shown to be non-carcinogenic, and is also used as a non-toxic dye (Litopone) in dental materials.

一般的なＡＴＲ測定装置では、ＡＴＲプリズムが比較的大型の装置に固定されているため、被測定物となる生体の部位は、指先や前腕部などの体表に制限される。しかし、これらの部位の皮膚は、厚さ２０μｍ程度の角質層で覆われているため、検出されるグルコース濃度が小さくなる。また、角質層は汗や皮脂の分泌状態の影響を受けるため、測定の再現性が制限される。そこで、血糖値測定装置１００では赤外光であるプローブ光を低損失で伝送可能な第１中空光ファイバ１５１及び第２中空光ファイバ１５２を用い、それぞれの一端をＡＴＲプリズム１６に当接させて用いる。 In a typical ATR measuring device, since the ATR prism is fixed to a relatively large device, the parts of the living body to be measured are limited to the body surface such as the fingertips and forearm. However, since the skin in these areas is covered with a stratum corneum approximately 20 μm thick, the detected glucose concentration is low. Furthermore, the stratum corneum is affected by the state of sweat and sebum secretion, which limits the reproducibility of measurements. Therefore, the blood sugar level measuring device 100 uses a first hollow optical fiber 151 and a second hollow optical fiber 152 that can transmit probe light, which is infrared light, with low loss, and one end of each fiber is brought into contact with the ATR prism 16. use

第１中空光ファイバ１５１は、一端がＡＴＲプリズム１６に当接されることで、ＡＴＲプリズム１６の入射面１６１に光学的に接続され、第１中空光ファイバ１５１からの出射光がＡＴＲプリズム１６の入射面１６１に入射されるようになっている。 The first hollow optical fiber 151 is optically connected to the entrance surface 161 of the ATR prism 16 by bringing one end into contact with the ATR prism 16, so that the light emitted from the first hollow optical fiber 151 is transmitted to the ATR prism 16. The light is made incident on an incident surface 161.

また、第２中空光ファイバ１５２は、一端がＡＴＲプリズム１６に当接されることで、ＡＴＲプリズム１６の出射面１６４に光学的に接続され、ＡＴＲプリズム１６の出射面１６４からの出射光が第２中空光ファイバ１５２内に導光されるようになっている。 Further, the second hollow optical fiber 152 is optically connected to the output surface 164 of the ATR prism 16 by having one end abutted against the ATR prism 16, so that the output light from the output surface 164 of the ATR prism 16 is The light is guided into two hollow optical fibers 152.

ＡＴＲプリズム１６を用いることで、皮膚表面に比較的近いところに毛細血管が存在し、汗や皮脂の影響が少ない耳たぶや、角質が存在しない口腔粘膜での測定が可能になる。 By using the ATR prism 16, it becomes possible to measure earlobes where capillaries exist relatively close to the skin surface and are less affected by sweat and sebum, and oral mucosa where there is no keratin.

図４は、血糖値測定装置１００で用いられる中空光ファイバの構造の一例を示す斜視図である。グルコース測定に用いる比較的波長の長い中赤外光は、石英ガラス光ファイバではガラスに光が吸収されてしまい伝送できない。これまで、特殊な材料を用いた各種の赤外伝送用光ファイバが開発されてきたが、材料に毒性、吸湿性・化学的耐久性などの問題があり、医療分野に利用することは難しかった。 FIG. 4 is a perspective view showing an example of the structure of a hollow optical fiber used in the blood sugar level measuring device 100. Mid-infrared light, which has a relatively long wavelength and is used for glucose measurement, cannot be transmitted through a silica glass optical fiber because the light is absorbed by the glass. Until now, various types of optical fibers for infrared transmission using special materials have been developed, but the materials had problems such as toxicity, hygroscopicity, and chemical durability, making it difficult to use them in the medical field. .

一方、第１中空光ファイバ１５１及び第２中空光ファイバ１５２は、ガラス、プラスチック等の無害の材料で形成されたチューブ２４３の内面に、金属薄膜２４２と誘電体薄膜２４１がこの順で配置されている。金属薄膜２４２は、銀などの毒性の低い材料で形成され、誘電体薄膜２４１で被覆することで、化学的、機械的耐久性が付与されている。また、中赤外光を吸収しない空気をコア２４５としているため、広い波長域で中赤外光の低損失伝送が可能となっている。 On the other hand, in the first hollow optical fiber 151 and the second hollow optical fiber 152, a metal thin film 242 and a dielectric thin film 241 are arranged in this order on the inner surface of a tube 243 made of a harmless material such as glass or plastic. There is. The metal thin film 242 is made of a material with low toxicity such as silver, and is coated with a dielectric thin film 241 to provide chemical and mechanical durability. Furthermore, since the core 245 is made of air that does not absorb mid-infrared light, low-loss transmission of mid-infrared light is possible over a wide wavelength range.

＜処理部２の構成＞
次に、処理部２の構成について、図５及び図６を参照して説明する。 <Configuration of processing unit 2>
Next, the configuration of the processing section 2 will be explained with reference to FIGS. 5 and 6.

図５は、実施形態に係る処理部２のハードウェア構成の一例を示すブロック図である。図５に示すように、処理部２は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）５０１と、ＲＯＭ（Read Only Memory）５０２と、ＲＡＭ（Random Access Memory）５０３と、ＨＤ（Hard Disk）５０４と、ＨＤＤ(Hard Disk Drive)コントローラ５０５と、ディスプレイ５０６とを備えている。また、外部機器接続Ｉ／Ｆ(Interface)５０８と、ネットワークＩ／Ｆ５０９と、データバス５１０と、キーボード５１１と、ポインティングデバイス５１２と、ＤＶＤ－ＲＷ(Digital Versatile Disk Rewritable)ドライブ５１４と、メディアＩ／Ｆ５１６と、光源駆動回路５１７と、シャッタ駆動回路５１８と、検出Ｉ／Ｆ５１９とを備えている。 FIG. 5 is a block diagram showing an example of the hardware configuration of the processing unit 2 according to the embodiment. As shown in FIG. 5, the processing unit 2 includes a CPU (Central Processing Unit) 501, a ROM (Read Only Memory) 502, a RAM (Random Access Memory) 503, an HD (Hard Disk) 504, and an HDD (Hard Disk). (disk drive) controller 505 and a display 506. Also, an external device connection I/F (Interface) 508, a network I/F 509, a data bus 510, a keyboard 511, a pointing device 512, a DVD-RW (Digital Versatile Disk Rewritable) drive 514, and a media I/F F516, a light source drive circuit 517, a shutter drive circuit 518, and a detection I/F 519.

これらのうち、ＣＰＵ５０１は、処理部２全体の動作を制御する。ＲＯＭ５０２は、ＩＰＬ（Initial Program Loader）等のＣＰＵ５０１の駆動に用いられるプログラムを記憶する。ＲＡＭ５０３は、ＣＰＵ５０１のワークエリアとして使用される。 Among these, the CPU 501 controls the operation of the entire processing section 2. The ROM 502 stores programs used to drive the CPU 501, such as IPL (Initial Program Loader). RAM 503 is used as a work area for CPU 501.

ＨＤ５０４は、プログラム等の各種データを記憶する。ＨＤＤコントローラ５０５は、ＣＰＵ５０１の制御にしたがってＨＤ５０４に対する各種データの読み出し又は書き込みを制御する。ディスプレイ５０６は、カーソル、メニュー、ウィンドウ、文字、又は画像などの各種情報を表示する。 The HD 504 stores various data such as programs. The HDD controller 505 controls reading and writing of various data to the HD 504 under the control of the CPU 501. The display 506 displays various information such as a cursor, menu, window, characters, or images.

外部機器接続Ｉ／Ｆ５０８は、各種の外部機器を接続するためのインターフェースである。この場合の外部機器は、例えば、ＵＳＢ(Universal Serial Bus)メモリやプリンタ等である。ネットワークＩ／Ｆ５０９は、通信ネットワークを利用してデータ通信をするためのインターフェースである。バスライン５１０は、図５に示されているＣＰＵ５０１等の各構成要素を電気的に接続するためのアドレスバスやデータバス等である。 External device connection I/F 508 is an interface for connecting various external devices. The external device in this case is, for example, a USB (Universal Serial Bus) memory, a printer, or the like. The network I/F 509 is an interface for data communication using a communication network. The bus line 510 is an address bus, a data bus, etc. for electrically connecting each component such as the CPU 501 shown in FIG. 5.

また、キーボード５１１は、文字、数値、各種指示などの入力のための複数のキーを備えた入力手段の一種である。ポインティングデバイス５１２は、各種指示の選択や実行、処理対象の選択、カーソルの移動などを行う入力手段の一種である。ＤＶＤ－ＲＷドライブ５１４は、着脱可能な記録媒体の一例としてのＤＶＤ－ＲＷ５１３に対する各種データの読み出し又は書き込みを制御する。なお、ＤＶＤ－ＲＷに限らず、ＤＶＤ－Ｒ等であってもよい。メディアＩ／Ｆ５１６は、フラッシュメモリ等の記録メディア５１５に対するデータの読み出し又は書き込み（記憶）を制御する。 Further, the keyboard 511 is a type of input means that includes a plurality of keys for inputting characters, numerical values, various instructions, and the like. The pointing device 512 is a type of input means for selecting and executing various instructions, selecting a processing target, moving a cursor, and the like. The DVD-RW drive 514 controls reading and writing of various data on a DVD-RW 513, which is an example of a removable recording medium. Note that it is not limited to DVD-RW, but may be DVD-R or the like. The media I/F 516 controls reading or writing (storage) of data to a recording medium 515 such as a flash memory.

光源駆動回路５１７は、第１光源１１１、第２光源１１２及び第３光源１１３のそれぞれと電気的に接続され、制御信号に応じて、これらに赤外光を射出させるための駆動電圧を出力する電気回路である。シャッタ駆動回路５１８は、第１シャッタ１２１、第２シャッタ１２２及び第３シャッタ１２３のそれぞれと電気的に接続され、制御信号に応じて、これらを開閉駆動させる駆動電圧を出力する電気回路である。 The light source drive circuit 517 is electrically connected to each of the first light source 111, the second light source 112, and the third light source 113, and outputs a drive voltage for causing these to emit infrared light according to a control signal. It is an electrical circuit. The shutter drive circuit 518 is an electric circuit that is electrically connected to each of the first shutter 121, the second shutter 122, and the third shutter 123, and outputs a drive voltage to open and close them according to a control signal.

検出Ｉ／Ｆ５１９は、光検出器１７の検出信号を取得するためのインターフェースとなるＡ／Ｄ（Analog／Digital）変換回路等の電気回路である。なお、検出Ｉ／Ｆ５１９は、光検出器１７だけでなく、図５では図示を省略する圧力センサや温度センサ等の各種センサによる検出信号を取得すためのインターフェースとしての機能も有する。 The detection I/F 519 is an electric circuit such as an A/D (Analog/Digital) conversion circuit that serves as an interface for acquiring the detection signal of the photodetector 17. Note that the detection I/F 519 also has a function as an interface for acquiring detection signals from not only the photodetector 17 but also various sensors such as a pressure sensor and a temperature sensor, which are not shown in FIG.

次に、図６は実施形態に係る処理部２の機能構成の一例を示すブロック図である。図６に示すように、処理部２は、吸光度取得部２１と、血糖値取得部２２とを備える。 Next, FIG. 6 is a block diagram showing an example of the functional configuration of the processing section 2 according to the embodiment. As shown in FIG. 6, the processing section 2 includes an absorbance acquisition section 21 and a blood sugar level acquisition section 22.

また吸光度取得部２１は、光源駆動部２１１と、光源制御部２１２と、シャッタ駆動部２１３と、シャッタ制御部２１４と、データ取得部２１５と、データ収録部２１６と、吸光度出力部２１７とを備える。 The absorbance acquisition section 21 also includes a light source drive section 211, a light source control section 212, a shutter drive section 213, a shutter control section 214, a data acquisition section 215, a data recording section 216, and an absorbance output section 217. .

これらのうち、光源駆動部２１１の機能は光源駆動回路５１７等により、シャッタ駆動部２１３の機能はシャッタ駆動回路５１８等により、データ取得部２１５の機能は検出Ｉ／Ｆ５１９等により、データ収録部２１６の機能はＨＤ５０４等により、それぞれ実現される。また、光源制御部２１２、シャッタ制御部２１４及び吸光度出力部２１７の各機能は、ＣＰＵ５０１が所定のプログラムを実行すること等により実現される。 Among these, the function of the light source drive unit 211 is performed by the light source drive circuit 517 etc., the function of the shutter drive unit 213 is performed by the shutter drive circuit 518 etc., the function of the data acquisition unit 215 is performed by the detection I/F 519 etc., and the function of the data recording unit 216 is performed by the detection I/F 519 etc. These functions are realized by the HD 504 and the like. Further, each function of the light source control section 212, shutter control section 214, and absorbance output section 217 is realized by the CPU 501 executing a predetermined program.

光源駆動部２１１は、光源制御部２１２から入力される制御信号に基づき駆動電圧を出力して、第１光源１１１、第２光源１１２及び第３光源１１３のそれぞれに赤外光を射出させる。光源制御部２１２は、制御信号により赤外光の射出タイミングや光強度を制御する。 The light source drive unit 211 outputs a drive voltage based on a control signal input from the light source control unit 212, and causes each of the first light source 111, the second light source 112, and the third light source 113 to emit infrared light. The light source control unit 212 controls the emission timing and light intensity of infrared light using a control signal.

