WO2014054488A1 - 分光特性測定装置 - Google Patents

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伊知郎 石丸
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Definitions

  • the present invention relates to a spectral characteristic measuring apparatus, and more particularly to a spectral characteristic measuring apparatus capable of non-invasively measuring biological components such as blood glucose and blood cholesterol.
  • a non-invasive measuring apparatus that measures biological components without collecting blood has been proposed (see Patent Document 1).
  • this measuring apparatus light is irradiated to a test site of a living body, and thereby the biocomponent is obtained from the spectral characteristics of light (object light) emitted from the biocomponent inside the test site.
  • the object light such as transmitted light and diffused / scattered light generated from each luminescent spot optically constituting the biological component is guided to the fixed mirror part and the movable mirror part which are phase shifters via the objective lens, The object light beam reflected from these two mirrors is caused to interfere on the imaging plane.
  • the movable mirror unit is moved by a piezo element or the like, and a phase difference corresponding to the amount of movement of the movable mirror unit is given to the object light beam reflected from the fixed mirror unit and the movable mirror unit.
  • the intensity of the light changes to form a so-called interferogram.
  • a spectral characteristic (spectrum) of the object light is acquired by performing Fourier transform on the interferogram.
  • Interference light formed on the imaging surface is received by the light detection unit and output as an analog signal.
  • This signal is amplified by an amplifier, converted to digital data by an A / D converter, a predetermined data process is performed on the digital data, and then a Fourier transform is performed to obtain a spectrum. .
  • a / D converter converts signals to digital data into digital data.
  • a predetermined data process is performed on the digital data
  • a Fourier transform is performed to obtain a spectrum.
  • the amplification factor is set based on the maximum amount of light.
  • An object of the present invention is to provide a spectral characteristic measuring apparatus capable of measuring light emitted from an object to be measured in a wide measurement range.
  • the spectral characteristic measuring apparatus which has been made to solve the above problems, a) a fixed reflector, b) a movable reflecting portion having a reflecting surface parallel to the reflecting surface of the fixed reflecting portion and movable in a direction perpendicular to the reflecting surface of the fixed reflecting portion; c) an incident optical system for allowing measurement light emitted from a plurality of measurement points inside the object to be measured to be incident on the reflection surface of the fixed reflection unit and the reflection surface of the movable reflection unit; d) The fixed reflected measurement light reflected by the reflection surface of the fixed reflection portion and the movable reflected measurement light reflected by the reflection surface of the movable reflection portion are guided to the same point to form interference light of both reflection measurement lights.
  • An image optical system e) a light detection unit having a plurality of pixels for detecting the intensity of the interference light; f) A filter having a plurality of regions with different transmittances arranged in the optical path between the imaging optical system and the light detection unit, and forming a fixed interference light incident on each pixel of the light detection unit A transmission filter configured to transmit the reflected measurement light and the movable reflected measurement light through the same region; g) obtaining an interferogram of the measurement light from a detection signal of each pixel of the light detection unit when the movable reflection unit is moved, and an arithmetic processing unit for obtaining a spectrum of the measurement light based on the interferogram. It is characterized by providing.
  • the interference reflection light is detected by allowing the fixed reflection measurement light and the movable reflection measurement light forming the interference light to pass through a region having the same light transmittance in the filter. Then, an interferogram is obtained from the detection signal of the interference light, and the spectrum of the measurement light is obtained. Therefore, the interference light of the intensity corresponding to each of a plurality of regions having different light transmittances is detected by one measurement, and an interferogram is obtained, and the spectrum of the measurement light is obtained from the optimum interferogram among them. Can be requested.
  • the present invention it is possible to realize the dynamic range of the spectral characteristic measuring apparatus while preventing the overflow from exceeding the input range of the A / D converter.
  • FIG. 1 shows the overall configuration of a blood glucose level sensor 10 according to the first embodiment.
  • the blood glucose level sensor 10 includes a spectroscopic measurement unit 16 and a control unit 40 that controls the operation of the spectroscopic measurement unit 16.
  • the spectroscopic measurement unit 16 includes a light source 161, an objective lens 162, a phase shifter 163, an imaging lens 164, a detection unit 165, and a light reduction device 166.
  • the objective lens 162 and the imaging lens 164 correspond to an incident optical system and an imaging optical system, respectively.
  • the objective lens 162 is disposed opposite to the light irradiation surface of the fingertip F.
  • the imaging lens 164 is arranged in a direction in which the optical axis is orthogonal to the objective lens 162.
  • the light source 161 a light source that emits near-infrared light having a good skin permeability and a wavelength of about 1 ⁇ m is used.
  • the light emitted from the light source 161 is applied to the fingertip F that is the object to be measured, the light passes through the skin of the fingertip F and generates reflected light and scattered light caused by various optical phenomena therein. These lights pass through the skin again, exit to the outside of the fingertip F, enter the objective lens 162, and are converted into parallel light fluxes.
  • the detection unit 165 includes, for example, a 16 ⁇ 16 pixel two-dimensional CCD camera 165a, an amplifier (not shown) for amplifying the light reception signal of the CCD camera 165a, and an A / D converter 165b for A / D converting the amplified light reception signal.
  • the light receiving surface 165c of the CCD camera 165a is disposed on the image forming surface of the image forming lens 164.
  • the detection signal of the detection unit 165 is stored in the storage unit 41.
  • the processing unit 42 reads a detection signal stored in the storage unit 41 and obtains an interferogram.
  • This interferogram is mathematically Fourier transformed by the arithmetic processing unit 43, and as a result, a spectral characteristic (spectrum) that is a relative intensity for each wavelength of the measurement light is obtained.
  • the phase shifter 163 is disposed between the objective lens 162 and the imaging lens 164.
  • the phase shifter 163 includes a fixed mirror unit 31, a movable mirror unit 32, and a drive mechanism 33 that moves the movable mirror unit 32.
  • Both the fixed mirror unit 31 and the movable mirror unit 32 have a rectangular reflecting surface that is inclined at an angle of 45 ° with respect to the optical axis of the objective lens 162 and the optical axis of the imaging lens 164.
  • the reflecting surfaces of both mirror parts are arranged side by side with a very slight gap.
  • the drive mechanism 33 is composed of, for example, a piezoelectric element having a capacitance sensor, receives a signal from the control unit 40, and maintains a tilt angle of the reflecting surface with respect to the optical axis at 45 ° while moving the mirror unit. 32 is moved in the direction of arrow A. With such a configuration, the relative position of the movable mirror unit 32 with respect to the fixed mirror unit 31 changes, and a phase difference is given between the light beam reflected by the fixed mirror unit 31 and the light beam reflected by the movable mirror unit 32. .
  • the moving amount of the objective lens 162 or the imaging lens 164 of the movable mirror unit 32 in the optical axis direction is 1 / ⁇ 2 of the moving amount of the movable mirror unit 32 in the arrow A direction.
  • the optical path length difference that gives a relative phase change between the fixed light beam and the movable light beam is twice the amount of movement of the movable mirror portion 32 in the optical axis direction.
  • the light reduction device 166 is disposed between the imaging lens 164 and the detection unit 165.
