WO2020158348A1 - 血糖値測定装置および血糖値測定方法 - Google Patents

血糖値測定装置および血糖値測定方法 Download PDF

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WO2020158348A1
WO2020158348A1 PCT/JP2020/000677 JP2020000677W WO2020158348A1 WO 2020158348 A1 WO2020158348 A1 WO 2020158348A1 JP 2020000677 W JP2020000677 W JP 2020000677W WO 2020158348 A1 WO2020158348 A1 WO 2020158348A1
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laser light
blood glucose
glucose level
lens
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PCT/JP2020/000677
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松浦祐司
橋本順一
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国立大学法人東北大学
住友電気工業株式会社
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Definitions

  • the present disclosure relates to a blood glucose level measuring device and a blood glucose level measuring method.
  • This application claims priority based on Japanese Patent Application No. 2019-16222 filed on January 31, 2019, and incorporates all the contents described in the present application.
  • Patent Documents 1 and 2 As a non-invasive blood glucose level measuring method, a method using infrared spectroscopy is known (Patent Documents 1 and 2, etc.).
  • Patent Document 1 infrared light having a wavelength of 1020 to 1040 cm ⁇ 1 is used, and in Patent Document 2, near infrared light is used.
  • a blood glucose level measuring apparatus is a blood glucose level measuring apparatus that uses infrared spectroscopy, and includes a light source that emits laser light in an infrared region, a lens that condenses the laser light, and a lens that collects the laser light.
  • An optical fiber on which the emitted laser light is incident and a prism on which the laser light emitted from the optical fiber is incident are provided.
  • a blood glucose measuring device is a blood glucose measuring device that uses infrared spectroscopy, and includes a light source that emits laser light in an infrared region, a lens that condenses the laser light, and a light that is condensed by the lens. And a prism on which the laser light thus generated is incident.
  • a blood glucose measuring device is a blood glucose measuring device using infrared spectroscopy, comprising a light source for emitting a laser beam in the infrared region, and a prism to which the laser beam is incident,
  • the lower limit of the incident angle of the laser light on the surface of the prism that reflects the laser light is the critical angle +3°.
  • a blood glucose measuring device is a blood glucose measuring device using infrared spectroscopy, a light source that emits laser light in the infrared region, the laser light is incident, the tip is a tapered shape.
  • An optical fiber and a prism on which the laser light emitted from the tip is incident are provided.
  • a blood glucose level measuring method is a blood glucose level measuring method using infrared spectroscopy, wherein the step of bringing a subject into contact with a prism, and a laser beam in an infrared region is transmitted through a condenser lens and an optical fiber.
  • the method includes the steps of entering the prism and detecting the laser light emitted from the prism.
  • a blood glucose level measuring method is a blood glucose level measuring method using infrared spectroscopy, wherein a step of bringing a prism into contact with a subject and laser light in the infrared region is incident on the prism via a condenser lens. And a step of detecting the laser light emitted from the prism.
  • a blood glucose level measuring method is a blood glucose level measuring method using infrared spectroscopy, wherein a step of bringing a prism into contact with a subject, a step of making laser light in an infrared region incident on the prism, and the prism Detecting the laser beam emitted from the laser beam, and the lower limit of the incident angle of the laser beam on the surface of the prism that reflects the laser beam is the critical angle +3°.
  • a blood glucose level measuring method is a blood glucose level measuring method using infrared spectroscopy, wherein a step of bringing a prism into contact with a subject and laser light in an infrared region is incident on the prism via an optical fiber. And a step of detecting the laser light emitted from the prism, wherein the tip of the optical fiber has a tapered shape.
  • FIG. 1A is a schematic view illustrating the blood glucose level measuring device according to the first embodiment.
  • FIG. 1B is an enlarged view of the vicinity of the lens and the prism.
  • FIG. 1C is an enlarged view of the prism.
  • FIG. 2A is a diagram showing an experiment.
  • FIG. 2B is a diagram illustrating the intensity of light.
  • FIG. 2C is a diagram showing the relationship between the full width at half maximum and the distance d.
  • FIG. 3A is a diagram illustrating a light source according to a first modification of the first embodiment.
  • FIG. 3B is a diagram illustrating a blood glucose level measuring device according to a second modification of the first embodiment.
  • FIG. 4A is a schematic view illustrating the blood glucose level measuring device according to the second embodiment.
  • FIG. 4B is an enlarged view of the prism.
  • FIG. 5 is an enlarged view of the optical fiber and the prism in the third embodiment.
  • FIG. 6A is a diagram showing a sample used in the experiment.
  • FIG. 6B is a diagram showing a measurement result of loss.
  • FTIR Fourier infrared transform spectrometer
  • FTIR Fourier Transform Infrared Spectrometer
  • QCL Quantum Cascade Laser
  • the measuring device can be made smaller and less expensive.
  • the laser light is coherent light, the laser light interferes with each other and has a locally high intensity as compared with the light of a lamp or the like. Therefore, it was easily affected by the distribution of blood glucose in the living body, and the measurement accuracy was insufficient. Therefore, it is an object of the present invention to provide a blood glucose level measuring device and a blood glucose level measuring method capable of improving the measurement accuracy.
  • a blood glucose level measuring apparatus using infrared spectroscopy comprising a light source that emits laser light in an infrared region, a lens that condenses the laser light, and a lens that collects the laser light.
  • the blood glucose level measuring device comprises: an optical fiber on which the emitted laser light is incident; and a prism on which the laser light emitted from the optical fiber is incident.
  • the expanded laser light can be made incident on the prism, so that the measurement accuracy is improved.
  • a blood glucose level measuring apparatus using infrared spectroscopy wherein a light source that emits laser light in an infrared region, a lens that focuses the laser light, and the laser light that is focused by the lens
  • a blood glucose level measuring device comprising: an incident prism.
  • the expanded laser light can be made incident on the prism, so that the measurement accuracy is improved.
  • the focal length of the lens may be 2 mm or more and 20 mm or less. As a result, the laser light can be further spread, and the measurement accuracy is improved.