シャッタ駆動部２１３は、シャッタ制御部２１４から入力される制御信号に基づき駆動電圧を出力して、第１シャッタ１２１、第２シャッタ１２２及び第３シャッタ１２３のそれぞれを開閉駆動させる。シャッタ制御部２１４は、制御信号によりシャッタを開放させるタイミングや期間を制御する。ここで、シャッタ制御部は入射制御部の一例である。 The shutter drive unit 213 outputs a drive voltage based on a control signal input from the shutter control unit 214, and drives each of the first shutter 121, second shutter 122, and third shutter 123 to open and close. The shutter control unit 214 controls the timing and period for opening the shutter using a control signal. Here, the shutter control section is an example of an incidence control section.

データ取得部２１５は、光検出器１７が連続して出力する検出信号を所定周期でサンプリングして取得した光強度の検出値を、データ収録部２１６に出力する。データ収録部２１６は、データ取得部２１５から入力した検出値を収録する。 The data acquisition unit 215 outputs to the data recording unit 216 a detected value of light intensity obtained by sampling the detection signal continuously outputted by the photodetector 17 at a predetermined period. The data recording section 216 records the detected values input from the data acquisition section 215.

吸光度出力部２１７は、データ収録部２１６から読み出した検出値に基づき所定の演算処理を実行して吸光度データを取得し、取得した吸光度データを血糖値取得部２２に出力する。 The absorbance output unit 217 performs predetermined arithmetic processing based on the detected value read from the data recording unit 216 to acquire absorbance data, and outputs the acquired absorbance data to the blood sugar level acquisition unit 22.

但し、吸光度出力部２１７は、取得した吸光度データを、外部機器接続Ｉ／Ｆ５０８を介してＰＣ等の外部装置に出力してもよいし、ネットワークＩ／Ｆ５０９及びネットワークを通じて外部サーバ等に出力してもよい。また、ディスプレイ５０６（図５参照）に出力して表示させてもよい。 However, the absorbance output unit 217 may output the acquired absorbance data to an external device such as a PC via the external device connection I/F 508, or to an external server etc. via the network I/F 509 and the network. Good too. Alternatively, the data may be output and displayed on the display 506 (see FIG. 5).

また、血糖値取得部２２は生体情報出力部２２１を備える。生体情報出力部２２１は、吸光度取得部２１から入力した吸光度データに基づき所定の演算処理を実行して血糖値データを取得し、取得した血糖値データをディスプレイ５０６等に出力して表示させる。 Further, the blood sugar level acquisition section 22 includes a biological information output section 221. The biological information output unit 221 performs predetermined arithmetic processing based on the absorbance data input from the absorbance acquisition unit 21 to acquire blood sugar level data, and outputs the acquired blood sugar level data to the display 506 or the like for display.

但し、生体情報出力部２２１は外部機器接続Ｉ／Ｆ５０８を介して血糖値データをＰＣ等の外部装置に出力してもよいし、ネットワークＩ／Ｆ５０９及びネットワークを通じて血糖値データを外部サーバ等に出力してもよい。また、血糖値測定の信頼度を併せて出力するように、生体情報出力部２２１を構成してもよい。 However, the biological information output unit 221 may output blood sugar level data to an external device such as a PC via the external device connection I/F 508, or may output blood sugar level data to an external server, etc. via the network I/F 509 and the network. You may. Furthermore, the biological information output unit 221 may be configured to output the reliability of blood sugar level measurement as well.

吸光度データから血糖値データを取得するための処理には、特開２０１９－０３７７５２号公報等に開示された技術を適用できるため、ここではさらに詳細な説明を省略する。 Since the technology disclosed in Japanese Patent Application Publication No. 2019-037752 and the like can be applied to the process for acquiring blood sugar level data from absorbance data, further detailed explanation will be omitted here.

＜血糖値測定装置１００の動作例＞
次に、血糖値測定装置１００の動作について、図７～図８を参照して説明する。 <Example of operation of blood sugar level measuring device 100>
Next, the operation of the blood sugar level measuring device 100 will be explained with reference to FIGS. 7 and 8.

（プローブ光の切替動作例）
図７は、プローブ光の切替動作の一例を説明するための図である。（ａ）は第１プローブ光を使用する場合、（ｂ）は第２プローブ光を使用する場合、（ｃ）は第３プローブ光を使用する場合のそれぞれにおける測定部１の状態を示している。 (Example of probe light switching operation)
FIG. 7 is a diagram for explaining an example of a probe light switching operation. (a) shows the state of the measurement unit 1 when the first probe light is used, (b) when the second probe light is used, and (c) when the third probe light is used. .

実施形態では、各光源によるプローブ光のＡＴＲプリズム１６への入射を各シャッタの開閉で制御するため、吸光度及び血糖値の測定時には、第１光源１１１、第２光源１１２及び第３光源１１３は常時赤外光を射出している。 In the embodiment, since the incidence of probe light from each light source into the ATR prism 16 is controlled by opening and closing each shutter, the first light source 111, second light source 112, and third light source 113 are always turned on when measuring absorbance and blood sugar level. It emits infrared light.

図７（ａ）では、第１シャッタ１２１は制御信号に応答して開放されている。第１光源１１１が射出した第１プローブ光は、第１シャッタ１２１を通過し、第１ハーフミラー１３１及び第２ハーフミラー１３２のそれぞれを透過して、カップリングレンズ１４を介して第１中空光ファイバ１５１に導光される。その後、第１中空光ファイバ１５１を伝搬した後に、ＡＴＲプリズム１６内に入射する。 In FIG. 7(a), the first shutter 121 is opened in response to a control signal. The first probe light emitted by the first light source 111 passes through the first shutter 121, passes through each of the first half mirror 131 and the second half mirror 132, and passes through the coupling lens 14 to the first hollow light. The light is guided to fiber 151. After that, the light beam propagates through the first hollow optical fiber 151 and then enters the ATR prism 16.

一方、第２シャッタ１２２及び第３シャッタ１２３は、それぞれ閉鎖されているため、第２プローブ光及び第３プローブ光は、ＡＴＲプリズム１６には入射しない。従って、この状態では、ＡＴＲプリズム１６での減衰による第１プローブ光の吸光度が測定される。 On the other hand, since the second shutter 122 and the third shutter 123 are each closed, the second probe light and the third probe light do not enter the ATR prism 16. Therefore, in this state, the absorbance of the first probe light due to attenuation by the ATR prism 16 is measured.

図７（ｂ）では、第２シャッタ１２２は制御信号に応答して開放されている。第２光源１１２が射出した第２プローブ光は、第２シャッタ１２２を通過し、第１ハーフミラー１３１で反射され、第２ハーフミラー１３２を透過して、カップリングレンズ１４を介して第１中空光ファイバ１５１に導光される。その後、第１中空光ファイバ１５１を伝搬した後に、ＡＴＲプリズム１６内に入射する。 In FIG. 7(b), the second shutter 122 is opened in response to the control signal. The second probe light emitted by the second light source 112 passes through the second shutter 122, is reflected by the first half mirror 131, passes through the second half mirror 132, and passes through the coupling lens 14 into the first hollow. The light is guided to an optical fiber 151. After that, the light beam propagates through the first hollow optical fiber 151 and then enters the ATR prism 16.

一方、第１シャッタ１２１及び第３シャッタ１２３は、それぞれ閉鎖されているため、第１プローブ光及び第３プローブ光は、ＡＴＲプリズム１６には入射しない。従って、この状態では、ＡＴＲプリズム１６での減衰による第２プローブ光の吸光度が測定される。 On the other hand, since the first shutter 121 and the third shutter 123 are each closed, the first probe light and the third probe light do not enter the ATR prism 16. Therefore, in this state, the absorbance of the second probe light due to attenuation by the ATR prism 16 is measured.

図７（ｃ）では、第３シャッタ１２３は制御信号に応答して開放されている。第３光源１１３が射出した第３プローブ光は、第３シャッタ１２３を通過し、第２ハーフミラー１３２で反射され、カップリングレンズ１４を介して第１中空光ファイバ１５１に導光される。その後、第１中空光ファイバ１５１を伝搬した後に、ＡＴＲプリズム１６内に入射する。 In FIG. 7(c), the third shutter 123 is opened in response to the control signal. The third probe light emitted by the third light source 113 passes through the third shutter 123, is reflected by the second half mirror 132, and is guided to the first hollow optical fiber 151 via the coupling lens 14. After that, the light beam propagates through the first hollow optical fiber 151 and then enters the ATR prism 16.

一方、第１シャッタ１２１及び第２シャッタ１２２は、それぞれ閉鎖されているため、第１プローブ光及び第２プローブ光は、ＡＴＲプリズム１６には入射しない。従って、この状態では、ＡＴＲプリズム１６での減衰による第３プローブ光の吸光度が測定される。 On the other hand, since the first shutter 121 and the second shutter 122 are each closed, the first probe light and the second probe light do not enter the ATR prism 16. Therefore, in this state, the absorbance of the third probe light due to attenuation by the ATR prism 16 is measured.

第１シャッタ１２１、第２シャッタ１２２、第３シャッタ１２３の全てが閉鎖された場合は、第１プローブ光、第２プローブ光及び第３プローブ光は、何れもＡＴＲプリズム１６に入射せず、光検出器１７に到達しなくなる。 When all of the first shutter 121, second shutter 122, and third shutter 123 are closed, none of the first probe light, second probe light, and third probe light enters the ATR prism 16, and the light It no longer reaches the detector 17.

このようにして、入射制御部としてのシャッタ制御部２１４（図６参照）は、各シャッタの開閉を制御して、第１～第３プローブ光が順次ＡＴＲプリズム１６に入射する状態と、第１～第３プローブ光の全てがＡＴＲプリズム１６に入射しない状態を切り替えることができる。 In this way, the shutter control unit 214 (see FIG. 6) serving as an entrance control unit controls the opening and closing of each shutter to maintain a state in which the first to third probe lights sequentially enter the ATR prism 16 and a state in which the first to third probe lights sequentially enter the ATR prism 16. - It is possible to switch the state in which all of the third probe light does not enter the ATR prism 16.

（血糖値測定装置１００の動作例）
図８は、血糖値測定装置１００の動作の一例を示すフローチャートである。 (Example of operation of blood sugar level measuring device 100)
FIG. 8 is a flowchart showing an example of the operation of the blood sugar level measuring device 100.

まず、ステップＳ８１において、光源制御部２１２の制御信号に応答して、第１光源１１１、第２光源１１２及び第３光源１１３の全てが赤外光を射出する。但し、この初期の状態では、第１シャッタ１２１、第２シャッタ１２２及び第３シャッタ１２３は、何れも閉鎖している。 First, in step S81, in response to a control signal from the light source control unit 212, the first light source 111, the second light source 112, and the third light source 113 all emit infrared light. However, in this initial state, the first shutter 121, the second shutter 122, and the third shutter 123 are all closed.

続いて、ステップＳ８２において、シャッタ制御部２１４は、第１シャッタ１２１を開放させ、第２シャッタ１２２及び第３シャッタ１２３を閉鎖させる。 Subsequently, in step S82, the shutter control unit 214 opens the first shutter 121 and closes the second shutter 122 and third shutter 123.

続いて、ステップＳ８３において、データ収録部２１６は、データ取得部２１５が取得した光検出器１７による検出値（第１検出値）を収録する。 Subsequently, in step S83, the data recording unit 216 records the detection value (first detection value) by the photodetector 17 acquired by the data acquisition unit 215.

続いて、ステップＳ８４において、シャッタ制御部２１４は、第２シャッタ１２２を開放させ、第１シャッタ１２１及び第３シャッタ１２３を閉鎖させる。 Subsequently, in step S84, the shutter control unit 214 opens the second shutter 122 and closes the first shutter 121 and the third shutter 123.

続いて、ステップＳ８５において、データ収録部２１６は、データ取得部２１５が取得した光検出器１７による検出値（第２検出値）を収録する。 Subsequently, in step S85, the data recording unit 216 records the detection value (second detection value) by the photodetector 17 acquired by the data acquisition unit 215.

続いて、ステップＳ８６において、シャッタ制御部２１４は、第３シャッタ１２３を開放させ、第１シャッタ１２１及び第２シャッタ１２２を閉鎖させる。 Subsequently, in step S86, the shutter control unit 214 opens the third shutter 123 and closes the first shutter 121 and the second shutter 122.

続いて、ステップＳ８７において、データ収録部２１６は、データ取得部２１５が取得した光検出器１７による検出値（第３検出値）を収録する。 Subsequently, in step S87, the data recording unit 216 records the detection value (third detection value) by the photodetector 17 acquired by the data acquisition unit 215.

続いて、ステップＳ８８において、吸光度出力部２１７は、第１～第３検出値に基づき、第１～第３プローブ光の吸光度データを取得して、生体情報出力部２２１に出力する。 Subsequently, in step S88, the absorbance output unit 217 acquires absorbance data of the first to third probe lights based on the first to third detection values, and outputs the absorbance data to the biological information output unit 221.

続いて、ステップＳ８９において、生体情報出力部２２１は、第１～第３プローブ光の吸光度データに基づき所定の演算処理を実行して血糖値データを取得し、取得した血糖値データをディスプレイ５０６（図５参照）に出力して表示させる。 Subsequently, in step S89, the biological information output unit 221 executes predetermined calculation processing based on the absorbance data of the first to third probe lights to obtain blood sugar level data, and displays the obtained blood sugar level data on the display 506 ( (see Figure 5) and display it.

このようにして、血糖値測定装置１００は、血糖値データを取得して出力することができる。 In this way, the blood sugar level measuring device 100 can acquire and output blood sugar level data.