  • the dimming device 166 includes a rectangular plate-shaped dimming filter 166a (see FIG. 3) in which a plurality of regions whose transmittance changes stepwise is arranged in the horizontal direction, and a linear direction through a rack and a pinion.
  • a stepping motor that is moved to a position is included.
  • a control table representing the relationship between the transmittance of the neutral density filter 166a and the number of steps of the stepping motor is stored in the storage unit 41 in advance. Accordingly, when the neutral density filter 166a is set to the target transmittance, the control unit 40 drives the stepping motor so as to obtain the number of steps determined from the control table.
  • the fingertip F of the subject's hand is placed at a predetermined position, and the fingertip F is irradiated with near infrared light from the light source 161. Then, near infrared light passes through the skin of the fingertip F and is scattered by various biological components inside the fingertip F. The light scattered by the biological component is emitted to the outside again through the skin of the fingertip F.
  • the surfaces (reflection surfaces) of the fixed mirror portion 31 and the movable mirror portion 32 of the phase shifter 163 are located on the same plane.
  • the neutral density filter 166 a for example, a region having an intermediate transmittance (40%) among the plurality of regions is located on the optical path between the imaging lens 164 and the detection unit 165.
  • the control unit 40 drives the drive mechanism 33 to move the movable mirror unit 32 and drives the dimming device 166 to set the appropriate transmittance.
  • the neutral density filter 166a is moved so that the region is positioned on the optical path between the imaging lens 164 and the detection unit 165.
  • Scattered light as measurement light emitted from the inside of the fingertip F reaches the objective lens 162 while spreading in various directions, and becomes a parallel light beam on the entire surfaces of the fixed mirror portion 31 and the movable mirror portion 32 of the phase shifter 163. It reaches. That is, a part of the scattered light is reflected by the reflecting surface of the fixed mirror unit 31, and the remaining scattered light is reflected by the reflecting surface of the movable mirror unit 32 and enters the imaging lens 164.
  • the scattered light reflected by the fixed mirror unit 31 is also called a fixed scattered light beam
  • the scattered light reflected by the movable mirror unit 32 is also called a movable scattered light beam.
  • the fixed scattered light beam and the movable scattered light beam incident on the imaging lens 164 enter the light receiving surface 165c of the detection unit 165 through the neutral density filter 166a and interfere with each other.
  • the optical path length difference between the movable scattered light beam and the fixed scattered light beam is changed by moving the movable mirror unit 32.
  • a waveform of an imaging intensity change (interference light intensity change) called an interferogram is obtained.
  • Spectral characteristics can be obtained by mathematically Fourier transforming the interferogram.
  • FIG. 2 shows a change in interference intensity, interferogram, and spectral characteristics of light of each wavelength.
  • the blood glucose level sensor 10 of the present embodiment only scattered light emitted from the focusing surface located at a specific depth of the objective lens 162 within the fingertip F is imaged on the light receiving surface 165c of the detection unit 165, and the focusing is performed. Light generated from other than the focal plane does not form an image on the light receiving surface 165c of the detection unit 165. Accordingly, it is possible to obtain the spectral characteristics inside the fingertip with the depth limited only to the in-focus surface.
  • Light that has entered and interfered with the light receiving surface 165c of the detection unit 165 is output as an analog signal.
  • This signal is converted into digital data by the A / D converter 165b and input to the arithmetic processing unit 43 of the control unit 40.
  • the arithmetic processing unit 43 obtains spectral characteristics (spectrum) by executing Fourier transform after executing predetermined data processing on the digital data.
  • the intensity of the light that interferes with the light receiving surface 165c of the detection unit 165 changes (increases / decreases) according to the level of the blood glucose level. Since the analog signal of interference light having a low intensity has a low signal intensity, the signal intensity cannot be measured with high sensitivity if input directly to the arithmetic processing unit 43.
  • the analog signal of the interference light is amplified by an amplifier (not shown) and then input to the A / D converter 165b.
  • the analog signal after amplification exceeds the input range of the A / D converter 165b and may overflow and become saturated.
  • control unit 40 drives the stepping motor to move the neutral density filter 166a, and sets the neutral density filter 166a to an appropriate transmittance.
  • the arithmetic processing unit 43 obtains an interferogram when the transmittance is 100% from the transmittance of the neutral density filter 166a. Therefore, in this embodiment, the arithmetic processing unit 43 functions as a compensation unit. Then, the corrected interferogram is Fourier-transformed to obtain spectral characteristics.
  • the arithmetic processing unit 43 determines the maximum interference light intensity within the input range of the detection unit 165 (A / D converter) from the interference light intensity of the measurement light detected by the detection unit 165 in the initial state.
  • the appropriate transmittance of the light reduction device 166 is set so as to be a value. Therefore, in this embodiment, the arithmetic processing unit 42 functions as a setting unit.
  • the set appropriate transmittance is stored in the storage unit 41.
  • the control unit 40 reads the appropriate transmittance stored in the storage unit 41 and moves the neutral density filter 166a via the stepping motor. Accordingly, in the subsequent measurement operation, the interference light of the measurement light that has passed through the region of the appropriate transmittance of the neutral density filter 166a is incident on the detection unit 165. Therefore, the input range of the detection unit 165 can be used effectively, and overflow that exceeds the input range can be prevented.
  • FIG. 4 shows the results of measuring and analyzing the glucose concentration in the test tube using the blood glucose level sensor 10 of this example.
  • the light attenuation rate of the light attenuation filter is constant or no light attenuation filter
  • the amplification factor is decreased in accordance with an analog signal having a high interference light intensity
  • the low concentration region falls below the detection limit (FIG. 4).
  • A) when the amplification factor is increased in accordance with an analog signal having a low interference light intensity, saturation occurs in a high density region (FIG. 4B).
  • the transmittance of the neutral density filter 166a is variable, it is possible to appropriately measure in the entire density region ((c) of FIG. 4).
  • the interferogram is obtained by transmitting the reflected measurement light through the entire surface of the neutral density filter 166a having a plurality of regions having different transmittances. Therefore, unlike the first embodiment, the neutral density filter 166a is not moved in this embodiment.
  • the two-dimensional CCD camera 165a having 16 ⁇ 16 pixels is used, but another camera having the same number or more pixels as the number of areas of the neutral density filter 166a may be used.
  • the fixed scattered light beam and the movable scattered light beam that form one interference light pass through the same region of the neutral density filter 166a.
  • a neutral density filter 166a having five regions having different transmittances is used, so that five interference lights having different intensities are simultaneously detected by the detecting means 165, and an interferogram is obtained for each. Can be requested. Then, an appropriate transmittance is obtained from the obtained interferogram, and a spectrum is obtained using the interferogram of the measurement light transmitted through the transmittance region.
  • a plurality of interference lights having different intensities are detected by one measurement, and therefore, the measurement can be performed more efficiently than the configuration of the first embodiment.
  • FIG. 5 shows the overall configuration of the blood glucose level sensor 110 according to the third embodiment.
  • the blood glucose level sensor 110 is configured by housing the spectroscopic measurement unit 16 in a rectangular box-shaped casing 112.
  • a rectangular plate-like window 114 is fixed to one of the outer peripheral side surfaces of the casing 112, for example, the upper surface.
  • the casing 112 is made of a material that does not transmit light, such as plastic or metal.