  • a blood glucose measuring device using infrared spectroscopy comprising a light source for emitting laser light in an infrared region and a prism on which the laser light is incident, and reflecting the laser light from the prism.
  • the lower limit of the incident angle of the laser light on the surface to be caused is a blood glucose level measuring device in which the critical angle is +3°.
  • the number of reflections within the prism and the depth of light penetration are increased, and interference is suppressed. Therefore, the measurement accuracy is improved.
  • a blood glucose level measuring apparatus using infrared spectroscopy comprising a light source that emits laser light in an infrared region, an optical fiber into which the laser light is incident, and a tapered tip end, and the tip end.
  • the light source may be a quantum cascade laser. As a result, the blood glucose level measuring device is low in cost and compact.
  • a method of measuring blood glucose level using infrared spectroscopy comprising: bringing a prism into contact with a subject; and causing laser light in the infrared region to enter the prism via a condenser lens and an optical fiber. And a step of detecting the laser beam emitted from the prism.
  • a method of measuring blood glucose level using infrared spectroscopy comprising: contacting a subject with a prism; injecting laser light in an infrared region into the prism through a condenser lens; And a step of detecting the emitted laser light.
  • the spread laser light can be incident on the prism, so that the measurement accuracy is improved.
  • a blood glucose level measuring method using infrared spectroscopy which comprises a step of bringing a prism into contact with a subject, a step of causing a laser beam in an infrared region to enter the prism, and a laser beam emitted from the prism. And a lower limit of the angle of incidence of the laser light on the surface of the prism that reflects the laser light, the lower limit of the critical angle being +3°. The number of reflections within the prism and the depth of light penetration are increased, and interference is suppressed. Therefore, the measurement accuracy is improved.
  • a method for measuring blood glucose level using infrared spectroscopy comprising the steps of bringing a prism into contact with a subject, injecting laser light in the infrared region into the prism via an optical fiber, and emitting from the prism. And a step of detecting the laser beam, wherein the tip of the optical fiber has a tapered taper shape. Since the laser light spreading from the tapered optical fiber can be incident on the prism, the measurement accuracy is improved.
  • FIG. 1A is a schematic view illustrating a blood glucose level measuring device 100 according to the first embodiment.
  • FIG. 1B is an enlarged view around the lens 20 and the prism 30.
  • the blood glucose level measuring device 100 includes QCLs 10 and 12, a mirror 14, a lens 20, optical fibers 22 and 23, a detector 24, and a prism 30.
  • the blood glucose level measuring device 100 is a device for measuring a blood glucose level by infrared spectroscopy, more specifically, infrared attenuated total reflection method (ATR method).
  • ATR method infrared attenuated total reflection method
  • the QCLs 10 and 12 are, for example, laser light sources that oscillate at wavelengths in the mid-infrared region (4 ⁇ m to 10 ⁇ m).
  • the wavelengths of the emitted lights of the QCLs 10 and 12 are different from each other. Both of the wavelengths of the emitted light may be within a predetermined range such as ⁇ 10 cm ⁇ 1 centered on the wavelength of the absorption peak of glucose. Further, one may be within a predetermined range centered on the wavelength of the absorption peak and the other may be outside the range centered on the absorption peak.
  • the absorption peak is located, for example, in the vicinity of 1155 cm ⁇ 1, in the vicinity of 1080 cm ⁇ 1, in the vicinity of 1035 cm ⁇ 1 .
  • the lens 20 is a condenser lens and collects the laser light emitted from the QCLs 10 and 12.
  • the focal length is, for example, 8 mm.
  • optical fiber 22 faces the lens 20, and the other end is attached to one of the side surfaces of the prism 30 and, for example, adheres to the side surface.
  • One end of the optical fiber 23 is attached to the other side surface of the prism 30, and the other end is attached to the detector 24.
  • the optical fibers 22 and 23 are hollow fibers having a diameter of 2 mm, for example, and can transmit infrared light with low loss.
  • the detector 24 is, for example, an indium arsenide antimony (InAsSb) detector.
  • the prism 30 is, for example, a trapezoidal attenuated total reflection prism (ATR prism), and is made of zinc sulfide (ZnS) or the like.
  • the two bottom surfaces 31 and 32 of the prism 30 face each other.
  • the thickness of the prism 30, that is, the distance between the bottom surfaces is 2.4 mm, for example.
  • the length of the bottom surface 31 is, for example, 24 mm, and the length of the bottom surface 32 is smaller than the bottom surface 31.
  • the distance between one end of the optical fiber 22 and the lens 20 is preferably equal to the focal length of the lens 20, for example, 8 mm.
  • the prism 30 is sandwiched between the subject's lips 50, and the lips 50 are brought into contact with the bottom surfaces 31 and 32.
  • Laser light is emitted from the QCLs 10 and 12.
  • the light emitted from the QCL 10 passes through the mirror 14, and the light emitted from the QCL 12 is reflected by the mirror 14.
  • these lights are condensed by the lens 20, enter the optical fiber 22, propagate in the optical fiber 22, and enter the prism 30.
  • FIG. 1C is an enlarged view of the prism 30.
  • the laser light L is reflected by the bottom surfaces 31 and 32 of the prism 30.
  • the evanescent field generated at the boundary between the prism 30 and the outside of the prism 30 during reflection is absorbed by the sample (subject). More specifically, glucose or the like in the interstitial fluid of the subject absorbs infrared light.
  • the absorbed light is emitted from the prism 30, propagates through the optical fiber 23 shown in FIG. 1A, and enters the detector 24.
  • the blood glucose level can be measured from the mid-infrared absorption spectrum obtained by this.
  • the incident angle ⁇ of the laser light L on the bottom surfaces 31 and 32 of the prism 30 is an angle formed by the laser light L and the normal to the bottom surface of the prism 30, and is preferably an angle equal to or greater than the critical angle such as 45°. ..
  • the laser light L is condensed by the lens 20 and is incident on the optical fiber 22.