なお、実施形態では、電磁シャッタである第１シャッタ１２１、第２シャッタ１２２及び第３シャッタ１２３を制御して、ＡＴＲプリズム１６へのプローブ光の入射を切り替える例を示したが、これに限定されるものではない。複数の光源のオン（射出）とオフ（不射出）を切り替える制御により、ＡＴＲプリズム１６へのプローブ光の入射を切り替えてもよい。また、複数の波長の光を射出する１つの光源を用い、波長毎で光源のオンとオフとを切り替えてもよい。 In the embodiment, an example has been shown in which the first shutter 121, the second shutter 122, and the third shutter 123, which are electromagnetic shutters, are controlled to switch the incidence of the probe light onto the ATR prism 16, but the present invention is not limited to this. It's not something you can do. The incidence of the probe light into the ATR prism 16 may be switched by controlling the plurality of light sources to be switched on (emission) and off (non-emission). Alternatively, one light source that emits light of a plurality of wavelengths may be used, and the light source may be turned on and off for each wavelength.

また、実施形態では、プローブ光の一部を透過し、残りを反射させる素子として第１ハーフミラー及び第２ハーフミラーを用いる例を示したが、これに限定されるものではなく、ビームスプリッタや偏光ビームスプリッタ等を用いてもよい。 In addition, in the embodiment, an example is shown in which the first half mirror and the second half mirror are used as elements that transmit a part of the probe light and reflect the rest, but the invention is not limited to this, and a beam splitter or the like is used. A polarizing beam splitter or the like may also be used.

また、プローブ光を透過する高屈折率材料、たとえばゲルマニウム等は、材料特性上表面反射率が高い。例えば基板の面方向に対し、垂直方向に偏光した光(s偏光)は、基板に対して４５度の入射角で入射すると、透過と反射の比がほぼ１：１となる。このことを利用して、ゲルマニウム板を４５度の入射角になるよう設置して、ハーフミラーの代わりとすることが出来る。なお裏面でも同様に５０％の反射成分があるため、裏面には無反射防止膜を施しておく。 Furthermore, a high refractive index material that transmits the probe light, such as germanium, has a high surface reflectance due to its material characteristics. For example, when light polarized perpendicularly to the plane of the substrate (s-polarized light) is incident on the substrate at an incident angle of 45 degrees, the ratio of transmission to reflection is approximately 1:1. Taking advantage of this fact, a germanium plate can be installed at an incident angle of 45 degrees and can be used in place of a half mirror. Note that since there is a 50% reflective component on the back side as well, a non-reflective anti-reflection film is applied to the back side.

＜実施形態に係る各種変形例＞
ここで、実施形態における各構成部は、各種の変形が可能であるため、以下において、各種変形例を説明する。 <Various modifications of the embodiment>
Here, since each component in the embodiment can be modified in various ways, various modifications will be described below.

（光検出器１７の線形性誤差の影響抑制）
血糖値測定装置１００で用いられる光検出器１７は、線形性誤差を含む場合があり、光検出器１７の線形性誤差は血糖値の測定誤差を生じさせる。そのため、プローブ光強度を予め定めた３つ以上の段階に変化させ、プローブ光強度と光検出器１７による検出値とを比較することで線形性誤差の影響を低減させることもできる。 (Suppression of influence of linearity error of photodetector 17)
The photodetector 17 used in the blood sugar level measuring device 100 may include a linearity error, and the linearity error of the photodetector 17 causes a blood sugar level measurement error. Therefore, the influence of the linearity error can be reduced by changing the probe light intensity in three or more predetermined stages and comparing the probe light intensity with the value detected by the photodetector 17.

図９は、このように３つ以上の段階に変化させたプローブ光強度の一例を説明する示す図であり、（ａ）は比較例に係るプローブ光強度を示す図、（ｂ）は３つ以上の段階に変化させたプローブ光強度を示す図である。図９において、斜線ハッチングで示した部分は第１プローブ光強度、格子ハッチングで示した部分は第２プローブ光強度、ハッチングなしで示した部分は第３プローブ光強度を表している。 FIG. 9 is a diagram illustrating an example of the probe light intensity changed in three or more stages, in which (a) is a diagram showing the probe light intensity according to a comparative example, and (b) is a diagram showing three or more stages. It is a figure which shows the probe light intensity changed to the above-mentioned stage. In FIG. 9, the hatched portion represents the first probe light intensity, the grating hatched portion represents the second probe light intensity, and the unhatched portion represents the third probe light intensity.

図９（ａ）では各プローブ光強度が一定であるのに対し、図９（ｂ）では各プローブ光強度が３つ以上の段階で、段階的に徐々に小さくなっている。光源の駆動電圧又は駆動電流を予め定めた３つ以上の段階（図９（ｂ）では６段階）に変化させることで、射出されるプローブ光強度を３つ以上の段階に変化させることができる。なお、この場合のプローブ光は、シャッタ制御部２１４によるプローブ光の切替制御周期（例えば、図８のステップＳ８２～Ｓ８４までの周期）より短い周期で光強度が変化している。 In FIG. 9(a), the intensity of each probe light is constant, whereas in FIG. 9(b), the intensity of each probe light gradually decreases stepwise in three or more stages. By changing the drive voltage or drive current of the light source into three or more predetermined steps (six steps in FIG. 9(b)), the intensity of the emitted probe light can be changed into three or more steps. . Note that the light intensity of the probe light in this case changes at a cycle shorter than the switching control cycle of the probe light by the shutter control unit 214 (for example, the cycle from steps S82 to S84 in FIG. 8).

光検出器１７が線形性誤差を含まない場合は、プローブ光強度の変化に対して光検出器１７による検出値は線形に変化する。一方、光検出器１７が線形性誤差を含む場合は、プローブ光強度の変化に対して光検出器１７による検出値が非線形に変化する。 If the photodetector 17 does not include a linearity error, the detected value by the photodetector 17 changes linearly with respect to changes in the probe light intensity. On the other hand, if the photodetector 17 includes a linearity error, the value detected by the photodetector 17 changes nonlinearly with respect to a change in the probe light intensity.

従って、３つ以上の段階に光強度を変化させながらプローブ光を射出し、各段階での光検出器１７による検出値を取得して、射出したプローブ光強度データと光検出器１７による検出値とを比較して、線形性が確保される光強度範囲を特定する。そして、３つ以上の段階に変化するプローブ光強度のうち、線形性が確保される部分のみを用いて、吸光度及び血糖値を測定する。これにより、光検出器１７の線形性誤差の影響を低減させて吸光度及び血糖値を測定できる。 Therefore, the probe light is emitted while changing the light intensity in three or more stages, the detection value by the photodetector 17 at each stage is acquired, and the emitted probe light intensity data and the detection value by the photodetector 17 are obtained. The light intensity range in which linearity is ensured is determined by comparing the Then, of the probe light intensity that changes in three or more stages, only the portion where linearity is ensured is used to measure the absorbance and blood sugar level. Thereby, the absorbance and blood sugar level can be measured while reducing the influence of linearity errors of the photodetector 17.

線形性が確保される光強度範囲を特定する動作は、血糖値測定に先立って行ってもよいし、血糖値測定中にリアルタイムで行ってもよい。 The operation of identifying the light intensity range in which linearity is ensured may be performed prior to blood sugar level measurement, or may be performed in real time during blood sugar level measurement.

また、プローブ光が複数あるのに対して光検出器１７は１つであるため、光検出器１７の線形性誤差の影響の低減処理は、複数のプローブ光の全てを用いて行わなくてもよく、複数のプローブ光のうちの少なくとも１つを用いて実行すればよい。 Furthermore, since there is only one photodetector 17 while there are multiple probe lights, the process of reducing the effect of linearity error of the photodetector 17 does not have to be performed using all of the multiple probe lights. This may be carried out using at least one of a plurality of probe lights.

（イメージセンサによるプローブ光の検出）
光検出器１７は、１つの画素（受光素子）を用いるものに限定されるものではなく、画素がライン状に配列されたライン状のイメージセンサや、画素が２次元に配列されたエリア状のイメージセンサを用いることもできる。 (Detection of probe light by image sensor)
The photodetector 17 is not limited to one that uses one pixel (light receiving element), but may be a linear image sensor in which pixels are arranged in a line, or an area-shaped image sensor in which pixels are arranged two-dimensionally. An image sensor can also be used.

ここで、光検出器１７の検出信号は、受光したプローブ光強度の積分値であるため、ＡＴＲプリズム１６に生体Ｓが接触した際にＡＴＲプリズム１６における入射光や出射光の光路が変化すると、変化前後のプローブ光強度が積分されて検出誤差が生じ、正確な吸光度データが得られなくなる場合がある。 Here, since the detection signal of the photodetector 17 is an integral value of the received probe light intensity, when the living body S contacts the ATR prism 16 and the optical path of the incident light and the output light in the ATR prism 16 changes, The probe light intensity before and after the change is integrated, resulting in a detection error, which may make it impossible to obtain accurate absorbance data.

図１０（ａ）、（ｂ）は、このようなプローブ光の位置ずれを示しており、領域１７１は、光検出器１７によるプローブ光の受光領域である。プローブ光が図１０（ｂ）の白抜き矢印方向にずれると、領域１７１におけるプローブ光強度分布が変化して、光検出器１７による検出信号が変化する。 FIGS. 10A and 10B show such a positional shift of the probe light, and a region 171 is a region where the photodetector 17 receives the probe light. When the probe light shifts in the direction of the white arrow in FIG. 10(b), the probe light intensity distribution in the region 171 changes, and the detection signal by the photodetector 17 changes.

これに対し、光検出器１７にイメージセンサを用いると、イメージセンサで撮像したプローブ光画像からプローブ光の位置ずれ量が分かるため、位置ずれ後のプローブ光の光強度分布の積分値を検出信号とすることで、プローブ光の位置ずれの影響を補正できる。図１０（ｂ）の領域１７２は、位置ずれ後のプローブ光で光強度分布の積分値を取得する領域を示している。 On the other hand, if an image sensor is used as the photodetector 17, the amount of positional deviation of the probe light can be determined from the probe light image captured by the image sensor, so the integral value of the light intensity distribution of the probe light after the positional deviation is used as the detection signal By doing so, the influence of positional deviation of the probe light can be corrected. A region 172 in FIG. 10(b) indicates a region where an integral value of the light intensity distribution is obtained using the probe light after the positional shift.

また、プローブ光にレーザ光等の可干渉性（コヒーレント）の光を用いると、プローブ光にスペックルと呼ばれる斑状の細かい光強度分布が重畳される場合がある。図１０（ｃ）はスペックルを含むプローブ光の断面光強度分布の一例を示している。１７４は、スペックル画像に含まれる場合がある光強度の特異点を示し、特異点１７４は領域１７３に含まれている。 Further, when coherent light such as a laser beam is used as the probe light, a fine, patchy light intensity distribution called speckle may be superimposed on the probe light. FIG. 10(c) shows an example of the cross-sectional light intensity distribution of the probe light including speckles. Reference numeral 174 indicates a singular point of light intensity that may be included in the speckle image, and the singular point 174 is included in the region 173.

図１０（ｄ）は、図１０（ｃ）のプローブ光が白抜き矢印方向に位置ずれした場合を示している。この状態では、特異点１７４が領域１７３に含まれなくなり、位置ずれ前後での検出信号の変化が顕著になる。これに対し、プローブ光画像から検出したプローブ光の位置ずれ量に応じて、領域１７５でのる光強度分布の積分値を検出信号とすることで、より好適にプローブ光の位置ずれの影響を補正できる。 FIG. 10(d) shows a case where the probe light in FIG. 10(c) is displaced in the direction of the white arrow. In this state, the singular point 174 is no longer included in the region 173, and the change in the detection signal before and after the positional shift becomes significant. On the other hand, by using the integrated value of the light intensity distribution in the area 175 as a detection signal according to the amount of positional deviation of the probe light detected from the probe light image, the influence of the positional deviation of the probe light can be more appropriately reduced. It can be corrected.

また、イメージセンサ上でのプローブ光強度分布に基づき、生体ＳとＡＴＲプリズム１６との接触領域を推定し、測定開始前に予め取得して記憶しておいたＡＴＲプリズム１６面内の感度分布から、イメージセンサの検出信号に基づく検出値を補正することで、測定のばらつき誤差を低減することも可能になる。 In addition, the contact area between the living body S and the ATR prism 16 is estimated based on the probe light intensity distribution on the image sensor, and the sensitivity distribution within the plane of the ATR prism 16, which has been acquired and stored in advance before starting the measurement, is estimated. By correcting the detection value based on the detection signal of the image sensor, it is also possible to reduce measurement variation errors.

（全反射部材への入射面）
上述した実施形態では、ＡＴＲプリズム１６の入射面１６１が平坦面である例を示したが、これに限定されるものではなく、入射面１６１を拡散面や曲率を有する面等のさまざまな形状にしてもよい。 (Incidence surface to total reflection member)
In the embodiment described above, an example was shown in which the entrance surface 161 of the ATR prism 16 is a flat surface, but the invention is not limited to this. It's okay.

図１１（a）に示すように、入射面１６１が平坦面であると、ＡＴＲプリズム１６内でのプローブ光の進行方向は、入射面１６１への入射角度に従って一様な状態となる。そのため、生体Ｓが接触するＡＴＲプリズム１６の全反射面において、領域毎で測定感度が異なる領域依存性が生じる場合がある。 As shown in FIG. 11A, when the entrance surface 161 is a flat surface, the traveling direction of the probe light within the ATR prism 16 becomes uniform according to the angle of incidence on the entrance surface 161. Therefore, on the total reflection surface of the ATR prism 16 that the living body S comes into contact with, region dependence may occur in which the measurement sensitivity differs from region to region.

光検出器１７の検出信号は、ＡＴＲプリズム１６に対する生体Ｓの接触面積の大きさ等、接触状態に依存する。特に、唇や指等の生体Ｓが被測定物である場合には、接触状態の再現性は低くなりやすいため、測定感度の領域依存性により測定ばらつきが増大する場合がある。 The detection signal of the photodetector 17 depends on the contact state, such as the size of the contact area of the living body S with the ATR prism 16. In particular, when the object to be measured is a living body S such as a lip or a finger, the reproducibility of the contact state tends to be low, so measurement variations may increase due to the region dependence of measurement sensitivity.