  • the window 114 is made of a light-transmitting material such as glass or plastic, and the fingertip F is placed on the upper surface thereof.
  • the light source 161 is arranged in such a direction that the regular reflection light L0 does not enter the objective lens 162 when the emitted light is irradiated onto the light irradiation surface of the window 114.
  • the fingertip F is strongly pressed against the upper surface of the window 114, and the fingertip F and the window 114 are brought into close contact with each other for measurement. For this reason, the light from the light source 161 is incident on the inside of the fingertip F through the window portion 114, scattered by various internal biological components, and then emitted from the fingertip F again, through the window portion 114, and into the casing 112. Finally, it enters the objective lens 162 as measurement light. At this time, since the fingertip F is in close contact with the window 114, the uneven structure on the surface of the fingertip F is flattened, and light from the light source 161 is prevented from being scattered and reflected by the uneven structure and mixed into the measurement light. it can.
  • the in-focus position of the objective lens 162 can be maintained at a predetermined position (depth) in the fingertip F during measurement.
  • the blood glucose level sensor 110 according to the present embodiment can measure the blood glucose level with high accuracy.
  • FIG. 6 to 11 show a blood glucose level sensor 210 according to Embodiment 4 of the present invention.
  • the difference from the blood glucose level sensor 110 according to the third embodiment will be mainly described.
  • the blood glucose level sensor 210 is different from the window 114 of the third embodiment in the configuration of the window 214 fixed to the upper surface of the casing 112.
  • a diffraction grating is formed on a part of the lower surface (light irradiation surface) of the window 214 located in the casing 112.
  • two diffraction gratings 220 and 221 extending along two opposing sides of the window 214 are formed.
  • a region where the two diffraction gratings 220 and 221 are formed on the light irradiation surface of the window 214 is also referred to as a reference light region, and the other region is also referred to as a measurement light region.
  • Each of the diffraction gratings 220 and 221 includes a plurality of protrusions parallel to the two sides of the window 214. In this embodiment, the interval between the protrusions is set to 1.1 ⁇ m.
  • the light source 161 is generated when the reflected light is not incident on the objective lens 162 and the diffraction gratings 220 and 221 are irradiated when the emitted light is irradiated on the light irradiation surface of the window 214.
  • the first-order diffracted light is arranged so as to enter the objective lens 162.
  • the first-order diffracted light from the diffraction gratings 220 and 221 is used as reference light. The reference light will be described later.
  • the detection unit 165 includes, for example, a 16 ⁇ 16 pixel two-dimensional CCD camera 165a, an amplifier (not shown) for amplifying the light reception signal of the CCD camera 165a, and an A / D converter 165b for A / D converting the amplified light reception signal.
  • the light receiving surface 165c of the CCD camera 165a is disposed on the image forming surface of the image forming lens 164.
  • FIG. 7 is a diagram schematically showing the light receiving surface 165c of the detection unit 165.
  • the number of pixels is described as 10 ⁇ 10 for convenience.
  • a large number of CCDs are arranged on the light receiving surface 165c of the detection unit 165.
  • the upper 20 (2 ⁇ 10) and the lower 20 CCDs have a diffraction grating 220 and a diffraction grating, respectively.
  • First-order diffracted light (reference light) generated by the grating 221 forms an image. Therefore, these CCDs become reference light detection units.
  • the measurement light is imaged on the CCD other than the reference light detection unit in the light receiving surface 165c. Therefore, these CCDs become a measurement light detection unit.
  • the measurement light is imaged on the CCD located at the portion indicated by the image Fa of the fingertip F placed on the placement surface of the window 214.
  • the surfaces (reflection surfaces) of the fixed mirror unit 31 and the movable mirror unit 32 of the phase shifter 163 are located on the same plane, and the neutral density filter 166a is For example, it is assumed that a region having an intermediate transmittance (40%) among the plurality of regions is located on the optical path of the imaging lens 164 and the detection unit 165.
  • the fingertip F of the subject's hand is strongly pressed against the mounting surface of the window 214.
  • the near infrared light from the light source 161 is irradiated to the window 214.
  • the near-infrared light applied to the measurement light region of the window 214 reaches the fingertip through the window 214, passes through the skin of the fingertip, and is scattered by various biological components inside the fingertip.
  • the light scattered by the biological component passes through the skin of the fingertip again, reaches the casing 112 from the window 214, and enters the objective lens 162.
  • Scattered light as measurement light emitted from the inside of the fingertip reaches the objective lens 162 while spreading in various directions, becomes a parallel light beam, and reaches the entire surfaces of the fixed mirror portion 31 and the movable mirror portion 32 of the phase shifter 163. A part of the scattered light is reflected by the reflecting surface of the fixed mirror unit 31, and the remaining scattered light is reflected by the reflecting surface of the movable mirror unit 32 and enters the imaging lens 164.
  • the movable mirror unit 32 is moved to change the optical path length difference between the movable scattered light beam and the fixed scattered light beam.
  • Spectral characteristics can be obtained by mathematically Fourier transforming the interferogram.
  • near-infrared light irradiated on the reference light region of the window 214 is reflected by the diffraction gratings 220 and 221, and first-order diffracted light having a specific wavelength ⁇ is incident on the objective lens 162.
  • near infrared light from the light source 161 is incident at an incident angle of 45 deg.
  • a diffraction grating having a grating period (interval between protrusions) d 1.1 ⁇ m. It is configured.
  • an objective lens 162 having a numerical aperture N.A.
  • the minimum diffraction angle ⁇ min on the short wavelength side incident on the objective lens 162 is 31 deg., Its wavelength ⁇ min is 0.566 ⁇ m, the maximum diffraction angle ⁇ max on the long wavelength side is 59 deg., And its wavelength ⁇ max is 0.943 ⁇ m.
  • an InGaAs camera having a detection wavelength range of 0.9 ⁇ m to 1.7 ⁇ m is used as the detection unit 165. Therefore, of the first-order diffracted light incident on the objective lens 162, the wavelength range detected by the detection unit 165 is a very narrow wavelength range (0.9 ⁇ m to 0.943 ⁇ m).
  • the first-order diffracted light from the diffraction gratings 220 and 221 spreads in the width direction of the diffraction gratings 220 and 221 and reaches the objective lens 162 (see the front view of FIG. 9A). In the direction in which the diffraction gratings 20 and 21 extend, it reaches the objective lens 162 as a parallel light beam (see the side view of FIG. 9B). That is, the first-order diffracted light having a truncated pyramid shape as shown in FIG. 9C reaches the objective lens 162.
  • the first-order diffracted light that has entered the objective lens 162 reaches a band-like light having a width equivalent to the size of the light source 161 near the boundary between the fixed mirror unit 31 and the movable mirror unit 32, and a part thereof is the fixed mirror unit.
  • the light is reflected by the reflecting surface 31 and the rest is reflected by the reflecting surface of the movable mirror portion 32 and enters the imaging lens 164.
  • the first-order diffracted light reflected by the fixed mirror unit 31 is also called fixed diffracted light
  • the first-order diffracted light reflected by the movable mirror unit 32 is also called movable diffracted light.
  • the fixed diffracted light and the movable diffracted light incident on the imaging lens 164 are incident on the light receiving surface 165c of the detection unit 165 through the neutral density filter 166a to form an interference image.