  • the laser light L is emitted from the optical fiber 22 in a spread state and is incident on the prism 30, as compared with the case where the laser light is not transmitted through the lens 20. Therefore, the measurement accuracy of the blood glucose level is improved.
  • an experiment on the spread of light will be described.
  • FIG. 2A is a diagram showing an experiment. As shown in FIG. 2A, the lens 20, the optical fiber 22, and the detector 25 are sequentially arranged. In FIG. 2A, laser light L is incident on the lens 20 from a light source (QCL 10 and 12) not shown, transmitted through the optical fiber 22, and incident on the detector 25.
  • the optical fiber 22 has a diameter of 2 mm and a length of 15 cm.
  • the detector 25 is formed of, for example, indium arsenide antimony (InAsSb).
  • InAsSb indium arsenide antimony
  • FIG. 2B is a diagram illustrating the intensity of light.
  • the horizontal axis represents the in-plane position of the detector 25, and the vertical axis represents the intensity of emitted light.
  • the intensity of light detected by the detector 25 draws a Gaussian curve.
  • the intensity shows a peak at the position in front of the optical fiber 22 (the in-plane position is 0), and the intensity decreases as it deviates from 0.
  • the curve C2 shown by the solid line has a lower peak intensity and a larger half width at half maximum (HWHM) than the curve C1 shown by the broken line.
  • a large HWHM as indicated by the curve C2 indicates that the light is spread and strong light can be obtained in a wide range.
  • FIG. 2C is a diagram showing the relationship between the full width at half maximum and the distance d.
  • the horizontal axis represents the distance d between the optical fiber 22 and the detector 25, and the vertical axis represents HWHM.
  • Dotted lines and squares represent Comparative Example 1, broken lines and triangles represent examples with a focal length of 16.5 mm, and solid lines and circles represent examples with a focal length of 5.95 mm.
  • HWHM is smaller than other examples, and an increase in HWHM with an increase in the distance d is not detected.
  • Example 1 using the lens 20 HWHM is larger than that in Comparative Example 1, and HWHM also increases as the distance d increases. Especially in the case of the focal length of 5.95 mm, the HWHM was larger than that of the other two examples. From this, it can be seen that the light emitted from the optical fiber 22 is expanded by using the lens 20 having a small focal length. Specifically, when the focal length is 16.5 mm, the spread of light from the end of the optical fiber 22 is 2.8°, and when the focal length is 5.95 mm, the spread is 8.4°. ..
  • the laser light L condensed by the lens 20 is incident on the prism 30. Therefore, the laser light L can be incident on the prism 30 in a spread state. As a result, high strength can be obtained over a wide range, the influence of blood glucose distribution can be suppressed, and the measurement accuracy can be improved.
  • the spread of light can be increased by shortening the focal length of the lens 20.
  • the focal length is preferably 2 mm or more and 20 mm or less.
  • the light sources of the blood glucose level measuring device 100 are QCLs 10 and 12. Therefore, it is low in cost, small in size, and excellent in portability as compared with an apparatus using FTIR.
  • the prism 30 is connected to the optical fibers 22 and 23.
  • the optical fibers 22 and 23 are preferably hollow fibers that are flexible and transmit infrared light. Thereby, the blood glucose level can be measured with the prism 30 sandwiched between the subject's lips. Since the stratum corneum of the lips is thinner than that of the skin, it is easy for mid-infrared light to penetrate and the detection sensitivity is improved.
  • the blood glucose level measuring device 100 may not have the optical fibers 22 and 23.
  • the light sources are two quantum cascade lasers QCL10 and 12, but three or more QCLs may be used, for example.
  • two of the wave numbers of the emitted light may be located at the glucose absorption peak, and one may be a wave number deviating from the glucose absorption peak. The one wave number can be used as a background.
  • FIG. 3A is a diagram illustrating a light source according to a first modification of the first embodiment.
  • the CAN module 40 with a lens shown in FIG. 3A can be used instead of the QCL 10 of FIG. 1A.
  • the CAN module 40 includes a package 41, a TEC (Thermoelectric cooler) 42, a submount 44, a cap 46, a lens 48, and a QCL 10.
  • the TEC 42 is mounted in the package 41
  • the submount 44 is mounted on the TEC 42
  • the QCL 10 is mounted on the submount 44.
  • the inside of the package 41 is hermetically sealed by attaching the cap 46 to the package 41.
  • a lens 48 is provided at a position of the cap 46 facing the QCL 10.
  • Electric signals can be input and output to the QCL 10 and the TEC 42 by using the lead pins 41a provided on the package 41.
  • the TEC 42 includes, for example, a Peltier element and controls the temperature.
  • the lens 48 is a collimating lens or a condenser lens.
  • a CAN module 40 having a QCL 12 can be used instead of the QCL 12 in FIG. 1A.
  • the lens 48 is a condenser lens, the condensed light enters the optical fiber 22. Therefore, the lens 20 shown in FIG. 1A may not be provided.
  • FIG. 3B is a diagram illustrating a blood glucose level measuring device according to Modification 2 of Example 1, and is an enlarged view of the lens 20 and the prism 30.
  • the laser light L condensed by the lens 20 is incident on the prism 30 without passing through the optical fiber.
  • the distance between the lens 20 and the side surface of the prism 30 on the lens 20 side is preferably, for example, the focal length of the lens 20 or less.
  • the laser light L can be incident on the prism 30 in a widened state. As a result, high strength can be obtained over a wide range, the influence of blood glucose distribution can be suppressed, and the measurement accuracy can be improved.
  • FIG. 4A is a schematic view illustrating the blood glucose level measuring device 200 according to the second embodiment.
  • the blood glucose level measuring device 200 does not have the lens 20, and the laser light L enters the optical fiber 22 without passing through the lens 20.
  • Other configurations are the same as those in the first embodiment.
  • the blood glucose level is measured by bringing the prism 30 into contact with the subject's lip or the like, injecting laser light from the QCLs 10 and 12, and detecting infrared light by the detector 24, as in the first embodiment. ..