これに対し、 入射面１６１を拡散面とすることでＡＴＲプリズム１６内でのプローブ光の進行方向をランダムに異ならせることで、図１１（ｂ）に示すように、測定感度の領域依存性を緩和させ、測定ばらつきを低減させることができる。 On the other hand, by making the incident surface 161 a diffusing surface and randomly changing the traveling direction of the probe light within the ATR prism 16, the region dependence of the measurement sensitivity can be reduced, as shown in FIG. 11(b). This can reduce measurement variations.

また入射面１６１は、図１１（ｃ）に示す拡散面のほかにも、図１１（ｄ）に示す凹面や、図１１（ｅ）に示す凸面にすることもできる。図１１（ｄ）の凹面や図１１（ｅ）の凸面は曲率を有する入射面の一例である。この場合にも、拡散面と同様にプローブ光の光路を異ならせることができ、測定感度の領域依存性を緩和させて、測定ばらつきを低減させることができる。 In addition to the diffusing surface shown in FIG. 11(c), the incident surface 161 can also be a concave surface shown in FIG. 11(d) or a convex surface shown in FIG. 11(e). The concave surface in FIG. 11(d) and the convex surface in FIG. 11(e) are examples of incidence surfaces having curvature. In this case as well, the optical path of the probe light can be made different as in the case of the diffusing surface, and the region dependence of measurement sensitivity can be alleviated, thereby reducing measurement variations.

なお、ＡＴＲプリズム１６にプローブ光が入射する前の光路上に拡散板やレンズ等を配置する構成にしても同様の効果が得られるが、この場合、装置の構成部品点数が増えることで組付け誤差による装置間での測定値の差（機差）やコスト高を招く場合がある。ＡＴＲプリズム１６の入射面１６１を拡散面や曲面にすると、このような機差やコスト高を押させることができるため、より好適である。 Note that the same effect can be obtained by arranging a diffuser plate, lens, etc. on the optical path before the probe light enters the ATR prism 16, but in this case, the number of component parts of the device increases, making assembly difficult. Errors may lead to differences in measured values between devices (machine differences) and increased costs. It is more preferable to make the entrance surface 161 of the ATR prism 16 a diffusing surface or a curved surface because it can reduce such machine differences and increase costs.

（導光部と全反射部材の支持部）
ＡＴＲプリズム１６に生体Ｓが接触する際に、第１中空光ファイバ１５１及び第２中空光ファイバ１５２とＡＴＲプリズム１６との相対位置がずれると、ＡＴＲプリズム１６に対するプローブ光の入射効率や出射効率が変動し、測定ばらつきが増大する場合がある。 (Light guiding part and total reflection member support part)
When the living body S contacts the ATR prism 16, if the relative positions of the first hollow optical fiber 151 and the second hollow optical fiber 152 and the ATR prism 16 shift, the incidence efficiency and output efficiency of the probe light to the ATR prism 16 will decrease. may vary, increasing measurement dispersion.

図１２は、このような第１中空光ファイバ１５１及び第２中空光ファイバ１５２と、ＡＴＲプリズム１６との相対位置ずれを説明する図である。（ａ）はＡＴＲプリズム１６が生体Ｓに接触していない場合、（ｂ）はＡＴＲプリズム１６の第１全反射面１６２に生体Ｓが接触した場合、（ｃ）はＡＴＲプリズム１６の第２全反射面１６３に生体Ｓが接触した場合をそれぞれ示している。 FIG. 12 is a diagram illustrating the relative positional deviation between the first hollow optical fiber 151 and the second hollow optical fiber 152 and the ATR prism 16. (a) is when the ATR prism 16 is not in contact with the living body S, (b) is when the living body S is in contact with the first total reflection surface 162 of the ATR prism 16, and (c) is when the second total reflection surface of the ATR prism 16 is The cases in which the living body S comes into contact with the reflective surface 163 are shown.

図１２（ｂ）に示すように、生体ＳがＡＴＲプリズム１６の第１全反射面１６２に接触すると、白抜き矢印で示す下方に押圧力が加わり、ＡＴＲプリズム１６が下方にずれる。その結果、ＡＴＲプリズム１６'に示した状態になって、第１中空光ファイバ１５１及び第２中空光ファイバ１５２とＡＴＲプリズム１６'との相対位置が変化する。 As shown in FIG. 12(b), when the living body S contacts the first total reflection surface 162 of the ATR prism 16, a pressing force is applied downward as indicated by the white arrow, and the ATR prism 16 shifts downward. As a result, the ATR prism 16' becomes in the state shown, and the relative positions of the first hollow optical fiber 151 and the second hollow optical fiber 152 and the ATR prism 16' change.

また、図１２（ｃ）に示すように、生体ＳがＡＴＲプリズム１６の第２全反射面１６３に接触すると、白抜き矢印で示す上方に押圧力が加わり、ＡＴＲプリズム１６が上方にずれる。その結果、ＡＴＲプリズム１６"に示した状態になって、第１中空光ファイバ１５１及び第２中空光ファイバ１５２とＡＴＲプリズム１６"との相対位置が変化する。 Further, as shown in FIG. 12(c), when the living body S contacts the second total reflection surface 163 of the ATR prism 16, a pressing force is applied upward as indicated by the white arrow, and the ATR prism 16 is displaced upward. As a result, the ATR prism 16'' becomes in the state shown, and the relative positions of the first hollow optical fiber 151 and the second hollow optical fiber 152 and the ATR prism 16'' change.

このような相対位置ずれにより、ＡＴＲプリズム１６に対するプローブ光の入射効率や出射効率が変動する。特に、被測定物が生体である場合は、接触圧を一定に保つことは容易ではないため、相対位置ずれによる測定ばらつきが特に増大しやすくなる。 Due to such relative positional deviation, the incidence efficiency and output efficiency of the probe light with respect to the ATR prism 16 fluctuate. In particular, when the object to be measured is a living body, it is not easy to keep the contact pressure constant, so measurement variations due to relative positional deviations are particularly likely to increase.

従って、相対位置ずれを抑制するために、第１中空光ファイバ１５１及び第２中空光ファイバ１５２とＡＴＲプリズム１６は、同一の支持部材により支持することが好ましい。 Therefore, in order to suppress relative positional deviation, it is preferable that the first hollow optical fiber 151, the second hollow optical fiber 152, and the ATR prism 16 are supported by the same support member.

図１３は、第１中空光ファイバ１５１、第２中空光ファイバ１５２及びＡＴＲプリズム１６を支持する部材の構成の一例を説明する図である。図１３における導光支持部材１５３は、第１中空光ファイバ１５１とＡＴＲプリズム１６とを一体に支持する部材である。また、出射支持部材１５４は、第２中空光ファイバ１５２とＡＴＲプリズム１６とを一体に支持する部材である。 FIG. 13 is a diagram illustrating an example of the configuration of a member that supports the first hollow optical fiber 151, the second hollow optical fiber 152, and the ATR prism 16. The light guiding support member 153 in FIG. 13 is a member that integrally supports the first hollow optical fiber 151 and the ATR prism 16. Further, the output support member 154 is a member that integrally supports the second hollow optical fiber 152 and the ATR prism 16.

第１中空光ファイバ１５１とＡＴＲプリズム１６とを一体に支持することで、生体ＳをＡＴＲプリズム１６に接触させた場合にも、両者は一体に動くため、相対位置ずれは生じない。また、第２中空光ファイバ１５２とＡＴＲプリズム１６とを一体に支持することで、生体ＳをＡＴＲプリズム１６に接触させた場合にも、両者は一体に動くため、相対位置ずれは生じない。これにより、生体ＳのＡＴＲプリズム１６への接触に伴うプローブ光の入射効率及び出射効率の変動を抑制でき、測定ばらつきを低減させることができる。 By integrally supporting the first hollow optical fiber 151 and the ATR prism 16, even when the living body S comes into contact with the ATR prism 16, the two move together, so that no relative positional deviation occurs. Further, by integrally supporting the second hollow optical fiber 152 and the ATR prism 16, even when the living body S is brought into contact with the ATR prism 16, the two move together, so that no relative positional deviation occurs. Thereby, it is possible to suppress fluctuations in the incidence efficiency and output efficiency of the probe light due to contact of the living body S with the ATR prism 16, and it is possible to reduce measurement variations.

なお、上述した例では、導光支持部材１５３と出射支持部材１５４を別々の部材にするものを示したが、第１中空光ファイバ１５１、第２中空光ファイバ１５２及びＡＴＲプリズム１６を、１つの支持部材で支持する構成にしてもよい。 In addition, in the above-mentioned example, the light guide support member 153 and the output support member 154 are made into separate members, but the first hollow optical fiber 151, the second hollow optical fiber 152, and the ATR prism 16 are made into one member. It may be supported by a support member.

また、導光部として第１中空光ファイバ１５１を用いずに、ミラーやレンズ等の光学素子で導光部を構成する場合においても、光学素子とＡＴＲプリズム１６とを一体に支持することで、上述したものと同様の効果が得られる。 Furthermore, even in the case where the light guide section is configured with an optical element such as a mirror or a lens without using the first hollow optical fiber 151 as the light guide section, by integrally supporting the optical element and the ATR prism 16, Effects similar to those described above can be obtained.

また、導光部だけでなく、第１光源１１１、第２光源１１２、第３光源１１３、光検出器１７も、同一の支持部材で一体に支持することで、測定ばらつきを低減できる効果が得られる。 Furthermore, by integrally supporting not only the light guide section but also the first light source 111, second light source 112, third light source 113, and photodetector 17 with the same support member, measurement variations can be reduced. It will be done.

（光源駆動電流の高周波変調）
プローブ光にスペックルが含まれると、スペックルのパターンに応じて光検出器１７による検出値が変動して測定ばらつきを増大させる場合がある。このスペックルは、プローブ光の散乱光等が干渉して発生するものであるため、プローブ光の可干渉性を低下させることでスペックルの発生を抑制できる。そのため、実施形態では、光源を駆動する電流に高周波変調成分を重畳させることで、血糖値測定装置に含まれる光源の可干渉性を低下させ、プローブ光のスペックルに起因する吸光度の測定ばらつきを低減させることもできる。 (High frequency modulation of light source drive current)
When speckles are included in the probe light, the detection value by the photodetector 17 may vary depending on the speckle pattern, increasing measurement variations. Since this speckle is generated by interference of scattered light of the probe light, etc., the generation of speckle can be suppressed by reducing the coherence of the probe light. Therefore, in the embodiment, by superimposing a high-frequency modulation component on the current that drives the light source, the coherence of the light source included in the blood glucose level measuring device is reduced, and the measurement variation in absorbance caused by speckle of the probe light is reduced. It can also be reduced.

図１４は、光源駆動電流の一例を説明する図であり、（ａ）は比較例に係る光源駆動電流を示し、（ｂ）は高周波変調した光源駆動電流を示している。 FIG. 14 is a diagram illustrating an example of a light source drive current, in which (a) shows a light source drive current according to a comparative example, and (b) shows a high frequency modulated light source drive current.

光源制御部２１２（図６参照）は、第１光源１１１、第２光源１１２、及び第３光源１１３のそれぞれに、図１４（ａ）に示すようなパルス状の駆動電流を周期的に出力することで、これらにパルス状のプローブ光を射出させる。 The light source control unit 212 (see FIG. 6) periodically outputs a pulsed drive current as shown in FIG. 14(a) to each of the first light source 111, the second light source 112, and the third light source 113. This causes them to emit pulsed probe light.

実施形態では、図１４（ａ）のパルス状の駆動電流に高周波変調成分を重畳させて第１光源１１１、第２光源１１２、及び第３光源１１３に出力する。高周波変調成分の波形は、正弦波状であっても矩形状であってもよい。変調周波数には１ＭＨｚ（メガヘルツ）から数ＧＨｚ（ギガヘルツ）までの任意のものを選択可能である。 In the embodiment, a high frequency modulation component is superimposed on the pulsed drive current shown in FIG. The waveform of the high frequency modulation component may be sinusoidal or rectangular. Any modulation frequency from 1 MHz (megahertz) to several GHz (gigahertz) can be selected.

高周波変調成分を重畳させることで、第１光源１１１、第２光源１１２、及び第３光源１１３はそれぞれ擬似的にマルチモードのレーザ光をプローブ光として射出させ、プローブ光の可干渉性を低下させることができる。これにより、可干渉性の低下でプローブ光のスペックルが低減され、スペックルに起因する測定ばらつきが低減される。 By superimposing high-frequency modulation components, the first light source 111, second light source 112, and third light source 113 each emit pseudo multimode laser light as probe light, reducing the coherence of the probe light. be able to. As a result, speckles of the probe light are reduced due to a decrease in coherence, and measurement variations due to speckles are reduced.

［第１実施形態］
次に、第１実施形態に係る血糖値測定装置について説明する。 [First embodiment]
Next, a blood sugar level measuring device according to the first embodiment will be described.

本実施形態では、対象物に対応する生体Ｓに接触した状態で、入射されるプローブ光を全反射させる全反射面を含む全反射部材と、全反射部材の内部に形成された中空部とを含む光学部材を全反射部材として用いる。 In this embodiment, a total reflection member including a total reflection surface that totally reflects incident probe light while in contact with a living body S corresponding to a target object, and a hollow portion formed inside the total reflection member are used. The optical member included is used as a total reflection member.

ここで、中空部とは、上記の全反射部材の内部に設けられた空隙をいう。中空部内には、全反射部材を構成する材料と比較して、プローブ光に対する光吸収が小さい媒質が介在している。この媒質の具体例として空気が挙げられるが、空気以外にも、全反射部材の材料より光吸収が小さい気体や液体、固体を媒質として介在させてもよい。 Here, the hollow portion refers to a gap provided inside the total reflection member. A medium that absorbs less probe light than the material constituting the total reflection member is interposed within the hollow portion. A specific example of this medium is air, but in addition to air, a gas, liquid, or solid that absorbs less light than the material of the total reflection member may be used as the medium.