  • the interference light intensity change can be obtained by moving the movable mirror 32 to change the optical path length difference between the fixed diffracted light and the movable diffracted light.
  • the fixed diffracted light and the movable diffracted light have a very narrow wavelength range and can be said to be light of almost a single wavelength. Therefore, the shape of the interference light intensity change obtained here is a simple cosine wave.
  • the light intensity emitted from the light source 161 fluctuates. In this case, both the interference light intensity change of the measurement light (scattered light) and the interference light intensity change of the first-order diffracted light are affected. Further, since the optical path of the measurement light and the first-order diffracted light from the window 214 to the detector 165 is common, when disturbance occurs on this common optical path, the change in the interference light intensity of the measurement light and the first-order diffracted light Both changes in interference light intensity are affected by disturbances.
  • the arithmetic processing unit 43 of the present embodiment determines the interferogram of the measurement light from the amplitude of the interference light intensity change of the first-order diffracted light and the phase difference between the first-order diffracted light and the measurement light having the same wavelength as the first-order diffracted light. Correct. At this time, the arithmetic processing unit 43 obtains an interferogram when the transmittance is 100% from the transmittance of the neutral density filter 166a, and corrects the interferogram. Therefore, in this embodiment, the arithmetic processing unit 43 functions as a compensation unit. Then, the corrected interferogram is Fourier-transformed to obtain spectral characteristics.
  • the interference of the interferogram of the measurement light is obtained.
  • the interferogram is corrected by using the ratio (Im / Io) of the light intensity (Im) to the amplitude (Io) of the interference light intensity change of the first-order diffracted light.
  • the influence of the time variation of the light source is the same in Im and Io, the influence of the time variation of the light source can be suppressed by correcting using Im / Io, and the measurement accuracy is improved.
  • the interferogram is corrected by shifting the phase of the interferogram of the measurement light by the phase shift amount between the first-order diffracted light and the measurement light.
  • the data (FIG. 11A) acquired (sampled) for the interference light intensity change of the first-order diffracted light is first approximated by a cosine curve (wave) (FIG. 11B).
  • the phase value of the data at this time is defined as a phase experimental value ⁇ e.
  • the phase value of the data at this time is defined as a phase correction value ⁇ c.
  • This correction can suppress the influence of disturbance generated on the optical path, such as an error during phase shifter operation, and improves measurement accuracy.
  • the influence of the fluctuation of the light intensity of the light source 161 and the disturbance generated on the optical path can be suppressed, and the interferogram of the measurement light can be obtained with high accuracy.
  • the interference light of the first-order diffracted light is obtained by imaging the diffraction grating that is two-dimensionally distributed in a part of the plane of the window 214, the spatial integration / Measurement accuracy is improved by the averaging effect.
  • this invention is not limited to an above-described Example, For example, the following modifications are possible.