  • FIG. 4B is an enlarged view of the prism 30.
  • the incident angle ⁇ of the laser light L on the bottom surfaces 31 and 32 will be described.
  • the refractive index of the prism 30 is n1
  • the refractive index of the sample (human body or other living tissue) in contact with the prism 30 is n2.
  • the lower limit of the incident angle ⁇ on the bottom surfaces 31 and 32 is set to, for example, ⁇ c+3°.
  • the refractive index n1 is 2.2.
  • the refractive index n2 of the biological tissue as the measurement target is 1.2, and the critical angle ⁇ c is 33°. Therefore, the lower limit of the incident angle ⁇ is set to 36° which is ⁇ c+3°, and the upper limit thereof is set to 45°.
  • the lower limit of the incident angle is ⁇ c+3°.
  • the number of times the laser light L is reflected is increased and interference is suppressed. Therefore, high strength can be obtained in a wide range, the influence of the blood sugar distribution can be suppressed, and the blood sugar level can be measured with high accuracy.
  • the lower limit of the incident angle is smaller than ⁇ c+3°, and may be, for example, ⁇ c+4° or ⁇ c+5°.
  • FIG. 5 is an enlarged view of the optical fiber 22 and the prism 30 in the third embodiment.
  • the optical fiber 22 has a tip portion 22a and a straight portion 22b.
  • the tip portion 22a is provided at the tip of the linear portion 22b and at a position facing the prism 30.
  • the tip 22a has a tapered shape that tapers toward the prism 30.
  • the diameter R1 of the end of the tip 22a of the optical fiber 22 is, for example, 1.6 mm
  • the diameter R2 of the straight portion 22b is, for example, 2 mm.
  • the inclination angle k of the tip portion 22a from the straight portion 22b is, for example, 5° or more and 15° or less.
  • the other configuration and the method of measuring the blood glucose level are the same as in the second embodiment.
  • the optical fiber 22 since the optical fiber 22 has the tapered tip portion 22a, the light emitted from the tip portion 22a spreads and enters the prism 30. Therefore, the influence of the blood sugar distribution can be suppressed and the measurement accuracy can be improved.
  • Example 4 is an example in which Example 1 and Example 2 are combined.
  • the configuration of the blood glucose level measuring device is the same as that in FIG. 1A.
  • the light condensed by the lens 20 is made incident on the prism 30 at the incident angle of the second embodiment. Thereby, the blood glucose level can be measured with high accuracy.
  • Example 5 is an example in which Example 2 and Example 3 are combined.
  • the configuration of the blood glucose level measuring device is the same as that of FIG. 4A, and the optical fiber 22 has a tip portion 22a shown in FIG.
  • the light emitted from the tip portion 22a of the optical fiber 22 is made incident on the prism 30 at the incident angle of the second embodiment. Thereby, the blood glucose level can be measured with high accuracy.
  • Comparative Example 2 is an example in which the lens 20 and the tapered optical fiber 22 are not used and the incident angle is 45°.
  • FIG. 6A is a diagram showing a sample used in the experiment.
  • the tape 34 is attached to the bottom surface 31 of the prism 30.
  • the length L1 of the prism 30 is 24 mm, and the length L2 of the tape 34 is 2 mm.
  • the tape 34 is attached to one end of the prism 30, and the absorption by the tape 34 is measured by entering the laser light L using the blood glucose level measuring device corresponding to each example. Then, the tape 34 is attached at a position displaced by 2 mm, and the measurement is performed again. The above procedure is repeated until the other end of the prism 30.
  • the tape 34 is a Chuko Flow (registered trademark) tape formed of fluororesin.
  • the wavelength of light is 8.68 ⁇ m.
  • the incident angle in Examples 1 and 3 and Comparative Example 2 was 45°, and the incident angle in Examples 2, 4 and 5 was 40°.
  • the focal length of the lens 20 in Examples 1 and 4 is 6 mm.
  • the angle k of the tip 22a of the optical fiber 22 in Examples 3 and 5 is 10°.
  • FIG. 6B is a diagram showing a measurement result of loss.
  • the horizontal axis represents the length of the bottom surface 31 of the prism 30, and the vertical axis represents the light loss standardized by the average value in each example.
  • No. shown from the top. 1 to 6 correspond to Example 1, Example 2, Example 3, Example 4, Example 5, and Comparative Example 2, respectively.
  • the dashed line in each example is the average value, and the solid line is the loss. From the one end to the other end of the prism 30, there are 12 regions for each 1 mm, and the loss for each region is represented by a solid line.