＜光学部材２６の構成例＞
図１５は本実施形態に係る血糖値測定装置が備える光学部材２６の構成の一例を説明する図である。（ａ）は比較例に係るＡＴＲプリズム１６を示し、（ｂ）は光学部材２６の構成を示している。 <Example of configuration of optical member 26>
FIG. 15 is a diagram illustrating an example of the configuration of the optical member 26 included in the blood glucose level measuring device according to this embodiment. (a) shows the ATR prism 16 according to a comparative example, and (b) shows the configuration of the optical member 26.

図１５（ａ）において、ＡＴＲプリズム１６は、入射面１６１と、第１全反射面１６２と、第２全反射面１６３と、出射面１６４とを含んで構成されている。光源から射出され、入射面１６１を介してＡＴＲプリズム１６に入射したプローブ光Ｐ（破線）は、ＡＴＲプリズム１６の内部を伝搬して第１全反射面１６２に到達し、第１全反射面１６２で全反射する。全反射したプローブ光Ｐは、その後、ＡＴＲプリズム１６の内部を伝搬して第２全反射面１６３に到達して第２全反射面１６３で全反射する。その後、プローブ光ＰはＡＴＲプリズム１６の内部を伝搬して、第１全反射面１６２に到達し、第１全反射面１６２で再度全反射した後、出射面１６４から出射する。ＡＴＲプリズム１６から出射したプローブ光Ｐは、光検出器１７（図１参照）により光強度が検出され、検出された光強度に基づき吸光度が取得される。この吸光度に基づき血糖値が取得される。 In FIG. 15A, the ATR prism 16 includes an entrance surface 161, a first total reflection surface 162, a second total reflection surface 163, and an exit surface 164. Probe light P (broken line) emitted from the light source and incident on the ATR prism 16 via the incident surface 161 propagates inside the ATR prism 16 and reaches the first total reflection surface 162 . It is totally reflected. The totally reflected probe light P then propagates inside the ATR prism 16, reaches the second total reflection surface 163, and is totally reflected by the second total reflection surface 163. Thereafter, the probe light P propagates inside the ATR prism 16, reaches the first total reflection surface 162, is totally reflected again by the first total reflection surface 162, and then exits from the output surface 164. The light intensity of the probe light P emitted from the ATR prism 16 is detected by the photodetector 17 (see FIG. 1), and the absorbance is obtained based on the detected light intensity. A blood sugar level is obtained based on this absorbance.

これに対し、本実施形態に係る光学部材２６は、図１５（ｂ）に示すように、全反射部材２６０と、中空部２７０とを備えている。また、全反射部材２６０は、第１光学ブロック２６０ａと、第２光学ブロック２６０ｂとを含んで構成されている。中空部２７０は、第１光学ブロック２６０ａと第２光学ブロック２６０ｂとの間に設けられた空隙である。ここで、図１５（ｂ）における太い実線で挟まれた空隙部分が中空部２７０に該当する。また、第１光学ブロック２６０ａは第１板状部材の一例であり、第２光学ブロック２６０ｂは第２板状部材の一例である。 On the other hand, the optical member 26 according to this embodiment includes a total reflection member 260 and a hollow portion 270, as shown in FIG. 15(b). Further, the total reflection member 260 includes a first optical block 260a and a second optical block 260b. The hollow portion 270 is a gap provided between the first optical block 260a and the second optical block 260b. Here, the gap portion between the thick solid lines in FIG. 15(b) corresponds to the hollow portion 270. Further, the first optical block 260a is an example of a first plate-like member, and the second optical block 260b is an example of a second plate-like member.

第１光学ブロック２６０ａは、入射面２６１と、第１全反射面２６２と、出射面２６４と、傾斜面２７１及び２７２とを含んで構成され、第２光学ブロック２６０ｂは第２全反射面２６３と、傾斜面２７３及び２７４とを含んで構成されている。第１光学ブロック２６０ａ及び第２光学ブロック２６０ｂは、それぞれプローブ光Ｐに対して透過性を有するシリコン材料により構成されている。 The first optical block 260a includes an entrance surface 261, a first total reflection surface 262, an exit surface 264, and inclined surfaces 271 and 272, and the second optical block 260b includes a second total reflection surface 263. , inclined surfaces 273 and 274. The first optical block 260a and the second optical block 260b are each made of a silicon material that is transparent to the probe light P.

この光学部材２６は、図１におけるＡＴＲプリズム１６の位置にＡＴＲプリズム１６に代えて配置され、入射されるプローブ光を生体Ｓに接触した状態で全反射させる全反射部材として機能するものである。 This optical member 26 is arranged in place of the ATR prism 16 in the position of the ATR prism 16 in FIG. 1, and functions as a total reflection member that totally reflects the incident probe light while in contact with the living body S.

図１５（ｂ）において、プローブ光Ｐは、入射面２６１を介して第１光学ブロック２６０ａに入射し、第１光学ブロック２６０ａ内を伝搬して第１全反射面２６２に到達する。そして第１全反射面２６２で全反射した後、第２全反射面２６３に向けて伝搬し、傾斜面２７１を介して中空部２７０に入射する。そして中空部２７０を通過した後、傾斜面２７３を介して第２光学ブロック２６０ｂに入射する。 In FIG. 15B, the probe light P enters the first optical block 260a via the entrance surface 261, propagates within the first optical block 260a, and reaches the first total reflection surface 262. After being totally reflected by the first total reflection surface 262 , the light propagates toward the second total reflection surface 263 and enters the hollow portion 270 via the inclined surface 271 . After passing through the hollow portion 270, the light enters the second optical block 260b via the inclined surface 273.

第２光学ブロック２６０ｂに入射したプローブ光Ｐは、第２光学ブロック２６０ｂ内を伝搬して第２全反射面２６３に到達し、第２全反射面２６３で全反射する。そして第１全反射面２６２に向けて伝搬し、傾斜面２７４を介して中空部２７０に入射し、中空部２７０を通過した後、傾斜面２７２を介して再度第１光学ブロック２６０ａに入射する。その後、第１光学ブロック２６０ａ内を伝搬して第１全反射面２６２に到達し、第１全反射面２６２で全反射する。そして、第１光学ブロック２６０ａ内を伝搬した後、出射面２６４を介して出射する。 The probe light P that has entered the second optical block 260b propagates within the second optical block 260b, reaches the second total reflection surface 263, and is totally reflected by the second total reflection surface 263. The light then propagates toward the first total reflection surface 262, enters the hollow section 270 via the inclined surface 274, passes through the hollow section 270, and then enters the first optical block 260a again via the inclined surface 272. Thereafter, the light propagates within the first optical block 260a, reaches the first total reflection surface 262, and is totally reflected at the first total reflection surface 262. Then, after propagating within the first optical block 260a, the light is outputted via the output surface 264.

ＡＴＲプリズム１６から出射したプローブ光Ｐは、光検出器１７により光強度が検出され、検出された光強度に基づき吸光度が取得される。この吸光度に基づき血糖値が取得される。 The light intensity of the probe light P emitted from the ATR prism 16 is detected by the photodetector 17, and the absorbance is obtained based on the detected light intensity. A blood sugar level is obtained based on this absorbance.

ここで、図１６は、光学部材２６をより詳細に説明するために、図１５（ｂ）における傾斜面２７１～２７４の周辺を拡大して示した図である。 Here, FIG. 16 is an enlarged view showing the vicinity of the inclined surfaces 271 to 274 in FIG. 15(b) in order to explain the optical member 26 in more detail.

図１６に示すように、第１光学ブロック２６０ａには突出部２８１及び２８２が形成され、また第２光学ブロック２６０ｂには突出部２８３が形成されている。突出部２８１～２８３は、第１全反射面２６２及び第２全反射面２６３のそれぞれに沿う方向である白抜き矢印Ｕに沿って、交互に突出するように形成された部分である。傾斜面２７１は突出部２８１に形成され、傾斜面２７２は突出部２８２に形成されている。また傾斜面２７３及び２７４は、それぞれ突出部２８３に形成されている。 As shown in FIG. 16, protrusions 281 and 282 are formed on the first optical block 260a, and a protrusion 283 is formed on the second optical block 260b. The protrusions 281 to 283 are portions that are formed to protrude alternately along the outline arrow U, which is a direction along each of the first total reflection surface 262 and the second total reflection surface 263. The inclined surface 271 is formed on the protrusion 281, and the inclined surface 272 is formed on the protrusion 282. Further, the inclined surfaces 273 and 274 are each formed on the protrusion 283.

プローブ光Ｐが、第１全反射面２６２及び第２全反射面２６３のそれぞれに臨界角θＣ以上の角度で入射すると、プローブ光Ｐは第１全反射面２６２及び第２全反射面２６３のそれぞれで全反射する。シリコンの屈折率は３．４であるため、臨界角θＣは３９．６度である。従って、プローブ光Ｐは、第１全反射面２６２及び第２全反射面２６３のそれぞれに３９．６度以上の角度で入射した場合に全反射する。 When the probe light P is incident on each of the first total reflection surface 262 and the second total reflection surface 263 at an angle equal to or greater than the critical angle θ C , the probe light P enters the first total reflection surface 262 and the second total reflection surface 263. Total reflection occurs in each. Since the refractive index of silicon is 3.4, the critical angle θ C is 39.6 degrees. Therefore, the probe light P is totally reflected when it is incident on each of the first total reflection surface 262 and the second total reflection surface 263 at an angle of 39.6 degrees or more.

本実施形態では、プローブ光Ｐの拡がり角を鑑みて、臨界角θＣに対して余裕を持たせて４５度の角度で第１全反射面２６２及び第２全反射面２６３のそれぞれに入射するようにプローブ光Ｐの入射角度θ０を決定している。ここで、第１全反射面２６２へのプローブ光Ｐの入射角度は、第１全反射面２６２の法線に対するプローブ光Ｐの角度を意味し、第２全反射面２６３へのプローブ光Ｐの入射角度は、第２全反射面２６３の法線に対するプローブ光Ｐの角度を意味する。 In this embodiment, in view of the spread angle of the probe light P, the probe light P is incident on each of the first total reflection surface 262 and the second total reflection surface 263 at an angle of 45 degrees with a margin for the critical angle θ C. The incident angle θ 0 of the probe light P is determined as follows. Here, the angle of incidence of the probe light P on the first total reflection surface 262 means the angle of the probe light P with respect to the normal line of the first total reflection surface 262, and the angle of incidence of the probe light P on the second total reflection surface 263. The incident angle means the angle of the probe light P with respect to the normal line of the second total reflection surface 263.

また、本実施形態では、傾斜面２７１の第１全反射面２６２に対する傾斜角度θ１が入射角度θ０と同じになるようにし、傾斜面２７２の第１全反射面２６２に対する傾斜角度θ２が入射角度θ０と同じになるようにしている。また、傾斜面２７３の第２全反射面２６３に対する傾斜角度θ３が入射角度θ０と同じになるようにし、傾斜面２７４の第２全反射面２６３に対する傾斜角度θ４が入射角度θ０と同じになるようにしている。 Furthermore, in this embodiment, the inclination angle θ 1 of the inclined surface 271 with respect to the first total reflection surface 262 is made to be the same as the incident angle θ 0 , and the inclination angle θ 2 of the inclined surface 272 with respect to the first total reflection surface 262 is made to be the same as the incident angle θ 0 . The angle of incidence θ is made to be the same as 0 . Further, the inclination angle θ 3 of the inclined surface 273 with respect to the second total reflection surface 263 is made to be the same as the incident angle θ 0 , and the inclination angle θ 4 of the inclined surface 274 with respect to the second total reflection surface 263 is made to be the same as the incident angle θ 0 . I try to make it the same.

ここで、プローブ光Ｐは、第１全反射面２６２及び第２全反射面２６３のそれぞれに対し、臨界角θＣ以上の角度で入射するため、換言すると、傾斜面２７１は第１全反射面２６２に対して臨界角θＣ以上の角度で傾斜し、傾斜面２７２は第２全反射面２６３に対して臨界角θＣ以上の角度で傾斜している。 Here, since the probe light P is incident on each of the first total reflection surface 262 and the second total reflection surface 263 at an angle greater than or equal to the critical angle θ C , in other words, the inclined surface 271 is incident on the first total reflection surface 263. The inclined surface 272 is inclined with respect to the second total reflection surface 263 at an angle greater than or equal to the critical angle θ C.

＜光学部材２６の作用効果＞
次に、光学部材２６の作用効果について説明する。 <Function and effect of optical member 26>
Next, the effects of the optical member 26 will be explained.

ＡＴＲプリズム１６の材料には、人体に対して安全で、また中赤外領域のプローブ光の透過率が高いことを理由に硫化亜鉛（ＺｎＳ）が用いられることがある。しかし、硫化亜鉛は、化学気相成長（ＣＶＤ；Chemical Vapor Deposition）法や溶融凝集法等のプロセスにより製造されるために量産性が高いとは言えず、その結果、装置コストが増大する場合がある。 Zinc sulfide (ZnS) is sometimes used as the material for the ATR prism 16 because it is safe for the human body and has high transmittance for probe light in the mid-infrared region. However, since zinc sulfide is manufactured by processes such as chemical vapor deposition (CVD) and melt aggregation, it cannot be said that mass production is high, and as a result, equipment costs may increase. be.

また、硫化亜鉛の製造プロセスではＡＴＲプリズム１６の内部に結晶格子欠陥が生じる場合がある。このような結晶格子欠陥は、ＡＴＲプリズム１６内を伝搬するプローブ光Ｐを散乱させて光強度を低下させる。これにより、血糖値測定のための生体Ｓによるプローブ光Ｐの減衰を正確に取得できなくなり、血糖値の測定精度が低下する場合がある。 Further, in the manufacturing process of zinc sulfide, crystal lattice defects may occur inside the ATR prism 16. Such crystal lattice defects scatter the probe light P propagating within the ATR prism 16, reducing the light intensity. As a result, the attenuation of the probe light P by the living body S for measuring the blood sugar level cannot be accurately acquired, and the accuracy of measuring the blood sugar level may deteriorate.