  • the appropriate transmittance of the neutral density filter 166a is obtained from the interference light intensity of the measurement light and the reference light in the initial state at the time of measurement, the operator may set the transmittance of the neutral density filter 166a.
  • the device for measuring blood sugar in the blood of the fingertip has been described as an example.
  • the present invention can also be applied to a device for measuring the concentration of a component in a sample contained in a cell.
  • the neutral density filter whose transmissivity changes stepwise in the horizontal direction is used.
  • the dimming in which a plurality of regions having different transmissivities in the horizontal direction and the vertical direction are arranged as shown in FIG. A filter may be used.
  • a disk-shaped optical filter whose transmittance varies in the circumferential direction may be used.
  • the dimming device can be configured by a stepping motor that moves the optical filter in the circumferential direction.
  • a neutral density filter whose transmittance changes continuously may be used.
  • the finger is a measurement target, but other living bodies such as other parts such as ear lobes and human organs in the human body can also be a target. Moreover, it can be applied not only to the medical field such as blood sugar level measurement of living bodies but also to the food field such as sugar content measurement of fruits and the industrial field such as component measurement of material materials.
  • the neutral density filter may be disposed between the phase shifter (movable reflection portion and fixed reflection portion) and the imaging lens.

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Abstract

　本発明に係る分光特性測定装置は、被測定物の内部の複数の測定点から発せられた測定光を固定反射部の反射面と可動反射部の反射面に入射させる入射光学系と、固定反射部の反射面で反射された固定反射測定光と可動反射部の反射面で反射された可動反射測定光を同一点に導いて両反射測定光の干渉光を形成する結像光学系と、干渉光の強度を検出するための複数の画素を有する光検出部と、結像光学系と光検出部の間の光路に配置された透過率が異なる複数の領域を有するフィルタであって、光検出部の各画素に入射する干渉光を形成する固定反射測定光と可動反射測定光が同じ領域を透過するように構成された透過フィルタと、可動反射部を移動させたときの光検出部の各画素の検出信号から測定光のインターフェログラムを求め、このインターフェログラムに基づき測定光のスペクトルを求める演算処理部とを備える。　

Description

分光特性測定装置
　本発明は、分光特性測定装置に関し、特には、血糖や血中コレステロール等の生体成分を非侵襲で測定することができる分光特性測定装置に関する。
　糖尿病や高脂血症等、さまざまな病気において、血液に含まれるグルコース（血糖）やコレステロール等の生体成分の管理はその予防及び治療のために重要である。しかしながら、血液中の生体成分を測定するためには、通常、微量ながら血液を採取しなければならず、苦痛を伴う。また、採血部位の消毒や消耗品の処理などの煩わしい作業が必要であるため、例えば予防目的で生体成分を測定するための採血を日常的に行うことは敬遠される。
　これに対して、血液を採取せずに生体成分を測定する非侵襲の測定装置が提案されている（特許文献１参照）。この測定装置では、生体の被検部位に光を照射し、それにより該被検部位の内部の生体成分から発せられる光（物体光）の分光特性から生体成分を求める。具体的には、生体成分を光学的に構成する各輝点から生じる透過光や拡散・散乱光等の物体光を、対物レンズを介して位相シフタである固定ミラー部と可動ミラー部に導き、これら２つのミラー部から反射される物体光束を結像面において干渉させる。可動ミラー部はピエゾ素子などにより移動されるようになっており、該可動ミラー部の移動量に応じた位相差が固定ミラー部と可動ミラー部から反射される物体光束に付与され、それに伴い干渉光の強度が変化して、いわゆるインターフェログラムを形成する。このインターフェログラムをフーリエ変換することにより物体光の分光特性（スペクトル）を取得する。
特開2008-309707号公報
　結像面に形成された干渉光は光検出部で受光され、アナログ信号として出力される。この信号は、増幅器によって増幅された後、Ａ／Ｄ変換器にてデジタルデータに変換され、該デジタルデータに対して所定のデータ処理を実行した後、フーリエ変換を実行することでスペクトルが得られる。生体成分の変化を調べる場合には、該生体成分からの透過光等を高精度に検出してノイズの少ないスペクトルを得る必要がある。そのためには、光検出器からのアナログ信号をできるだけ大きく増幅することが好ましいが、Ａ／Ｄ変換器の入力レンジを超えるとオーバーフローが起きて飽和してしまうため、生体成分から発せられる光の最大光量を想定し、該最大光量に基づき増幅率が設定される。
　ところが、血液に含まれるグルコースやコレステロールの濃度を継続的に測定してその変化を調べるような場合に、一定の増幅率で測定を続けた場合には、必ずしも適切な増幅率で測定していることにはならない場合がある。特に、被検部位から発せられる光の光量が小さい場合は、グルコースやコレステロールの濃度の微量な変化を正確に測定することができない。
　本発明が解決しようとする課題は、広い測定レンジで被測定物から発せられる光を測定できる分光特性測定装置を提供することを目的とする。
　上記課題を解決するために成された本発明に係る分光特性測定装置は、
　a)固定反射部と、
　b)該固定反射部の反射面と平行な反射面を有し、前記固定反射部の反射面に対して垂直方向に移動可能な可動反射部と、
　c)被測定物の内部の複数の測定点から発せられた測定光を前記固定反射部の反射面と前記可動反射部の反射面に入射させる入射光学系と、
　d)前記固定反射部の反射面で反射された固定反射測定光と前記可動反射部の反射面で反射された可動反射測定光を同一点に導いて両反射測定光の干渉光を形成する結像光学系と、
　e)前記干渉光の強度を検出するための複数の画素を有する光検出部と、
　f) 前記結像光学系と前記光検出部の間の光路に配置された透過率が異なる複数の領域を有するフィルタであって、前記光検出部の各画素に入射する干渉光を形成する固定反射測定光と可動反射測定光が同じ領域を透過するように構成された透過フィルタと、
　g)前記可動反射部を移動させたときの前記光検出部の各画素の検出信号から前記測定光のインターフェログラムを求め、このインターフェログラムに基づき測定光のスペクトルを求める演算処理部と