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Abstract

赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光を集光するレンズと、前記レンズにより集光された前記レーザ光が入射する光ファイバと、前記光ファイバから出射される前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備する血糖値測定装置。

Description

血糖値測定装置および血糖値測定方法
　本開示は血糖値測定装置および血糖値測定方法に関するものである。本出願は２０１９年１月３１日出願の日本出願第２０１９－１６２２２号に基づく優先権を主張し、前記に本出願に記載されたすべての記載内容を援用するものである。
　非侵襲の血糖値測定方法として、赤外分光法を用いたものが知られている（特許文献１および２など）。特許文献１では１０２０～１０４０ｃｍ－１の波長を有する赤外光を用い、特許文献２では近赤外光を用いる。
再表２００６／０１１４８７号公報 特開２０１４－１８４７８号公報
　本開示に係る血糖値測定装置は、赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光を集光するレンズと、前記レンズにより集光された前記レーザ光が入射する光ファイバと、前記光ファイバから出射される前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備するものである。
　本開示に係る血糖測定装置は、赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光を集光するレンズと、前記レンズにより集光された前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備するものである。
　本開示に係る血糖値測定装置は、赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備し、前記プリズムの前記レーザ光を反射させる面への前記レーザ光の入射角の下限は臨界角＋３°である。
　本開示に係る血糖値測定装置は、赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光が入射し、先端が先細りのテーパ形状である光ファイバと、前記先端から出射される前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備するものである。
　本開示に係る血糖値測定方法は、赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、集光レンズおよび光ファイバを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有するものである。
　本開示に係る血糖値測定方法は、赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、集光レンズを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有するものである。
　本開示に係る血糖値測定方法は、赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有し、前記プリズムの前記レーザ光を反射させる面への、前記レーザ光の入射角度の下限は臨界角＋３°である。
　本開示に係る血糖値測定方法は、赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、光ファイバを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有し、前記光ファイバの先端は先細りのテーパ形状である。
図１Ａは実施例１に係る血糖値測定装置を例示する模式図である。 図１Ｂはレンズおよびプリズム付近の拡大図である。 図１Ｃはプリズムの拡大図である。 図２Ａは実験を示す図である。 図２Ｂは光の強度を例示する図である。 図２Ｃは半値幅と距離ｄとの関係を示す図である。 図３Ａは実施例１の変形例１における光源を例示する図である。 図３Ｂは実施例１の変形例２に係る血糖値測定装置を例示する図である。 図４Ａは実施例２に係る血糖値測定装置を例示する模式図である。 図４Ｂはプリズムの拡大図である。 図５は実施例３における光ファイバおよびプリズムの拡大図である。 図６Ａは実験に用いたサンプルを示す図である。 図６Ｂは損失の測定結果を示す図である。
本開示が解決しようとする課題
　血糖値測定のための装置として、フーリエ赤外分光器（ＦＴＩＲ：Fourier a Transform Infrared Spectrometer）を用いるものがあるが、こうした測定装置は大型かつ高価である。量子カスケードレーザ（ＱＣＬ：Quantum Cascade Laser）などのレーザ光源を用いることで、測定装置をより小型で安価なものとすることができる。しかしながら、レーザ光はコヒーレント光であるため干渉し、ランプの光などに比べて局所的に高い強度を有する。したがって生体内の血糖の分布に影響を受けやすく、測定精度が不十分であった。そこで、測定精度の向上が可能な血糖値測定装置および血糖値測定方法を提供することを目的とする。
本開示の効果
　本開示によれば、測定精度の向上が可能である。
[本開示の実施形態の説明]
　最初に本開示の実施形態の内容を列記して説明する。
　本開示の一形態は、（１）赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光を集光するレンズと、前記レンズにより集光された前記レーザ光が入射する光ファイバと、前記光ファイバから出射される前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備する血糖値測定装置である。レンズを介さない場合に比べて広がったレーザ光をプリズムに入射することができるため、測定精度が向上する。
（２）赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光を集光するレンズと、前記レンズにより集光された前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備する血糖値測定装置である。レンズを介さない場合に比べて広がったレーザ光をプリズムに入射することができるため、測定精度が向上する。
（３）前記レンズの焦点距離は２ｍｍ以上、２０ｍｍ以下でもよい。これによりレーザ光をより広げることができるため、測定精度が向上する。
（４）赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備し、前記プリズムの前記レーザ光を反射させる面への前記レーザ光の入射角の下限は臨界角＋３°である血糖値測定装置である。プリズム内での反射回数、および光の染み込み深さが増加し、かつ干渉が抑制される。このため測定精度が向上する。
（５）赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、赤外領域のレーザ光を出射する光源と、前記レーザ光が入射し、先端が先細りのテーパ形状である光ファイバと、前記先端から出射される前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備する血糖値測定装置である。テーパ形状の光ファイバから広がるレーザ光をプリズムに入射することができるため、測定精度が向上する。