一方、硫化亜鉛以外の材料として、シリコン（Ｓｉ）やゲルマニウム（Ｇｅ）が考えられるが、これらは中赤外領域のプローブ光に対する透過率が低い。そのため、これらの材料で構成されたＡＴＲプリズム１６の内部をプローブ光Ｐが伝搬すると、光吸収による減衰が大きくなる場合がある。例えば、シリコンの内部で１０ｍｍ伝搬すると、プローブ光は入射光量１０～２０％まで減衰する。 On the other hand, silicon (Si) and germanium (Ge) can be considered as materials other than zinc sulfide, but these have low transmittance to probe light in the mid-infrared region. Therefore, when the probe light P propagates inside the ATR prism 16 made of these materials, attenuation due to light absorption may increase. For example, when propagating 10 mm inside silicon, the probe light is attenuated to 10 to 20% of the amount of incident light.

また、シリコンの屈折率は３．４で生体の屈折率１．４に対して大きいため、血糖値測定において全反射の際にしみ出す界をより深くしみ出させるには、臨界角θＣに近い角度でプローブ光Ｐを全反射面に入射させることが好ましい。この場合、ＡＴＲプリズム１６にプローブ光Ｐが入射して出射するまでの全反射回数が増えるため、ＡＴＲプリズム１６内でのプローブ光Ｐの伝搬距離が長くなり、伝搬距離の長さに応じてプローブ光Ｐが大きく減衰する。その結果、生体Ｓによるプローブ光の減衰を正確に取得できずに、血糖値の測定精度が低下する場合がある。 In addition, the refractive index of silicon is 3.4, which is larger than that of living organisms, which is 1.4, so in order to make the field that seeps out more deeply during total reflection in blood sugar level measurement, the critical angle θ C must be adjusted. It is preferable to make the probe light P enter the total reflection surface at a close angle. In this case, since the number of total reflections from when the probe light P enters the ATR prism 16 until it exits increases, the propagation distance of the probe light P within the ATR prism 16 becomes longer, and the probe light P increases depending on the length of the propagation distance. The light P is greatly attenuated. As a result, the attenuation of the probe light due to the living body S cannot be accurately acquired, and the accuracy of blood sugar level measurement may deteriorate.

これらに対し、本実施形態では、全反射部材２６０の内部に中空部２７０を設けて光学部材２６を構成する。中空部２７０には、シリコン材料より光吸収が小さい空気等の媒質が介在している。そのため、シリコン材料で構成されたＡＴＲプリズム等の部材の内部をプローブ光Ｐが伝搬する場合と比較して、中空部２７０内を伝搬するプローブ光Ｐの減衰を抑制できる。これにより、全反射部材として光学部材２６を通過するプローブ光の減衰を抑制し、生体Ｓによるプローブ光の減衰を正確に取得することで血糖値の測定精度を確保することができる。 In contrast, in this embodiment, the optical member 26 is configured by providing a hollow portion 270 inside the total reflection member 260. A medium such as air, which absorbs less light than silicon material, is interposed in the hollow portion 270 . Therefore, compared to the case where the probe light P propagates inside a member such as an ATR prism made of silicon material, attenuation of the probe light P propagating inside the hollow portion 270 can be suppressed. Thereby, the attenuation of the probe light passing through the optical member 26 as a total reflection member is suppressed, and the attenuation of the probe light due to the living body S is accurately acquired, thereby ensuring the accuracy of blood sugar level measurement.

また、本実施形態では、全反射部材２６０を、シリコンを材料として構成している。これにより、ゲルマニウム等を材料として全反射部材２６０を構成した場合に比較して、光学部材２６のコストを低減させ、血糖値測定装置１００の装置コストを低減させることができる。但し、シリコン材料に限定されるものではなく、プローブ光Ｐに対して透過性を有する材料であれば、他の材料により全反射部材２６０を構成してもよい。 Further, in this embodiment, the total reflection member 260 is made of silicon. As a result, the cost of the optical member 26 and the cost of the blood sugar level measuring device 100 can be reduced compared to the case where the total reflection member 260 is made of germanium or the like. However, the material is not limited to silicon, and the total reflection member 260 may be made of any other material as long as it is transparent to the probe light P.

また、本実施形態では、中空部２７０における第１全反射面２６２と対向する部分に、第１全反射面２６２へのプローブ光Ｐの入射角度θ０と同じ角度で第１全反射面２６２に対して傾斜する傾斜面２７１及び２７２を設けている。また第２全反射面２６３に対向する部分に、第２全反射面２６３へのプローブ光Ｐの入射角度θ０と同じ角度で第２全反射面２６３に対して傾斜する傾斜面２７３及び２７４を設けている。換言すると、傾斜面２７１は第１全反射面２６２に対して臨界角θＣ以上の角度で傾斜し、傾斜面２７２は第２全反射面２６３に対して臨界角θＣ以上の角度で傾斜している。 In the present embodiment, the probe light P is applied to the first total reflection surface 262 at the same angle as the incident angle θ 0 of the probe light P to the first total reflection surface 262 at the portion of the hollow portion 270 facing the first total reflection surface 262. Slanted surfaces 271 and 272 are provided which are inclined with respect to each other. Further, in the portion facing the second total reflection surface 263, inclined surfaces 273 and 274 are provided which are inclined with respect to the second total reflection surface 263 at the same angle as the incident angle θ 0 of the probe light P on the second total reflection surface 263. It is set up. In other words, the inclined surface 271 is inclined with respect to the first total reflection surface 262 at an angle greater than or equal to the critical angle θ C , and the inclined surface 272 is inclined with respect to the second total reflection surface 263 at an angle greater than or equal to the critical angle θ C. ing.

このようにすることで、光学部材２６の内部を伝搬するプローブ光Ｐを傾斜面２７１～２７４のそれぞれに垂直に入射させることができる。これにより、傾斜面２７１～２７４でのプローブ光Ｐの反射が抑制され、光学部材２６の内部でプローブ光Ｐのうちの全反射される光以外のノイズ光が減少するため、プローブ光の利用効率を向上させることができる。そして、生体Ｓによるプローブ光の減衰を正確に取得して血糖値の測定精度を確保することができる。 By doing so, the probe light P propagating inside the optical member 26 can be made perpendicularly incident on each of the inclined surfaces 271 to 274. As a result, reflection of the probe light P on the inclined surfaces 271 to 274 is suppressed, and noise light other than the totally reflected light of the probe light P inside the optical member 26 is reduced, so the use efficiency of the probe light is reduced. can be improved. Then, the attenuation of the probe light due to the living body S can be accurately acquired to ensure the accuracy of blood sugar level measurement.

傾斜面２７１～２７４のそれぞれには、プローブ光Ｐの反射を防止する反射防止膜を設けると、上記のノイズ光をより減少させることできるため、さらに好適である。 It is more preferable to provide each of the inclined surfaces 271 to 274 with an antireflection film that prevents reflection of the probe light P, since the above-mentioned noise light can be further reduced.

なお、本実施形態では、第１光学ブロック２６０ａと第２光学ブロック２６０ｂの２つの光学ブロックで挟まれた空隙部分により中空部２７０を形成する例を示したが、これに限定されるものではない。中空部２７０を形成する２つの光学ブロックの一部が繋がっていてもよいし、１つの光学ブロックの内部に形成した空隙部分により中空部２７０を構成してもよい。 Note that in this embodiment, an example is shown in which the hollow portion 270 is formed by a gap portion sandwiched between two optical blocks, the first optical block 260a and the second optical block 260b, but the hollow portion 270 is not limited to this. . Parts of the two optical blocks forming the hollow part 270 may be connected, or the hollow part 270 may be formed by a gap formed inside one optical block.

＜光学部材２６の各種変形例＞
ここで、光学部材２６は、図１５に示したものに限定されるものではなく各種変形が可能である。 <Various modifications of optical member 26>
Here, the optical member 26 is not limited to that shown in FIG. 15, and various modifications are possible.

図１７は、第１変形例に係る光学部材３６の構成を説明する図である。図１７に示すように、光学部材３６は、全反射部材３６０と、中空部３７０とを備えている。また全反射部材３６０は第１光学ブロック３６０ａと、第２光学ブロック３６０ｂとを含んで構成されている。中空部３７０は、第１光学ブロック３６０ａと第２光学ブロック３６０ｂとの間に設けられた空隙である。図１７における太い実線で挟まれた空隙部分が中空部３７０に該当する。 FIG. 17 is a diagram illustrating the configuration of the optical member 36 according to the first modification. As shown in FIG. 17, the optical member 36 includes a total reflection member 360 and a hollow portion 370. Further, the total reflection member 360 includes a first optical block 360a and a second optical block 360b. The hollow portion 370 is a gap provided between the first optical block 360a and the second optical block 360b. A gap portion surrounded by thick solid lines in FIG. 17 corresponds to the hollow portion 370.

また第１光学ブロック３６０ａは、入射面３６１と、第１全反射面３６２と、出射面３６４と、１０個の傾斜面とを含んで構成され、第２光学ブロック３６０ｂは第２全反射面３６３と、６個の傾斜面とを含んで構成されている。第１光学ブロック３６０ａ及び第２光学ブロック３６０ｂのそれぞれは、シリコン材料により構成されている。 The first optical block 360a includes an entrance surface 361, a first total reflection surface 362, an exit surface 364, and ten inclined surfaces, and the second optical block 360b includes a second total reflection surface 363. and six inclined surfaces. Each of the first optical block 360a and the second optical block 360b is made of silicon material.

このように任意の数の傾斜面を、第１光学ブロック３６０ａ及び第２光学ブロック３６０ｂに設けることもできる。 In this way, an arbitrary number of inclined surfaces can be provided on the first optical block 360a and the second optical block 360b.

図１８は、第２変形例に係る光学部材４６の構成を説明する図である。図１８に示すように、光学部材４６は、全反射部材４６０と、中空部４７０とを備えている。また全反射部材４６０は光学ブロック４６０ａと、ミラー４６０ｂとを含んで構成されている。中空部４７０は光学ブロック４６０ａとミラー４６０ｂとの間に設けられた空隙である。図１８における太い実線で挟まれた空隙部分が中空部４７０に該当する。ここで、ミラー４６０ｂは反射部材の一例である。 FIG. 18 is a diagram illustrating the configuration of an optical member 46 according to a second modification. As shown in FIG. 18, the optical member 46 includes a total reflection member 460 and a hollow portion 470. Further, the total reflection member 460 includes an optical block 460a and a mirror 460b. Hollow portion 470 is a gap provided between optical block 460a and mirror 460b. The gap between the thick solid lines in FIG. 18 corresponds to the hollow portion 470. Here, the mirror 460b is an example of a reflective member.

また光学ブロック４６０ａは、入射面４６１と、全反射面４６２と、出射面４６３と、２個の傾斜面とを含んで構成されている。光学ブロック４６０ａは、シリコン材料により構成されている。 Further, the optical block 460a includes an entrance surface 461, a total reflection surface 462, an exit surface 463, and two inclined surfaces. Optical block 460a is made of silicon material.

このように、２つの光学ブロックを対向させて配置するだけでなく、一方をミラーとした全反射部材４６０を用いて光学部材４６を構成することもできる。但しこの場合は、ミラー４６０ｂ側では全反射による界は形成されないため、血糖値測定は、光学ブロック４６０ａの全反射面４６２に接触された生体Ｓに対して行われる。 In this way, in addition to arranging two optical blocks facing each other, the optical member 46 can also be configured using a total reflection member 460 in which one of the blocks is a mirror. However, in this case, since a field due to total reflection is not formed on the mirror 460b side, the blood sugar level measurement is performed on the living body S that is in contact with the total reflection surface 462 of the optical block 460a.

図１９は、第３変形例に係る光学部材５６の構成を説明する図である。図１９に示すように、光学部材５６は、全反射部材５６０と、中空部５７０とを備えている。また全反射部材５６０は、第１光学ブロック５６０ａと、第２光学ブロック５６０ｂと、第３光学ブロック５６０ｃとを含んで構成されている。中空部５７０は、第１光学ブロック５６０ａ、第２光学ブロック５６０ｂ及び第３光学ブロック５６０ｃの間に設けられた空隙である。図１９における太い実線で挟まれた空隙部分が中空部５７０に該当する。 FIG. 19 is a diagram illustrating the configuration of an optical member 56 according to a third modification. As shown in FIG. 19, the optical member 56 includes a total reflection member 560 and a hollow portion 570. Further, the total reflection member 560 includes a first optical block 560a, a second optical block 560b, and a third optical block 560c. The hollow portion 570 is a gap provided between the first optical block 560a, the second optical block 560b, and the third optical block 560c. The gap between the thick solid lines in FIG. 19 corresponds to the hollow portion 570.

また第１光学ブロック５６０ａは、入射面５６１と、第１全反射面５６２とを含み、第２光学ブロック５６０ｂは、第２全反射面５６３と、出射面５６４とを含み、第３光学ブロック５６０ｃは、第３全反射面５６５を含んで構成されている。第１光学ブロック５６０ａ、第２光学ブロック５６０ｂ及び第３光学ブロック５６０ｃのそれぞれは、シリコン材料により構成されている。ここで、第１光学ブロック５６０ａ、第２光学ブロック５６０ｂ及び第３光学ブロック５６０ｃは複数の板状部材の一例である。 Further, the first optical block 560a includes an entrance surface 561 and a first total reflection surface 562, the second optical block 560b includes a second total reflection surface 563 and an exit surface 564, and the third optical block 560c is configured to include a third total reflection surface 565. Each of the first optical block 560a, the second optical block 560b, and the third optical block 560c is made of silicon material. Here, the first optical block 560a, the second optical block 560b, and the third optical block 560c are examples of a plurality of plate-like members.