　を備えることを特徴とする。
　上記構成においては、干渉光を形成する固定反射測定光と可動反射測定光に、フィルタ内の光透過率が同一である領域を通過させて干渉光を検出する。そして、干渉光の検出信号からインターフェログラムを求め、測定光のスペクトルを求める。従って、一度の測定によって、光透過率が異なる複数の領域のそれぞれに対応した強度の干渉光を検出し、インターフェログラムを取得して、それらの中の最適なインターフェログラムから測定光のスペクトルを求めることができる。
　本発明によれば、Ａ／Ｄ変換器の入力レンジを超過するオーバーフローを防止しつつ、分光特性測定装置のダイナミックレンジを実現することができる。
本発明の第１実施例に係る血糖値センサの全体構成を示す概略図。 干渉光強度変化とインターフェログラム、分光特性の関係を説明する図。 減光フィルタを示す図。 第１実施例に係る血糖値センサの解析結果と従来の血糖値センサの解析結果の比較図。 本発明の第３実施例に係る血糖値センサの全体構成を示す概略図。 本発明の第４実施例に係る血糖値センサの全体構成を示す概略図。 検出部の受光面を示す図。 回折格子から対物レンズに入射する１次回折光の波長、回折角の説明図。 回折格子からの１次回折光を示す正面図（ａ）及び側面図（ｂ）並びに１次回折光を立体的に示す図（ｃ）。 測定光のインターフェログラム（ａ）と１次回折光の干渉光強度変化（ｂ）の関係を示す図。 インターフェログラムの補正方法の説明図であり、取得データ（ａ）、余弦曲線で近似した図（ｂ）、余弦曲線をシフトした図（ｃ）。 減光フィルタの他の例を示す図。
　以下、本発明を血糖値センサに適用した具体的な実施例について図面を参照して説明する。
　図１は実施例１に係る血糖値センサ１０の全体構成を示している。血糖値センサ１０は、分光測定部１６と該分光測定部１６の動作を制御する制御部４０とを備えている。
　分光測定部１６は、光源１６１、対物レンズ１６２、位相シフタ１６３、結像レンズ１６４、検出部１６５、減光装置１６６から構成されている。本実施例では、対物レンズ１６２及び結像レンズ１６４がそれぞれ入射光学系及び結像光学系に相当する。対物レンズ１６２は指先Ｆの光照射面と対向配置されている。一方、結像レンズ１６４は、対物レンズ１６２と光軸が直交する向きに配置されている。
　光源１６１には、皮膚の透過性が良い、波長が１μｍ付近の近赤外光を出射する光源が用いられている。光源１６１からの出射光は被測定物である指先Ｆに照射されると該指先Ｆの皮膚を透過し、その内部において様々な光学現象に起因した反射光、散乱光を生成する。これらの光は再び皮膚を透過して指先Ｆの外部に出射して対物レンズ１６２に入射し、平行光束に変換される。
　検出部１６５は例えば１６×１６画素の二次元ＣＣＤカメラ１６５ａと該ＣＣＤカメラ１６５ａの受光信号を増幅する増幅器（図示せず）、増幅された受光信号をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換器１６５ｂを含んで構成されており、結像レンズ１６４の結像面にＣＣＤカメラ１６５ａの受光面１６５ｃが位置するように配置されている。
　検出部１６５の検出信号は記憶部４１に保存されるようになっている。詳しくは後述するように、処理部４２は記憶部４１に保存された検出信号を読み出し、インターフェログラムを求める。このインターフェログラムは演算処理部４３によって数学的にフーリエ変換され、その結果、測定光の波長毎の相対強度である分光特性（スペクトル）が得られる。
　位相シフタ１６３は、対物レンズ１６２と結像レンズ１６４の間に配置されている。位相シフタ１６３は固定ミラー部３１及び可動ミラー部３２、及び可動ミラー部３２を移動させる駆動機構３３から構成されている。固定ミラー部３１及び可動ミラー部３２は、いずれも対物レンズ１６２の光軸及び結像レンズ１６４の光軸に対して４５°の角度で傾斜する矩形状の反射面を有している。両ミラー部の反射面は、非常に僅かな隙間をおいて並べて配置されている。
　駆動機構３３は、例えば静電容量センサを具備する圧電素子から構成されており、制御部４０からの信号を受けて、光軸に対する反射面の傾斜角度を４５°に維持した状態で可動ミラー部３２を矢印Ａ方向に移動させる。このような構成により、固定ミラー部３１に対する可動ミラー部３２の相対位置が変化し、固定ミラー部３１で反射された光束、及び可動ミラー部３２で反射された光束の間に位相差が付与される。
　具体的には、可動ミラー部３２の対物レンズ１６２或いは結像レンズ１６４の光軸方向の移動量は、可動ミラー部３２の矢印Ａ方向の移動量の１／√２となる。また、固定光束と可動光束の間に相対的な位相変化を与える光路長差は、可動ミラー部３２の光軸方向の移動量の２倍となる。
　減光装置１６６は、結像レンズ１６４と検出部１６５の間に配設されている。減光装置１６６は、透過率が段階的に変化する複数の領域が横方向に並べて配置された矩形板状の減光フィルタ１６６ａ（図３参照）と、これをラック、ピニオンを介して直線方向に移動させるステッピングモータを含んで構成される。減光フィルタ１６６ａの透過率とステッピングモータのステップ数との関係を表す制御テーブルは予め記憶部４１に保存されている。従って、減光フィルタ１６６ａを目的の透過率に設定するときには、制御部４０はステッピングモータを制御テーブルから求まるステップ数になるように駆動する。
　次に、上記構成の血糖値センサ１０を用いて被検者の手の指先の血液中の血糖（グルコース）を測定する場合の動作について説明する。
　まず、被検者の手の指先Ｆを所定の位置に置き、光源１６１からの近赤外光を指先Ｆに照射する。すると、近赤外光は、指先Ｆの皮膚を透過して指先Ｆ内部の様々な生体成分によって散乱される。生体成分によって散乱された光は、再び指先Ｆの皮膚を経て外部に出射される。
　なお、測定開始直後の初期状態においては、位相シフタ１６３の固定ミラー部３１及び可動ミラー部３２の表面（反射面）は同一平面上に位置している。また、減光フィルタ１６６ａは、複数の領域のうち例えば中間値の透過率（４０％）の領域が結像レンズ１６４と検出部１６５の光路上に位置している。その後、測定動作が開始されると、後述するように制御部４０は、駆動機構３３を駆動して可動ミラー部３２を移動させると共に、減光装置１６６を駆動して設定された適正透過率の領域が結像レンズ１６４と検出部１６５の光路上に位置するように減光フィルタ１６６ａを移動させる。
　指先Ｆの内部から出射された測定光としての散乱光は様々な方向に拡がりながら対物レンズ１６２に到達し、平行光束となって位相シフタ１６３の固定ミラー部３１及び可動ミラー部３２の表面全体に至る。つまり、散乱光の一部は固定ミラー部３１の反射面で反射され、残りの散乱光は可動ミラー部３２の反射面で反射され、それぞれ結像レンズ１６４に入射する。なお、以下の説明では、固定ミラー部３１で反射された散乱光を固定散乱光束、可動ミラー部３２で反射された散乱光を可動散乱光束とも呼ぶ。
　結像レンズ１６４に入射した固定散乱光束及び可動散乱光束は減光フィルタ１６６ａを通して検出部１６５の受光面１６５ｃに入射し、干渉する。このとき、指先Ｆの内部から発せられる散乱光には、様々な波長の光が含まれることから、可動ミラー部３２を移動させて可動散乱光束と固定散乱光束の光路長差を変化させることにより、インターフェログラムと呼ばれる結像強度変化（干渉光強度変化）の波形が得られる、このインターフェログラムを数学的にフーリエ変換することにより分光特性を取得できる。図２に各波長の光の干渉強度変化、インターフェログラム、分光特性を示す。
　また、本実施例の血糖値センサ１０では、指先Ｆ内部のうち対物レンズ１６２の特定深度に位置する合焦面から発せられた散乱光のみが検出部１６５の受光面１６５ｃにおいて結像し、合焦面以外から生じた光は検出部１６５の受光面１６５ｃで結像しない。従って、合焦面のみに深度を限定した指先内部の分光特性を得ることができる。
　検出部１６５の受光面１６５ｃに入射し、干渉した光は、アナログ信号として出力される。この信号はＡ／Ｄ変換器１６５ｂにおいてデジタルデータに変換され、制御部４０の演算処理部４３に入力される。演算処理部４３では、該デジタルデータに対して所定のデータ処理を実行した後、フーリエ変換を実行することにより分光特性（スペクトル）を得る。
　ところで、検出部１６５の受光面１６５ｃで干渉する光の強度は血糖値の大きさに応じて変化（増減）する。強度が小さい干渉光のアナログ信号は信号強度が小さいため、そのまま演算処理部４３に入力されると該信号強度を感度良く測定することができない。そのため、干渉光のアナログ信号は増幅器（図示せず）によって増幅された後、Ａ／Ｄ変換器１６５ｂに入力される。ところが、干渉光強度が大きい場合には、増幅後のアナログ信号がＡ／Ｄ変換器１６５ｂの入力レンジを超えてオーバーフローが起き、飽和してしまうことがある。