（６）前記光源は量子カスケードレーザでもよい。これにより血糖値測定装置が低コスト、かつ小型になる。
（７）赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、集光レンズおよび光ファイバを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有する血糖値測定方法である。集光レンズを介さない場合に比べて広がったレーザ光をプリズムに入射することができるため、測定精度が向上する。
（８）赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、集光レンズを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有する血糖値測定方法である。集光レンズを介さない場合に比べて広がったレーザ光をプリズムに入射することができるため、測定精度が向上する。
（９）赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有し、前記プリズムの前記レーザ光を反射させる面への、前記レーザ光の入射角度の下限は臨界角＋３°である血糖値測定方法である。プリズム内での反射回数、および光の染み込み深さが増加し、かつ干渉が抑制される。このため測定精度が向上する。
（１０）赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、被験者にプリズムを接触させるステップと、光ファイバを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有し、前記光ファイバの先端は先細りのテーパ形状である血糖値測定方法である。テーパ形状の光ファイバから広がるレーザ光をプリズムに入射することができるため、測定精度が向上する。
［本開示の実施形態の詳細］
　本開示の実施形態に係る血糖値測定装置および血糖値測定方法の具体例を、以下に図面を参照しつつ説明する。なお、本開示はこれらの例示に限定されるものではなく、請求の範囲によって示され、請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。
（血糖値測定装置）
　図１Ａは実施例１に係る血糖値測定装置１００を例示する模式図である。図１Ｂはレンズ２０およびプリズム３０付近の拡大図である。図１Ａに示すように、血糖値測定装置１００は、ＱＣＬ１０および１２、ミラー１４、レンズ２０、光ファイバ２２および２３、検出器２４、およびプリズム３０を備える。血糖値測定装置１００は、赤外分光法、より具体的には赤外減衰全反射法（ＡＴＲ法）により血糖値を測定する装置である。
　ＱＣＬ１０および１２は例えば中赤外領域の波長（４μｍ～１０μｍ）で発振するレーザ光源である。ＱＣＬ１０および１２の出射光の波長は互いに異なる。出射光の波長のうち両方が例えばグルコースの吸収ピークの波長を中心として例えば±１０ｃｍ－１など所定の範囲内にあってもよい。また、一方が吸収ピークの波長を中心とした所定の範囲内で、他方が吸収ピークを中心とした範囲外でもよい。吸収ピークは例えば１１５５ｃｍ－１付近、１０８０ｃｍ－１付近、１０３５ｃｍ－１付近に位置する。レンズ２０は集光レンズであり、ＱＣＬ１０および１２から出射されるレーザ光を集光する。焦点距離は例えば８ｍｍである。
　光ファイバ２２の一端はレンズ２０に対向し、他端はプリズム３０の側面の１つに取り付けられ、例えば側面に密着する。光ファイバ２３の一端はプリズム３０の他の側面に取り付けられ、他端は検出器２４に取り付けられる。光ファイバ２２および２３は例えば直径２ｍｍの中空ファイバであり、赤外光を低損失で伝送することができる。検出器２４は例えばインジウム砒素アンチモン（ＩｎＡｓＳｂ）検出器である。
　プリズム３０は例えば台形状の減衰全反射プリズム（ＡＴＲプリズム）であり、硫化亜鉛（ＺｎＳ）などで形成されている。プリズム３０の２つの底面３１と底面３２とは対向している。プリズム３０の厚さ、すなわち底面間の距離は例えば２．４ｍｍである。底面３１の長さは例えば２４ｍｍであり、底面３２の長さは底面３１より小さい。
　レンズ２０に入射するレーザ光Ｌが平行光であれば、光ファイバ２２の一端とレンズ２０との間の距離はレンズ２０の焦点距離に等しいことが好ましく、例えば８ｍｍである。
　次に血糖値の測定について説明する。図１Ａに示すように被験者の***５０にプリズム３０を挟み、底面３１および３２に***５０を接触させる。ＱＣＬ１０および１２からレーザ光を出射する。ＱＣＬ１０の出射光はミラー１４を透過し、ＱＣＬ１２の出射光はミラー１４で反射する。図１Ｂに示すように、これらの光（レーザ光Ｌ）はレンズ２０で集光され、光ファイバ２２に入射し、光ファイバ２２内を伝搬して、プリズム３０に入射する。
　図１Ｃはプリズム３０の拡大図である。図１Ｃに示すように、レーザ光Ｌはプリズム３０の底面３１および３２で反射する。反射の際にプリズム３０とプリズム３０の外界との境界に生じるエバネッセント場がサンプル（被験者）に吸収される。より詳細には、被験者の間質液中のグルコースなどが赤外光を吸収する。吸収後の光はプリズム３０から出射され、図１Ａに示す光ファイバ２３を伝搬し、検出器２４に入射する。これにより取得される中赤外吸収スペクトルから血糖値の測定が可能である。
　なお、図１Ｃではプリズム３０内において５回の反射が起きているが、反射回数は５回未満または５回以上でもよい。感度向上のためには例えば９回など、５回以上の反射が生じることが好ましい。プリズム３０の底面３１および３２へのレーザ光Ｌの入射角θは、プリズム３０の底面の法線とレーザ光Ｌとのなす角であり、例えば４５°など臨界角以上の角度であることが好ましい。
　実施例１においては、図１Ｂに示すように、レーザ光Ｌをレンズ２０で集光して光ファイバ２２に入射する。これにより、レンズ２０を透過させない場合に比べ、レーザ光Ｌは広がった状態で光ファイバ２２から出射され、プリズム３０に入射する。このため血糖値の測定精度が向上する。以下では光の広がりについての実験について説明する。
（実験）
　図２Ａは実験を示す図である。図２Ａに示すように、レンズ２０、光ファイバ２２、および検出器２５を順に配置する。図２Ａでは不図示の光源（ＱＣＬ１０および１２）からレンズ２０にレーザ光Ｌを入射し、光ファイバ２２で伝送し、検出器２５に入射する。光ファイバ２２の直径は２ｍｍ、長さは１５ｃｍである。検出器２５は例えばインジウム砒素アンチモン（ＩｎＡｓＳｂ）で形成されている。この実験では、レンズ２０を用いない比較例１、実施例１において焦点距離が１６．５ｍｍのレンズ２０を用いる例、実施例１において焦点距離が５．９５ｍｍのレンズ２０を用いる例、それぞれにおいて光ファイバ２２と検出器２５との距離ｄを変えながら光強度を検出した。
　図２Ｂは光の強度を例示する図である。横軸は検出器２５の面内における位置を表し、縦軸は出射光の強度を表す。図２Ｂに示すように、検出器２５で検出される光の強度はガウス型のカーブを描く。検出器２５の光ファイバ２２と対向する面のうち、光ファイバ２２の正面の位置（面内位置が０）において強度はピークを示し、０から外れるほど低下する。破線で示す曲線Ｃ１に比べ、実線で示す曲線Ｃ２はピーク強度が低く、半値半幅（ＨＷＨＭ：half width at half maximum）が大きい。曲線Ｃ２のようにＨＷＨＭが大きいことは、光が広がっており、広い範囲で強い強度の光が得られることを示す。