このように、２つの光学ブロックを対向させて配置するだけでなく、３つ、或いはそれ以上の個数の光学ブロックを組み合わせた全反射部材５６０を用いて光学部材５６を構成することもできる。 In this way, the optical member 56 can be configured not only by arranging two optical blocks facing each other, but also by using a total reflection member 560 that is a combination of three or more optical blocks.

以上に示した光学部材３６、４６及び５６のそれぞれは、図１におけるＡＴＲプリズム１６の位置にＡＴＲプリズム１６に代えて配置され、入射されるプローブ光を生体Ｓに接触した状態で全反射させる全反射部材として機能する。 Each of the optical members 36, 46, and 56 shown above is arranged in place of the ATR prism 16 in FIG. Functions as a reflective member.

＜本実施形態に係る光学部材の製法例＞
ここで、本実施形態に係る光学部材の製法について説明する。 <Example of manufacturing method of optical member according to this embodiment>
Here, a method for manufacturing the optical member according to this embodiment will be explained.

図２０は、光学部材６６の製法の一例を説明する図であり、（ａ）は光学部材６６の構成を示す図である。また、図２０（ｂ）～（ｅ）は製作過程における光学部材６６を示す図であり、（ｂ）は第２光学ブロック６６０ｂを示す図、（ｃ）は接合前の第１光学ブロック６６０ａと第２光学ブロック６６０ｂを示す図、（ｄ）は接合後の第１光学ブロック６６０ａと第２光学ブロック６６０ｂを示す図、（ｅ）は光学部材６６におけるプローブ光Ｐの伝搬の様子を示す図である。 FIG. 20 is a diagram illustrating an example of a method for manufacturing the optical member 66, and (a) is a diagram showing the configuration of the optical member 66. 20(b) to (e) are diagrams showing the optical member 66 in the manufacturing process, (b) is a diagram showing the second optical block 660b, and (c) is a diagram showing the first optical block 660a before joining. A diagram showing the second optical block 660b, (d) a diagram showing the first optical block 660a and the second optical block 660b after joining, and (e) a diagram showing the state of propagation of the probe light P in the optical member 66. be.

光学部材６６の製作では、まず、シリコンウエハに異方性エッチングで溝部を形成し、所定のサイズのブロックを切り出すことで、図２０（ｂ）に示すように第２光学ブロック６６０ｂを製作する。同様に、シリコンウエハに異方性エッチングで溝部を形成し、所定のサイズのブロックを切り出すことで、第１光学ブロック６６０ａを製作する。そして、図２０（ｃ）、（ｄ）に示すように、第１光学ブロック６６０ａと第２光学ブロック６６０ｂのそれぞれの端部を利用して位置合わせして、両者を貼り合わせる。このようにして、光学部材６６を製作できる。 In manufacturing the optical member 66, first, a groove is formed in a silicon wafer by anisotropic etching, and a block of a predetermined size is cut out, thereby manufacturing a second optical block 660b as shown in FIG. 20(b). Similarly, the first optical block 660a is manufactured by forming a groove in a silicon wafer by anisotropic etching and cutting out a block of a predetermined size. Then, as shown in FIGS. 20(c) and 20(d), the first optical block 660a and the second optical block 660b are aligned using their respective ends and bonded together. In this way, the optical member 66 can be manufactured.

但し、第１光学ブロック６６０ａ及び第２光学ブロック６６０ｂの製作は、異方性エッチングに限定されるものではなく、光または熱インプリントによる成型や射出成型、切削加工等の他の加工法を用いてもよい。第１光学ブロック６６０ａ及び第２光学ブロック６６０ｂを構成する材料に応じて加工法を選択すると好適である。 However, the manufacturing of the first optical block 660a and the second optical block 660b is not limited to anisotropic etching, but may also be performed using other processing methods such as molding by light or thermal imprint, injection molding, or cutting. It's okay. It is preferable to select a processing method depending on the materials forming the first optical block 660a and the second optical block 660b.

＜第２実施形態＞
第１実施形態では、光学部材２６に含まれる傾斜面の表面に反射防止膜を設ける例を示したが、このような構成に限定されるものではない。反射防止膜を設ける代わりに、或いは反射防止膜を設けることに加えて、プローブ光Ｐの偏光状態をＰ偏光にして、光学部材２６の入射面２６１、出射面２６４、及び傾斜面２７１～２７４のそれぞれに入射させてもよい。これにより、プローブ光Ｐに偏光状態がＳ偏光の成分が含まれる場合と比較して、入射面２６１、出射面２６４、及び傾斜面２７１～２７４のそれぞれでのプローブ光Ｐの反射を低減させることができる。 <Second embodiment>
Although the first embodiment shows an example in which an antireflection film is provided on the surface of the inclined surface included in the optical member 26, the present invention is not limited to such a configuration. Instead of providing an anti-reflection film, or in addition to providing an anti-reflection film, the polarization state of the probe light P is changed to P polarization, and the incident surface 261, the exit surface 264, and the inclined surfaces 271 to 274 of the optical member 26 are The light may be incident on each of them. This reduces the reflection of the probe light P on each of the incident surface 261, the exit surface 264, and the inclined surfaces 271 to 274, compared to the case where the probe light P includes a component whose polarization state is S-polarized light. Can be done.

また、偏光状態がＰ偏光のプローブ光Ｐを、入射面２６１、出射面２６４、及び傾斜面２７１～２７４のそれぞれにブリュースター角に対応する角度で入射させるとさらに好適である。ここで、ブリュースター角とは、屈折率の異なる物質の界面においてＰ偏光の反射率が０となる入射角をいう。また、ブリュースター角に対応する角度とは、ブリュースター角に一致する角度、またはブリュースター角に対して一般に加工誤差や製造誤差として許容される程度の差異がある角度をいう。 Further, it is more preferable that the probe light P having a P polarization state be incident on each of the entrance surface 261, the exit surface 264, and the inclined surfaces 271 to 274 at an angle corresponding to the Brewster's angle. Here, the Brewster angle refers to an incident angle at which the reflectance of P-polarized light becomes 0 at an interface between substances having different refractive indexes. Further, the angle corresponding to the Brewster angle refers to an angle that matches the Brewster angle, or an angle that differs from the Brewster angle by an amount that is generally acceptable as a processing error or a manufacturing error.

図２１は、プローブ光Ｐが入射面２６１にブリュースター角φで入射する様子を説明する図である。入射面２６１にブリュースター角φで入射すると、プローブ光ＰのＰ偏光成分ＰＰは反射せずに全て第１光学ブロック２６０ａ内に入射し、Ｓ偏光成分ＰＳのみが反射される。従って偏光素子等を用いて偏光状態がＰ偏光のみのプローブ光Ｐを生成し、ブリュースター角に対応する角度で入射面２６１に入射させることで、反射を限りなくゼロにすることができる。 FIG. 21 is a diagram illustrating how the probe light P enters the incident surface 261 at the Brewster angle φ. When the probe light P is incident on the incident surface 261 at the Brewster angle φ, the P polarized light component P P of the probe light P is completely incident on the first optical block 260 a without being reflected, and only the S polarized light component P S is reflected. Therefore, by using a polarizing element or the like to generate probe light P whose polarization state is only P-polarized light and making it incident on the incident surface 261 at an angle corresponding to the Brewster angle, reflection can be reduced to zero.

これにより、光学部材２６の内部でプローブ光Ｐのうちの全反射される光以外のノイズ光が減少するため、プローブ光の利用効率を向上させることができる。そして、生体Ｓによるプローブ光の減衰を正確に取得して血糖値の測定精度を確保することができる。 This reduces the amount of noise light other than the totally reflected light of the probe light P inside the optical member 26, so that the utilization efficiency of the probe light can be improved. Then, the attenuation of the probe light due to the living body S can be accurately acquired to ensure the accuracy of blood sugar level measurement.

以上、実施形態について説明してきたが、本発明は、具体的に開示された上記の実施形態に限定されるものではなく、特許請求の範囲から逸脱することなく、種々の変形や変更が可能である。 Although the embodiments have been described above, the present invention is not limited to the above specifically disclosed embodiments, and various modifications and changes can be made without departing from the scope of the claims. be.

実施形態では、吸光度取得部２１、血糖値取得部２２、駆動制御部２３等の機能を１つの処理部２が実現する例を示したが、これに限定されるものではない。これらの機能を別々の処理部により実現してもよいし、吸光度取得部２１及び血糖値取得部２２の機能を複数の処理部に分散させて実現してもよい。また、処理部の機能や、データ収録部２１６等の記憶装置の機能をクラウドサーバ等の外部装置が実現する構成にすることも可能である。 In the embodiment, an example has been shown in which one processing section 2 implements the functions of the absorbance acquisition section 21, the blood sugar level acquisition section 22, the drive control section 23, etc., but the present invention is not limited to this. These functions may be realized by separate processing sections, or the functions of the absorbance acquisition section 21 and the blood sugar level acquisition section 22 may be realized by being distributed among a plurality of processing sections. Further, it is also possible to adopt a configuration in which the functions of the processing unit and the functions of the storage device such as the data recording unit 216 are realized by an external device such as a cloud server.

また、実施形態では、複数の光源としての第１光源１１１、第２光源１１２及び第３光源１１３を備え、それぞれが中赤外領域で異なる波長の光を射出する例を示したが、これに限定されるものではない。１つの光源が複数の波長の光を射出してもよい。 Further, in the embodiment, an example has been shown in which the first light source 111, the second light source 112, and the third light source 113 are provided as a plurality of light sources, and each of them emits light of a different wavelength in the mid-infrared region. It is not limited. One light source may emit light of multiple wavelengths.

また、光源として量子カスケードレーザの例を示したが、これに限定されるものではなく、赤外線ランプや、ＬＥＤ（Light Emitting Diode）、ＳＬＤ（Super Luminescent Ddiode）等のレーザ以外の光源を用いることもできる。この場合には、適宜、所望の波長のみを取り出す波長フィルタを介してプローブ光をＡＴＲプリズム１６等の全反射部材に入射させると好適である。或いは、光検出器１７が波長フィルタを介してプローブ光を受光すると好適である。 Furthermore, although a quantum cascade laser is shown as an example of a light source, it is not limited to this, and light sources other than lasers such as infrared lamps, LEDs (Light Emitting Diodes), and SLDs (Super Luminescent Diodes) may also be used. can. In this case, it is preferable to make the probe light enter a total reflection member such as the ATR prism 16 via a wavelength filter that extracts only the desired wavelength. Alternatively, it is preferable that the photodetector 17 receives the probe light through a wavelength filter.

また、実施形態では、生体情報として血糖値を測定する例を示したが、これに限定されるものではなく、ＡＴＲ法に基づいて測定できれば、他の生体情報の測定に実施形態を適用することもできる。 Further, in the embodiment, an example of measuring blood sugar level as biological information is shown, but the embodiment is not limited to this, and the embodiment can be applied to measurement of other biological information as long as it can be measured based on the ATR method. You can also do it.

また、光源で射出された後や中空光ファイバから出射された後に、プローブ光の一部を分岐させるビームスプリッタ等の光学素子と、分岐された一部のプローブ光強度を検出する検出素子とを設け、プローブ光強度の変動を抑制するように、光源の駆動電圧又は駆動電流をフィードバック制御する構成にしてもよい。これにより、光源の出力変動を抑え、より正確な生体情報の測定が可能になる。 In addition, an optical element such as a beam splitter that splits a part of the probe light after it is emitted from a light source or a hollow optical fiber, and a detection element that detects the intensity of the part of the branched probe light are used. The drive voltage or drive current of the light source may be feedback-controlled so as to suppress fluctuations in probe light intensity. This suppresses fluctuations in the output of the light source and enables more accurate measurement of biological information.

また、実施形態では、複数の光源を備える例を説明したが、これに限定されるものではない。血糖値測定装置が１つの光源を備え、１つの光源から波長の異なる第１～第３プローブ光を射出させて測定する場合にも実施形態を適用できる。その場合は、第１～第３プローブ光のＡＴＲプリズム１６への入射を切り替える必要はないため、血糖値測定装置は第１シャッタ１２１、第２シャッタ１２２、第３シャッタ１２３、第１ハーフミラー１３１及び第２ハーフミラー１３２を備えなくてもよい。 Further, in the embodiment, an example including a plurality of light sources has been described, but the present invention is not limited to this. The embodiment can also be applied to a case where the blood sugar level measuring device includes one light source and the first to third probe lights having different wavelengths are emitted from the one light source to perform measurement. In that case, since there is no need to switch the incidence of the first to third probe lights onto the ATR prism 16, the blood sugar level measuring device uses the first shutter 121, the second shutter 122, the third shutter 123, and the first half mirror 131. Also, the second half mirror 132 may not be provided.

また、血糖値測定装置が１つの光源を備え、１つの光源から１つの波長のプローブ光を射出させて測定する場合にも実施形態を適用可能である。 Further, the embodiment is also applicable to a case where the blood sugar level measuring device includes one light source and the one light source emits probe light of one wavelength to perform measurement.

また、上記で説明した実施形態の各機能は、一又は複数の処理回路によって実現することが可能である。ここで、本明細書における「処理回路」とは、電子回路により実装されるプロセッサのようにソフトウェアによって各機能を実行するようプログラミングされたプロセッサや、上記で説明した各機能を実行するよう設計されたASIC(Application Specific Integrated Circuit)、DSP（digital signal processor）、FPGA（field programmable gate array）や従来の回路モジュール等のデバイスを含むものとする。 Moreover, each function of the embodiment described above can be realized by one or more processing circuits. Here, the term "processing circuit" as used herein refers to a processor programmed to execute each function by software, such as a processor implemented by an electronic circuit, or a processor designed to execute each function explained above. This includes devices such as ASICs (Application Specific Integrated Circuits), DSPs (digital signal processors), FPGAs (field programmable gate arrays), and conventional circuit modules.