　そこで、制御部４０は、ステッピングモータを駆動して減光フィルタ１６６ａを移動させ、減光フィルタ１６６ａを適正透過率に設定する。演算処理部４３は、減光フィルタ１６６ａの透過率から、該透過率が１００％のときのインターフェログラムを求める。従って、本実施例では、演算処理部４３が補償手段として機能する。そして、補正後のインターフェログラムをフーリエ変換して分光特性を求める。
　具体的には、演算処理部４３は、初期状態において検出部１６５で検出された測定光の干渉光強度から、該干渉光強度が検出部１６５（Ａ／Ｄ変換器）の入力レンジに収まる最大値となるように減光装置１６６の適正透過率を設定する。従って、本実施例では演算処理部４２が設定手段として機能する。設定された適正透過率は記憶部４１に記憶される。制御部４０は、記憶部４１に記憶された適正透過率を読み取り、ステッピングモータを介して減光フィルタ１６６ａを移動する。従って、その後の測定動作では、検出部１６５には減光フィルタ１６６ａの適正透過率の領域を通過した測定光の干渉光が入射する。従って、検出部１６５の入力レンジを有効に利用でき、しかも、入力レンジを超過するオーバーフローを防止することができる。
　図４に、本実施例の血糖値センサ１０を用いて試験管内のグルコース濃度を測定し、解析した結果を示す。従来型（減光フィルタの減光率が一定、或いは減光フィルタなし）では、干渉光強度が大きいアナログ信号に合わせて増幅率を小さくすると、低濃度領域が検出限界を下回ってしまい（図４の（ａ））、干渉光強度が小さいアナログ信号に合わせて増幅率を大きくすると、高濃度領域で飽和してしまう（図４の（ｂ））。一方、減光フィルタ１６６ａの透過率を可変にした本実施例では、全濃度領域で適正に測定することができる（図４の（ｃ））。
　実施例２の血糖値センサの要部構成は、図１に示した実施例１と同様であるため、図示及び詳細な説明を省略する。本実施例では、透過率が異なる複数の領域を備えた減光フィルタ１６６ａの全面に反射測定光を透過させてインターフェログラムを求める。従って、実施例１と異なり、本実施例では減光フィルタ１６６ａは移動させない。また、実施例１と同様に、１６×１６画素の二次元ＣＣＤカメラ１６５ａを用いるが、減光フィルタ１６６ａの領域数と同数以上の画素を有する他のカメラ等を用いてもよい。
　本実施例では、１つの干渉光（干渉像）を形成する固定散乱光束と可動散乱光束は、減光フィルタ１６６ａの同一の領域を通過する。本実施例では図３に示すように、透過率が異なる５つの領域を備えた減光フィルタ１６６ａを用いるため、検出手段１６５によって強度が異なる５つの干渉光を同時に検出し、それぞれについてインターフェログラムを求めることができる。そして、求めたインターフェログラムから適切な透過率を求め、該透過率の領域を透過した測定光のインターフェログラムを用いてスペクトルを求める。
　このように、本実施例の構成では、一度の測定で強度が異なる複数の干渉光を検出するため、実施例１の構成よりも効率的に測定を行うことができる。
　図５は実施例３に係る血糖値センサ１１０の全体構成を示している。この血糖値センサ１１０は、矩形箱状のケーシング１１２内に分光測定部１６を収容してなる。ケーシング１１２の外周側面の一つ、例えば上面には矩形板状の窓部１１４が固定されている。
　ケーシング１１２は、例えばプラスチックや金属などの、光を透過しない材料から作製されている。窓部１１４は、光透過性を有する材料、例えばガラスやプラスチックから作製されており、その上面に指先Ｆが載置されるようになっている。そして、光源１６１は、その出射光が窓部１１４の光照射面に照射されたときに正反射光Ｌ０が対物レンズ１６２に入射しないような向きに配置されている。
　本実施例では、窓部１１４の上面に指先Ｆを強く押し当て、指先Ｆと窓部１１４を密着させて測定を行う。このため、光源１６１の光は、窓部１１４を通して指先Ｆの内部に入射し、内部の様々な生体成分によって散乱された後、再び指先Ｆから出射され、窓部１１４を通ってケーシング１１２内に至り、測定光として対物レンズ１６２に入射する。このとき、指先Ｆが窓部１１４に密着しているため、指先Ｆの表面の凹凸構造が平坦化し、光源１６１からの光が前記凹凸構造によって散乱、反射して測定光に混入することを抑制できる。また、指先Ｆを窓部１１４に強く押し当てることにより、測定中、対物レンズ１６２の合焦位置を指先Ｆ内の所定の位置（深度）に維持することができる。以上より、本実施例に係る血糖値センサ１１０では、血糖値を精度良く測定することができる。
　図６～図１１は本発明の実施例４に係る血糖値センサ２１０を示している。以下では、実施例３に係る血糖値センサ１１０との違いを中心に説明する。まず、この血糖値センサ２１０は、ケーシング１１２の上面に固定された窓部２１４の構成が実施例３の窓部１１４と異なっている。
　具体的には、図６の（ｂ）に示すように、ケーシング１１２内に位置する窓部２１４の下面（光照射面）の一部には回折格子が形成されている。この実施例では、窓部２１４の対向する２辺に沿って延びる２個の回折格子２２０、２２１が形成されている。以下の説明では、窓部２１４の光照射面のうち２個の回折格子２２０、２２１が形成された領域を参照光領域、それ以外の領域を測定光領域とも呼ぶ。各回折格子２２０、２２１は、いずれも窓部２１４の２辺と平行な複数本の突条部から成る。本実施例では、これら突条部の間隔は 1.1 μmに設定されている。
　光源１６１は、その出射光が窓部２１４の光照射面に照射されたときに正反射光が対物レンズ１６２に入射せず、且つ、前記回折格子２２０、２２１に照射されたときに生成される１次回折光が対物レンズ１６２に入射するような向きに配置されている。回折格子２２０、２２１からの１次回折光は参照光として利用される。参照光については後述する。
　検出部１６５は例えば１６×１６画素の二次元ＣＣＤカメラ１６５ａと該ＣＣＤカメラ１６５ａの受光信号を増幅する増幅器（図示せず）、増幅された受光信号をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換器１６５ｂを含んで構成されており、結像レンズ１６４の結像面にＣＣＤカメラ１６５ａの受光面１６５ｃが位置するように配置されている。
　図７は検出部１６５の受光面１６５ｃを概略的に示す図である。なお、ここでは便宜上画素数を１０×１０として説明する。この図７に示すように、検出部１６５の受光面１６５ｃには多数のＣＣＤが配置されており、そのうち上端の２０個（２×１０）及び下端の２０個のＣＣＤにそれぞれ回折格子２２０及び回折格子２２１で生じた１次回折光（参照光）が結像する。従って、これらのＣＣＤが参照光検出部となる。一方、受光面１６５ｃのうち参照光検出部を除くＣＣＤに測定光が結像する。従って、これらのＣＣＤが測定光検出部となる。なお、実際は窓部２１４の載置面に載置された指先Ｆの画像Ｆａが示す部分に位置するＣＣＤに測定光が結像することになる。
　上記構成の血糖値センサ２１０を用いて被検者の手の指先の血液中の血糖（グルコース）を測定する場合の動作について説明する。なお、本実施例においても、測定開始直後の初期状態においては、位相シフタ１６３の固定ミラー部３１及び可動ミラー部３２の表面（反射面）は同一平面上に位置し、減光フィルタ１６６ａは、複数の領域のうち例えば中間値の透過率（40％）の領域が結像レンズ１６４と検出部１６５の光路上に位置しているものとする。
　まず、被検者の手の指先Ｆを窓部２１４の載置面に強く押し当てる。この状態で、光源１６１からの近赤外光を窓部２１４に照射する。すると、窓部２１４の測定光領域に照射された近赤外光は、窓部２１４を通して指先に至り、指先の皮膚を透過して指先内部の様々な生体成分によって散乱される。生体成分によって散乱された光は、再び指先の皮膚を経て窓部２１４からケーシング１１２内に至り、対物レンズ１６２に入射する。
　指先内部から発せられた測定光としての散乱光は様々な方向に拡がりながら対物レンズ１６２に到達し、平行光束となって位相シフタ１６３の固定ミラー部３１及び可動ミラー部３２の表面全体に至る。そして、散乱光の一部は固定ミラー部３１の反射面で反射され、残りの散乱光は可動ミラー部３２の反射面で反射され、それぞれ結像レンズ１６４に入射する。
　結像レンズ１６４に入射した固定ミラー部３１及び可動ミラー部３２の反射面で反射された光（固定散乱光束及び可動散乱光束）は減光フィルタ１６６ａを通して検出部１６５の受光面１６５ｃに入射し、干渉する。このとき、被検部位の内部から発せられる散乱光には、様々な波長の光が含まれることから、可動ミラー部３２を移動させて可動散乱光束と固定散乱光束の光路長差を変化させることにより、インターフェログラムと呼ばれる結像強度変化（干渉光強度変化）の波形が得られる、このインターフェログラムを数学的にフーリエ変換することにより分光特性を取得できる。