　図２Ｃは半値幅と距離ｄとの関係を示す図である。横軸は光ファイバ２２と検出器２５との距離ｄを表し、縦軸はＨＷＨＭを表す。点線および四角は比較例１、破線および三角は焦点距離が１６．５ｍｍの例、実線および円は焦点距離が５．９５ｍｍの例を表す。レンズ２０を用いない比較例１では他の例に比べてＨＷＨＭが小さく、また距離ｄの増加に伴うＨＷＨＭの増加は検出されない。
　一方、レンズ２０を用いた実施例１では比較例１に比べＨＷＨＭが大きく、かつ距離ｄの増加に伴いＨＷＨＭも増加する。特に焦点距離が５．９５ｍｍの例では他の２つの例よりもＨＷＨＭがより大きくなった。このことから、焦点距離の小さいレンズ２０を用いることで光ファイバ２２からの出射光が広げられたことがわかる。具体的に、焦点距離が１６．５ｍｍの例では、光ファイバ２２の端部からの光の広がりが２．８°であり、焦点距離が５．９５ｍｍの例では広がりが８．４°である。
　実施例１によれば、レンズ２０で集光したレーザ光Ｌをプリズム３０に入射する。このため、レーザ光Ｌを広げた状態でプリズム３０に入射することができる。この結果、広い範囲にわたって高い強度が得られ、血糖分布の影響を抑制し、測定精度を向上させることが可能となる。
　図２Ｃに示すように、レンズ２０の焦点距離を短くすることで、光の広がりをより大きくすることができる。焦点距離は例えば２ｍｍ以上、２０ｍｍ以下であることが好ましい。
　図１Ａに示すように血糖値測定装置１００の光源はＱＣＬ１０および１２である。したがってＦＴＩＲを用いる装置に比べて低コスト、かつ小型であり、可搬性に優れる。また、光ファイバ２２および２３にプリズム３０が接続されている。光ファイバ２２および２３は、柔軟かつ赤外光を透過する中空ファイバであることが好ましい。これにより、プリズム３０を被験者の***に挟んだ状態で血糖値を測定することができる。***の角質層は皮膚に比べて薄いため、中赤外光が侵入しやすく、検出感度が向上する。なお、血糖値測定装置１００は光ファイバ２２および２３を有さなくてもよい。
　光源は２つの量子カスケードレーザＱＣＬ１０および１２としたが、例えば３つ以上のＱＣＬを用いてもよい。例えば複数の出射光の波数のうち２つはグルコースの吸収ピークに位置し、１つはグルコースの吸収ピークから外れた波数としてもよい。当該１つの波数をバックグラウンドとして利用することができる。
（変形例１）
　図３Ａは実施例１の変形例１における光源を例示する図である。図１ＡのＱＣＬ１０に代えて、図３Ａに示すレンズ付きのＣＡＮモジュール４０を用いることができる。ＣＡＮモジュール４０は、パッケージ４１、ＴＥＣ（Thermoelectric cooler）４２、サブマウント４４、キャップ４６、レンズ４８およびＱＣＬ１０を含む。パッケージ４１内にＴＥＣ４２が搭載され、ＴＥＣ４２上にサブマウント４４が搭載され、サブマウント４４上にＱＣＬ１０が搭載される。キャップ４６がパッケージ４１に取り付けられることで、パッケージ４１内は気密封止される。キャップ４６のＱＣＬ１０に対向する位置にレンズ４８が設けられている。
　パッケージ４１に設けられたリードピン４１ａを用いて、ＱＣＬ１０およびＴＥＣ４２に電気信号を入力および出力することができる。ＴＥＣ４２は例えばペルチェ素子を含み、温度調節を行う。レンズ４８はコリメートレンズまたは集光レンズである。図１ＡのＱＣＬ１２に代えて、ＱＣＬ１２を有するＣＡＮモジュール４０を用いることができる。レンズ４８が集光レンズである場合、集光された光が光ファイバ２２に入射する。したがって図１Ａに示すレンズ２０を設けなくてもよい。
（変形例）
　図３Ｂは実施例１の変形例２に係る血糖値測定装置を例示する図であり、レンズ２０およびプリズム３０の拡大図である。図３Ｂに示すように、レンズ２０で集光したレーザ光Ｌを、光ファイバを介さずにプリズム３０に入射する。レンズ２０とプリズム３０のレンズ２０側の側面との距離は、例えばレンズ２０の焦点距離以下であることが好ましい。変形例２によれば、実施例１と同様に、レーザ光Ｌを広げた状態でプリズム３０に入射することができる。この結果、広い範囲にわたって高い強度が得られ、血糖分布の影響を抑制し、測定精度を向上させることが可能となる。
　図４Ａは実施例２に係る血糖値測定装置２００を例示する模式図である。図４Ａに示すように、血糖値測定装置２００はレンズ２０を有さず、レーザ光Ｌはレンズ２０を介さずに光ファイバ２２に入射する。他の構成は実施例１と同じである。また、プリズム３０を被験者の***などに接触させ、ＱＣＬ１０および１２からレーザ光を入射し、検出器２４により赤外光を検出することで、血糖値を測定することも実施例１と同様である。
　図４Ｂはプリズム３０の拡大図である。底面３１および３２へのレーザ光Ｌの入射角θについて説明する。プリズム３０の屈折率をｎ１、プリズム３０に接するサンプル（人体などの生体組織）の屈折率をｎ２とする。プリズム３０とサンプルとの境界面における臨界角θｃは次式で与えられる。
θｃ＝ｓｉｎ－１（ｎ２／ｎ１）
　臨界角θｃの近傍ではエバネッセント場が急激に増大し、サンプルによる吸収が大きくなりすぎてＳ／Ｎ比が大きく低下する恐れがある。したがって、底面３１および３２への入射角θの下限を例えばθｃ＋３°とする。例えばプリズム３０がＺｎＳである場合、屈折率ｎ１は２．２である。測定対象である生体組織の屈折率ｎ２は１．２であり、臨界角θｃは３３°である。そこで入射角θの下限を例えばθｃ＋３°である３６°とし、上限を例えば４５°とする。
　実施例２によれば、入射角の下限をθｃ＋３°とする。これによりレーザ光Ｌの反射回数が増加し、かつ干渉が抑制される。したがって広い範囲において高い強度が得られ、血糖分布の影響を抑制し、精度の高い血糖値測定が可能である。また角度をつけてレーザ光を入射することで、エバネッセント場の染み込み深さが増加するため、強度が高くなり、測定精度が向上する。入射角の下限はθｃ＋３°より小さく、例えばθｃ＋４°、θｃ＋５°などでもよい。
　図５は実施例３における光ファイバ２２およびプリズム３０の拡大図である。図５に示すように、光ファイバ２２は先端部２２ａ、および直線部２２ｂを有する。直線部２２ｂの先端であって、プリズム３０に対向する位置に先端部２２ａが設けられている。先端部２２ａは、プリズム３０に向けて先細りのテーパ形状である。光ファイバ２２の先端部２２ａの端部の直径Ｒ１は例えば１．６ｍｍであり、直線部２２ｂの直径Ｒ２は例えば２ｍｍである。先端部２２ａの直線部２２ｂからの傾斜角ｋは例えば５°以上、１５°以下である。他の構成および血糖値の測定方法は実施例２と同じである。
　実施例３によれば、光ファイバ２２がテーパ形状の先端部２２ａを有するため、先端部２２ａからの出射光が広がり、プリズム３０に入射する。したがって血糖分布の影響を抑制し、測定精度を向上させることができる。
　実施例４は実施例１と実施例２とを組み合わせた例である。血糖値測定装置の構成は図１Ａと同様である。実施例４によれば、レンズ２０で集光させた光を、実施例２の入射角度でプリズム３０に入射させる。これにより精度高く血糖値を測定することができる。