１ 測定部
１００ 血糖値測定装置（生体情報測定装置の一例）
１０１ 吸光度測定装置
１１１ 第１光源（光源の一例）
１１２ 第２光源（光源の一例）
１１３ 第３光源（光源の一例）
１２１ 第１シャッタ
１２２ 第２シャッタ
１２３ 第３シャッタ
１３１ 第１ハーフミラー
１３２ 第２ハーフミラー
１４ カップリングレンズ
１５１ 第１中空光ファイバ
１５２ 第２中空光ファイバ
１５３ 導光支持部材
１５４ 出射支持部材
１６ ＡＴＲプリズム
１６１ 入射面
１６２ 第１全反射面
１６３ 第２全反射面
１６４ 出射面
１７ 光検出器（光強度検出部の一例）
２ 処理部
２１ 吸光度取得部
２１１ 光源駆動部
２１２ 光源制御部
２１３ シャッタ駆動部
２１４ シャッタ制御部
２１５ データ取得部
２１６ データ収録部
２１７ 吸光度出力部
２２ 血糖値取得部
２２１ 生体情報出力部
２６ 光学部材
２６０ 全反射部材
２６０ａ 第１光学ブロック（第１板状部材の一例）
２６０ｂ 第２光学ブロック（第２板状部材の一例）
２６１ 入射面
２６２ 第１全反射面
２６３ 第２全反射面
２６４ 出射面
２７０ 中空部
２７１～２７４ 傾斜面
２８１～２８３ 突出部
４６０ｂ ミラー（反射部材の一例）
５６０ａ 第１光学ブロック（複数の板状部材の一例）
５６０ｂ 第２光学ブロック（複数の板状部材の一例）
５６０ｃ 第３光学ブロック（複数の板状部材の一例）
５０１ ＣＰＵ
５０６ ディスプレイ
５１９ 検出Ｉ／Ｆ
Ｓ 生体（対象物の一例、被測定物の一例）
Ｐ プローブ光
θ０ 入射角度
θ１～θ４ 傾斜角度
θＣ 臨界角
φ ブリュースター角 1 Measuring unit 100 Blood sugar level measuring device (an example of a biological information measuring device)
101 Absorbance measuring device 111 First light source (an example of a light source)
112 Second light source (an example of a light source)
113 Third light source (an example of a light source)
121 First shutter 122 Second shutter 123 Third shutter 131 First half mirror 132 Second half mirror 14 Coupling lens 151 First hollow optical fiber 152 Second hollow optical fiber 153 Light guide support member 154 Output support member 16 ATR prism 161 Incident surface 162 First total reflection surface 163 Second total reflection surface 164 Output surface 17 Photodetector (an example of a light intensity detection section)
2 Processing section 21 Absorbance acquisition section 211 Light source drive section 212 Light source control section 213 Shutter drive section 214 Shutter control section 215 Data acquisition section 216 Data recording section 217 Absorbance output section 22 Blood sugar level acquisition section 221 Biological information output section 26 Optical member 260 All Reflection member 260a First optical block (an example of a first plate member)
260b Second optical block (an example of a second plate member)
261 Incident surface 262 First total reflection surface 263 Second total reflection surface 264 Output surface 270 Hollow portions 271 to 274 Inclined surfaces 281 to 283 Projection portion 460b Mirror (an example of a reflective member)
560a First optical block (an example of multiple plate-like members)
560b Second optical block (an example of multiple plate-like members)
560c Third optical block (an example of multiple plate members)
501 CPU
506 Display 519 Detection I/F
S Living body (an example of a target object, an example of an object to be measured)
P Probe light θ 0 Incident angle θ 1 ~ θ 4 Inclination angle θ C Critical angle φ Brewster angle

特許５３７６４３９号公報Patent No. 5376439

Claims (13)

入射されるプローブ光を、被測定物である対象物に接触した状態で全反射させる全反射面を含む全反射部材と、
前記全反射部材の内部に形成された中空部と、を含み、
前記中空部には、前記全反射面に対して傾斜する傾斜面が設けられている
光学部材。 a total reflection member including a total reflection surface that totally reflects the incident probe light while in contact with an object to be measured ;
a hollow part formed inside the total reflection member,
An optical member, wherein the hollow portion is provided with an inclined surface that is inclined with respect to the total reflection surface. 前記全反射部材はシリコン材料で構成されている
請求項１に記載の光学部材。 The optical member according to claim 1, wherein the total reflection member is made of silicon material. 前記傾斜面は、前記中空部における前記全反射面と対向する部分に設けられ、前記全反射面への前記プローブ光の入射角度と同じ角度で前記全反射面に対して傾斜する
請求項１、又は２に記載の光学部材。 2. The inclined surface is provided in a portion of the hollow portion that faces the total reflection surface, and is inclined with respect to the total reflection surface at the same angle as the incident angle of the probe light to the total reflection surface. Or the optical member according to 2. 前記傾斜面は、前記全反射面に対して臨界角以上の角度で傾斜している
請求項１乃至３の何れか１項に記載の光学部材。 The optical member according to any one of claims 1 to 3, wherein the inclined surface is inclined with respect to the total reflection surface at an angle greater than or equal to a critical angle. 前記傾斜面には、前記プローブ光の反射を防止する反射防止膜が設けられている
請求項１乃至４の何れか１項に記載の光学部材。 The optical member according to any one of claims 1 to 4, wherein the inclined surface is provided with an antireflection film that prevents reflection of the probe light. 前記プローブ光は、偏光状態がＰ偏光であり、ブリュースター角に対応する角度で前記中空部から前記傾斜面に入射する
請求項１乃至５の何れか１項に記載の光学部材。 6. The optical member according to claim 1, wherein the probe light has a P polarization state and enters the inclined surface from the hollow portion at an angle corresponding to a Brewster's angle. 前記全反射部材は、複数の板状部材を備え、
前記中空部は、前記複数の板状部材の間の空隙により形成されている
請求項１乃至６の何れか１項に記載の光学部材。 The total reflection member includes a plurality of plate-like members,
The optical member according to any one of claims 1 to 6, wherein the hollow portion is formed by a gap between the plurality of plate-like members. 前記全反射部材は、
第１板状部材と、
前記第１板状部材に対向して設けられた第２板状部材と、を備え、
前記中空部は、前記第１板状部材と前記第２板状部材との間の空隙により形成されている
請求項１乃至６の何れか１項に記載の光学部材。 The total reflection member is
a first plate member;
a second plate-like member provided opposite to the first plate-like member;
The optical member according to any one of claims 1 to 6, wherein the hollow portion is formed by a gap between the first plate member and the second plate member. 前記全反射部材は、
前記全反射面を含む第１板状部材と、
反射面を含み、前記第１板状部材に対向して設けられた反射部材と、を備え、
前記中空部は、前記第１板状部材と前記反射部材との間の空隙により形成されている
請求項１乃至６の何れか１項に記載の光学部材。 The total reflection member is
a first plate member including the total reflection surface;
a reflective member including a reflective surface and provided opposite to the first plate-like member;
The optical member according to any one of claims 1 to 6, wherein the hollow portion is formed by a gap between the first plate member and the reflective member. 請求項１乃至９の何れか１項に記載の光学部材と、
前記プローブ光を射出する光源と、
前記光学部材から出射される前記プローブ光の光強度を検出する光強度検出部と、
前記光強度に基づき取得される生体情報を出力する生体情報出力部と、を備える
生体情報測定装置。 The optical member according to any one of claims 1 to 9,
a light source that emits the probe light;
a light intensity detection unit that detects the light intensity of the probe light emitted from the optical member;
A biological information output unit that outputs biological information acquired based on the light intensity.
Biological information measuring device. 前記生体情報は血糖値情報である
請求項１０に記載の生体情報測定装置。 The biological information measuring device according to claim 10, wherein the biological information is blood sugar level information. 前記プローブ光の波数は、１０５０ｃｍ-1、１０７０ｃｍ-1、又は１１００ｃｍ-1の少なくとも１つを含む
請求項１１に記載の生体情報測定装置。 The biological information measuring device according to claim 11, wherein the wave number of the probe light includes at least one of 1050 cm-1, 1070 cm-1, and 1100 cm-1. プローブ光を射出する光源と、
内部に中空部が形成され、入射される前記プローブ光を、被測定物である対象物に接触した状態で全反射させる全反射面を含む全反射部材を含む光学部材と、
前記光学部材から出射される前記プローブ光の光強度を検出する光強度検出部と、を備え、
前記プローブ光が前記中空部を通過する
測定装置。 a light source that emits probe light;
an optical member including a total reflection member having a hollow portion formed therein and including a total reflection surface that totally reflects the incident probe light while in contact with an object to be measured ;
a light intensity detection unit that detects the light intensity of the probe light emitted from the optical member;
A measuring device in which the probe light passes through the hollow part.
JP2019201786A 2019-10-28 2019-11-06 Optical members, biological information measuring devices, and measuring devices Active JP7447433B2 (en)

Priority Applications (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2019201786A JP7447433B2 (en) 2019-11-06 2019-11-06 Optical members, biological information measuring devices, and measuring devices
US17/771,026 US20220386875A1 (en) 2019-10-28 2020-10-23 Measuring apparatus and biological information measuring apparatus
PCT/JP2020/039987 WO2021085341A1 (en) 2019-10-28 2020-10-23 Measuring apparatus and biological information measuring apparatus
EP20803975.0A EP4052022A1 (en) 2019-10-28 2020-10-23 Measuring apparatus and biological information measuring apparatus
CN202080073875.8A CN114585307A (en) 2019-10-28 2020-10-23 Measuring device and biological information measuring device

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2019201786A JP7447433B2 (en) 2019-11-06 2019-11-06 Optical members, biological information measuring devices, and measuring devices

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2021076657A JP2021076657A (en) 2021-05-20
JP7447433B2 true JP7447433B2 (en) 2024-03-12

Family

ID=75898934

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2019201786A Active JP7447433B2 (en) 2019-10-28 2019-11-06 Optical members, biological information measuring devices, and measuring devices

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP7447433B2 (en)

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2003056306A1 (en) 2001-12-26 2003-07-10 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Information measuring device
WO2011078147A1 (en) 2009-12-21 2011-06-30 国立大学法人大阪大学 Reflective material and optical structure
JP5376439B2 (en) 2009-03-18 2013-12-25 株式会社フォトサイエンス Glucose concentration measuring device
JP2018205156A (en) 2017-06-06 2018-12-27 日本電信電話株式会社 Dielectric spectroscopic device
JP2019037752A (en) 2017-08-23 2019-03-14 株式会社リコー Measuring apparatus and measuring method
JP2019132595A (en) 2018-01-29 2019-08-08 浜松ホトニクス株式会社 Terahertz wave spectroscopic measurement device

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2003056306A1 (en) 2001-12-26 2003-07-10 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Information measuring device
JP5376439B2 (en) 2009-03-18 2013-12-25 株式会社フォトサイエンス Glucose concentration measuring device
WO2011078147A1 (en) 2009-12-21 2011-06-30 国立大学法人大阪大学 Reflective material and optical structure
JP2018205156A (en) 2017-06-06 2018-12-27 日本電信電話株式会社 Dielectric spectroscopic device
JP2019037752A (en) 2017-08-23 2019-03-14 株式会社リコー Measuring apparatus and measuring method
JP2019132595A (en) 2018-01-29 2019-08-08 浜松ホトニクス株式会社 Terahertz wave spectroscopic measurement device

Also Published As

Publication number Publication date
JP2021076657A (en) 2021-05-20

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US20220386875A1 (en) Measuring apparatus and biological information measuring apparatus
KR20080026159A (en) Method and apparatus for the non-invasive sensing of glucose in a human subject
JP6425861B1 (en) Biological substance measuring device
US20210259586A1 (en) Measurement apparatus and biological information measurement apparatus
JP4047907B2 (en) Biological information measuring optical element and biological information measuring apparatus using the same
TWI603067B (en) Optical measurement device and method
JP4216272B2 (en) Biological information measuring optical member and biological information calculating apparatus
US7262836B2 (en) Apparatus for measuring biological information and method for measuring biological information
JP7447433B2 (en) Optical members, biological information measuring devices, and measuring devices
JP7363368B2 (en) Absorbance measuring device and biological information measuring device
WO2021085387A1 (en) Biological information measuring device and biological information measuring method
JP7354778B2 (en) Measuring device and biological information measuring device
JP2021074526A (en) Biological information measuring apparatus and biological information measuring method
JP7439455B2 (en) Biological information measuring device and biological information measuring method
JP7363370B2 (en) Absorbance measuring device and biological information measuring device
JP7363369B2 (en) Measuring device, absorbance measuring device, biological information measuring device, and measuring method
JP2023015889A (en) measuring device
JP7439456B2 (en) Biological information measuring device and biological information measuring method
JP4047904B2 (en) Biological information measuring optical element and biological information measuring apparatus using the same
JP2021067652A (en) Absorbance measuring device, biological information measuring device, and absorbance measuring method
WO2020158348A1 (en) Device and method for measuring blood sugar level
JP6946707B2 (en) Detection device and biological information measuring device
JP2003240709A (en) Concentration measuring method for specified component and contact for concentration measurement used in the method
JPWO2016121540A1 (en) Spectrometer and spectroscopic method
JP2023138121A (en) Measuring device, blood glucose value measuring device, and measurement method

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20220914

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20230829

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20231027

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20231114

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20240112

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20240130

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20240212

R151 Written notification of patent or utility model registration

Ref document number: 7447433

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R151