　一方、窓部２１４の参照光領域に照射された近赤外光は回折格子２２０、２２１で反射され、特定波長λの１次回折光が対物レンズ１６２に入射する。本実施例では、図８に示すように、格子周期（突条部の間隔）d＝1.1μmの回折格子に対して、光源１６１からの近赤外光が入射角45deg.で入射するように構成されている。また、開口数N.A.＝0.24（開口角＝14deg.）、焦点距離＝20mm、レンズ口径ｇ＝φ10mmの対物レンズ１６２が用いられている。このとき、対物レンズ１６２に入射する短波長側の最小回折角θminは31deg.、その波長λminは0.566μmとなり、長波長側の最大回折角θmaxは59deg.、その波長λmaxは0.943μmとなる。また、本実施例では、検出部１６５として、検出波長域が0.9μm～1.7μmのInGaAsカメラを用いた。従って、対物レンズ１６２に入射した１次回折光のうち検出部１６５で検出される波長域は非常に狭い波長域（0.9μm～0.943μm）となる。
　また、図９に示すように、回折格子２２０、２２１からの１次回折光は、回折格子２２０、２２１の幅方向に広がって対物レンズ１６２に到達し（図９（ａ）の正面図参照）、回折格子２０、２１の延びる方向では平行光束として対物レンズ１６２に到達する（図９（ｂ）の側面図参照）。つまり、図９の（ｃ）に示すような四角錐台形状の１次回折光が対物レンズ１６２に到達する。この結果、対物レンズ１６２に入射した１次回折光は、固定ミラー部３１と可動ミラー部３２の境界付近に、光源１６１の大きさと同等の幅を有する帯状の光として至り、一部は固定ミラー部３１の反射面で反射され、残りは可動ミラー部３２の反射面で反射され、それぞれ結像レンズ１６４に入射する。なお、以下の説明では、固定ミラー部３１で反射された１次回折光を固定回折光、可動ミラー部３２で反射された１次回折光を可動回折光とも呼ぶ。
　結像レンズ１６４に入射した固定回折光及び可動回折光は減光フィルタ１６６ａを通して検出部１６５の受光面１６５ｃに入射し、干渉像を形成する。このとき、可動ミラー部３２を移動させて固定回折光と可動回折光の光路長差を変化させることにより干渉光強度変化が得られる。上述したように、固定回折光及び可動回折光は波長域が非常に狭く、ほぼ単一波長の光といえるため、ここで得られる干渉光強度変化の形状は単純な余弦波となる。
　窓部２１４を通して指先Ｆに照射される光と、回折格子２２０、２２１で１次回折光を発生させる光は同一の光源から出射される光であるため、光源１６１から発せられる光強度に揺らぎが生じた場合は、測定光（散乱光）の干渉光強度変化及び１次回折光の干渉光強度変化の両方がその影響を受ける。また、窓部２１４から検出部１６５に至るまでの測定光と１次回折光の光路が共通であるため、この共通光路上に外乱が発生した場合、測定光の干渉光強度変化及び１次回折光の干渉光強度変化の両方が外乱の影響を受ける。
　そこで、本実施例の演算処理部４３は、１次回折光の干渉光強度変化の振幅、及び該１次回折光と該１次回折光と同じ波長の測定光との位相差から測定光のインターフェログラムを補正する。このとき、演算処理部４３は、減光フィルタ１６６ａの透過率から、透過率が１００％のときのインターフェログラムを求め、このインターフェログラムを補正する。従って、本実施例では、演算処理部４３が補償手段として機能する。そして、補正後のインターフェログラムをフーリエ変換して分光特性を求める。
　例えば図１０の（ａ）に示すような測定光のインターフェログラムと、図１０の（ｂ）に示すような回折光の干渉光強度変化が得られたとすると、測定光のインターフェログラムの干渉光強度（Im）を１次回折光の干渉光強度変化の振幅（Io）に対する比（Im/Io）を用いることにより該インターフェログラムを補正する。ここではImとIoにおいて光源の時間変動の影響が同じなので、Im/Ioを用いて補正することにより光源の時間変動の影響を抑制することができ測定精度が向上する。また、１次回折光と測定光の位相ずれ量だけ測定光のインターフェログラムの位相をシフトすることにより、該インターフェログラムを補正する。具体的には、例えば、まず１次回折光の干渉光強度変化について取得（サンプリング）したデータ（図１１（ａ））を余弦曲線（波）で近似する（図１１（ｂ））。このときのデータの位相値を位相実験値θeとする。次に位相θ=0で余弦曲線が頂点（最大値）となるように余弦曲線をシフト（補正）する（図１１（ｃ））。このときのデータの位相値を位相補正値θcとする。この補正により位相シフタ動作時の誤差など光路上に発生した外乱の影響を抑制することができ測定精度が向上する。このように、光源１６１の光強度の揺らぎ、及び光路上に発生した外乱の影響を抑えることができ、測定光のインターフェログラムを精度良く求めることができる。
　さらに、本実施例においては、窓部２１４の面内の一部に２次元的に分布している回折格子に対して１次回折光の干渉光をイメージングして取得するので、空間的な積算・平均化効果により測定精度が向上する。
　なお、本発明は上記した実施例に限定されるものではなく、例えば次のような変形が可能である。
　測定時の初期状態における測定光及び参照光の干渉光強度から減光フィルタ１６６ａの適正透過率を求めるようにしたが、作業者が減光フィルタ１６６ａの透過率を設定するようにしても良い。
　上記実施例では、指先の血液中の血糖を測定する装置を例に挙げて説明したが、本発明は、セルに収容された試料中の成分濃度を測定する装置に適用することもできる。
　上記実施例では、横方向に段階的に透過率が変化する減光フィルタを用いたが、図１２に示すような、横方向及び縦方向に透過率が異なる複数の領域が配置された減光フィルタを用いても良い。また、透過率が円周方向に変化する円板状の光学フィルタを用いても良く、この場合は、光学フィルタを円周方向に移動させるステッピングモータで減光装置を構成することができる。さらに、透過率が連続的に変化する減光フィルタを用いても良い。
　上記実施例では指を測定対象としたが、人体における耳たぶ等の他の部位や内臓など、他の生体についても対象とすることができる。また、生体の血糖値測定などの医療分野だけでなく、果実の糖度測定など食品分野、物質材料の成分測定など工業分野にも適用できる。
　減光フィルタは、位相シフタ（可動反射部及び固定反射部）と結像レンズの間に配置しても良い。
１０、１１０、２１０…血糖値センサ
１１２…ケーシング
１１４、２１４…窓部
１６…分光測定部
　１６１…光源
　１６２…対物レンズ
　１６３…位相シフタ
　１６４…結像レンズ
　１６５…検出部
　　１６５ａ…ＣＣＤカメラ
　　１６５ｂ…Ａ／Ｄ変換器
　　１６５ｃ…受光面
　１６６…減光装置
　　１６６ａ…減光フィルタ
２２０、２２１…回折格子
３１…固定ミラー部
３２…可動ミラー部
３３…駆動機構
４０…制御部
４１…記憶部
４２…処理部
４３…演算処理部（補償手段）
５２…反射膜
Ｆ…指先（被測定物）

Claims (2)

  1. 　a)固定反射部と、
    　b)該固定反射部の反射面と平行な反射面を有し、前記固定反射部の反射面に対して垂直方向に移動可能な可動反射部と、
    　c)被測定物の内部の複数の測定点から発せられた測定光を前記固定反射部の反射面と前記可動反射部の反射面に入射させる入射光学系と、
    　d)前記固定反射部の反射面で反射された固定反射測定光と前記可動反射部の反射面で反射された可動反射測定光を同一点に導いて両反射測定光の干渉光を形成する結像光学系と、
    　e)前記干渉光の強度を検出するための複数の画素を有する光検出部と、
    　f) 前記結像光学系と前記光検出部の間の光路に配置された透過率が異なる複数の領域を有するフィルタであって、前記光検出部の各画素に入射する干渉光を形成する固定反射測定光と可動反射測定光が同じ領域を透過するように構成された透過フィルタと、
    　g)前記可動反射部を移動させたときの前記光検出部の各画素の検出信号から前記測定光のインターフェログラムを求め、このインターフェログラムに基づき測定光のスペクトルを求める演算処理部と
    　を備えることを特徴とする分光特定測定装置。
  2. 　さらに、
    　前記光検出部の各画素に入射する干渉光を形成する固定反射測定光と可動反射測定光が透過した前記減光フィルタの領域の透過率に基づき、該画素の検出信号から求められるインターフェログラムの強度を補償する補償手段を備えることを特徴とする請求項１に記載の分光特性測定装置。
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