　実施例５は実施例２と実施例３とを組み合わせた例である。血糖値測定装置の構成は図４Ａと同様であり、光ファイバ２２は図５に示す先端部２２ａを有する。実施例５によれば、光ファイバ２２の先端部２２ａから出射される光を、実施例２の入射角度でプリズム３０に入射させる。これにより精度高く血糖値を測定することができる。
（実験）
　実施例１～５および比較例２において、プリズム３０への入射光の損失を測定した。比較例２は、レンズ２０およびテーパ形状の光ファイバ２２を用いず、かつ入射角が４５°の例である。
　図６Ａは実験に用いたサンプルを示す図である。図６Ａに示すように、プリズム３０の底面３１にテープ３４を張り付ける。プリズム３０の長さＬ１は２４ｍｍであり、テープ３４の長さＬ２は２ｍｍである。テープ３４をプリズム３０の一端に貼り、各例に対応する血糖値測定装置を用い、レーザ光Ｌを入射してテープ３４による吸収を測定する。その後、テープ３４を２ｍｍずらした位置に貼り、再び測定を行う。以上の手順をプリズム３０の他端まで繰り返す。テープ３４はフッ素樹脂で形成されたチューコーフロー（登録商標）テープである。光の波長は８．６８μｍである。実施例１および３、比較例２における入射角は４５°であり、実施例２、４および５における入射角は４０°である。実施例１および４におけるレンズ２０の焦点距離は６ｍｍである。実施例３および５における光ファイバ２２の先端部２２ａの角度ｋは１０°である。
　図６Ｂは損失の測定結果を示す図である。横軸はプリズム３０の底面３１の長さであり、縦軸は各例における平均値で規格化された光の損失である。上から示すＮｏ．１～６は、それぞれ実施例１、実施例２、実施例３、実施例４、実施例５、比較例２に対応する。各例における一点鎖線は平均値であり、実線は損失である。プリズム３０の一端から他端までを１ｍｍごとに１２個の領域とし、領域ごとの損失を実線で表している。
　比較例２に対応するＮｏ．６に比べ、実施例１～５に対応するＮｏ．１～５においてばらつきが小さい。特にＮｏ．２～４ではばらつきが小さくなる。表１に変動係数を示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
 表１に示すように、比較例２に対応するＮｏ．６の変動係数は０．３８７で、各例のうちで最大である。実施例１～５（Ｎｏ．１～５）の変動係数は比較例２より小さく、特に実施例４の変動係数は０．１５９でこの実験の中では最小である。以上のように、実施例１～５によれば、ＱＣＬからプリズム３０への入射光を均一に近づけることができる。このため測定精度の向上が可能となる。
　１０、１２　　　　　ＱＣＬ
　２０、４８　　　　　レンズ
　２２、２３　　　　　光ファイバ
　２２ａ　　　　　　　先端部
　２２ｂ　　　　　　　直線部
　２４、２５　　　　　検出器
　３０　　　　　　　　プリズム
　３１、３２　　　　　底面
　３４　　　　　　　　テープ
　４１　　　　　　　　パッケージ
　４１ａ　　　　　　　リードピン
　４２　　　　　　　　ＴＥＣ
　４４　　　　　　　　サブマウント
　４６　　　　　　　　キャップ
　５０　　　　　　　　***
　１００、２００　　　血糖値測定装置
　

Claims (10)

  1. 　赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、
    　赤外領域のレーザ光を出射する光源と、
    　前記レーザ光を集光するレンズと、
    　前記レンズにより集光された前記レーザ光が入射する光ファイバと、
    　前記光ファイバから出射される前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備する血糖値測定装置。
  2. 　赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、
    　赤外領域のレーザ光を出射する光源と、
    　前記レーザ光を集光するレンズと、
    　前記レンズにより集光された前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備する血糖値測定装置。
  3. 　前記レンズの焦点距離は２ｍｍ以上、２０ｍｍ以下である請求項１または請求項２に記載の血糖値測定装置。
  4. 　赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、
    　赤外領域のレーザ光を出射する光源と、
    　前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備し、
    　前記プリズムの前記レーザ光を反射させる面への前記レーザ光の入射角の下限は臨界角＋３°である血糖値測定装置。
  5. 　赤外分光法を用いる血糖値測定装置であって、
    　赤外領域のレーザ光を出射する光源と、
    　前記レーザ光が入射し、先端が先細りのテーパ形状である光ファイバと、
    　前記先端から出射される前記レーザ光が入射するプリズムと、を具備する血糖値測定装置。
  6. 　前記光源は量子カスケードレーザである請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の血糖値測定装置。
  7. 　赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、
    　被験者にプリズムを接触させるステップと、
    　集光レンズおよび光ファイバを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、
    　前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有する血糖値測定方法。
  8. 　赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、
    　被験者にプリズムを接触させるステップと、
    　集光レンズを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、
    　前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有する血糖値測定方法。
  9. 　赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、
    　被験者にプリズムを接触させるステップと、
    　赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、
    　前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有し、
    　前記プリズムの前記レーザ光を反射させる面への、前記レーザ光の入射角度の下限は臨界角＋３°である血糖値測定方法。
  10. 　赤外分光法を用いる血糖値測定方法であって、
    　被験者にプリズムを接触させるステップと、
    　光ファイバを介して赤外領域のレーザ光を前記プリズムに入射するステップと、
    　前記プリズムから出射される前記レーザ光を検出するステップと、を有し、
    　前記光ファイバの先端は先細りのテーパ形状である血糖値測定方法。
    　
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