生物体物质测定装置的制作方法

本发明涉及生物体物质测定装置，特别涉及使用红外光来测定在生物体内存在的糖等生物体物质的生物体物质测定装置。

背景技术：

以往的侵袭型传感器使用针来进行采血，解析生物体中的物质的成分。特别，关于日常地利用的血糖值传感器，为了缓和穿刺所致的患者的痛苦，要求非侵袭方式。作为非侵袭血糖值传感器，尝试能够直接检测糖的指纹光谱的利用红外光的测定，但红外光由于水的吸收强而无法从皮肤到达至深处。因此，要求即使生物体中的糖所致的吸收小，仍稳定并且高精度地检测血糖值的技术。

针对这样的要求，例如，在专利文献1记载的装置中，通过使用atr(attenuatedtotalreflection，衰减全反射)棱镜的测定，提高sn比。在atr棱镜中传输的红外光在被测定皮肤和atr棱镜的边界面处反复进行全反射。在全反射的边界面中，发生瞬逝光而侵入到被测定皮肤。瞬逝光由于水、糖、以及其他生物体物质而吸收以及散射，所以在atr棱镜中传输的红外光的强度衰减。因此，反复进行全反射的次数越多，传输的红外光的强度越衰减。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2015-173935号公报

技术实现要素：

在专利文献1中，仅在葡萄糖的吸收波长附近进行测定，未进行考虑生物体的散射所引起的测定误差的校正。

因此，本发明的目的在于提供一种考虑生物体的散射所引起的测定误差来校正检测到的红外光的生物体物质测定装置。

本发明的生物体物质测定装置具备：红外光源部，放射包含信号光、参照光、及校正光的红外光；atr棱镜，能够与生物体表面密接；红外光检测器，检测从atr棱镜射出的红外光；以及控制部，在检测到的红外光的光谱是s(λ)、在参照光的波长λ1中检测出的红外光的强度是i1、在校正光的波长λ2中检测出的红外光的强度是i2时，依照以下的式(b1)及(b2)，将在信号光的波长λ中检测出的光谱s(λ)校正为s′(λ)。

i(λ)＝(i2-i1)×(λ-λ1)/(λ2-λ1)-i1…(b1)

s’(λ)＝s(λ)-i(λ)…(b2)

根据本发明，控制部在参照光的波长λ1中检测出的红外光的强度是i1、在校正光的波长λ2中检测出的红外光的强度是i2时，依照式(b1)以及(b2)，将在信号光的波长λ中检测出的光谱s(λ)校正为s′(λ)。由此，考虑生物体的散射所引起的测定误差来校正检测到的红外光，所以能够更高精度地测定生物体物质。

附图说明

图1是示出实施方式1的血糖值测定装置的图。

图2是示出atr棱镜55的图。

图3是示出在实施方式1中由红外光检测器58测定的红外光谱的图。

图4是示出实施方式2的血糖值测定装置的图。

图5是示出在实施方式2中由红外光检测器58测定的红外强度的图。

图6是在实施方式3的红外光检测器58中包含的传感器阵列1000的示意图。

图7是示出实施方式4的红外光检测器58的结构的图。

图8是实施方式4的半导体光元件100的俯视图。

图9是省略吸收体10的实施方式4的半导体光元件100的俯视图。

图10是在iii-iii方向上观察图9的半导体光元件100的情况的剖面图。

图11是示出在实施方式4的半导体光元件100中包含的吸收体10的图。

图12是实施方式5的波长选择构造部11的俯视图。

图13是在v-v方向上观察图12的波长选择构造部11的情况的剖面图。

(附图标记说明)

1：基板；2：中空部；3：支撑脚；4：温度探测部；5：探测膜；6：薄膜金属布线；7：铝布线；8：反射膜；9：支撑膜；10：吸收体；11：波长选择构造部；11a：入射红外光；11b：传输红外光；11c：放射红外光；12：绝缘膜；13：吸收防止膜；14：金属薄膜；16：电介体膜；17：金属片；18：绝缘膜；20a、20b、20c、20d：atr棱镜端面；42：金属膜；43：本体；45：凹部；51：红外光源部；52：凹面镜；53、56：光纤；54：生物体表面；55：atr棱镜；57：受光透镜；58：红外光检测器；100：半导体光元件；110、120、130、140：非冷却红外线传感器；1000：传感器阵列；1010：检测电路。

具体实施方式

以下，使用附图，说明本发明的实施方式。

实施方式1.

以下，作为测定对象的生物体物质以血糖值为例子进行说明，但本实施方式的测定装置不限定于血糖值的测定，而还能够应用于其他生物体物质的测定。

图1是示出实施方式1的血糖值测定装置的图。

该血糖值测定装置具备红外光源部51、凹面镜52、光纤53、atr棱镜55、光纤56、透镜57、红外光检测器58、以及控制部60。

红外光源部51包括例如傅立叶红外分光器或者波长可变激光器。从红外光源部51放射的红外光包含信号光、波长λ1的参照光、以及波长λ2的校正光。

凹面镜52对从红外光源部51射出的红外光进行会聚，而送到光纤53。

光纤53传送红外光。光纤53的前端与atr棱镜55连接。

atr棱镜55能够与生物体表面54密接。

图2是示出atr棱镜55的图。

从光纤53射出的入射红外光11a在atr棱镜55的端面20反射，成为传输红外光11b。传输红外光11b一边在atr棱镜55的端面20a以及20b反复进行全反射，一边透射与生物体表面54接触的atr棱镜55的内部。透射atr棱镜50内的传输红外光11b在atr棱镜55的端面20d反射，成为放射红外光11c。放射红外光11c被送到光纤53。

光纤56的一端与atr棱镜55连接，接受从atr棱镜55射出的红外光。光纤56传送红外光。光纤56的另一端与透镜57连接。

从光纤56射出的红外光经由透镜57，被送到红外光检测器58。

红外光检测器58检测从atr棱镜55射出并经由光纤56以及透镜57入射的红外光。

图3是示出在实施方式1中由红外光检测器58测定的红外光谱的图。

在图3所示的红外光谱中，存在测定以及生物体所引起的噪声。例如生物体中的葡萄糖以外的物质所致的光吸收、atr棱镜55的向生物体的按压压力以及接触角度、生物体中的光散射光学系统的不稳定性可能成为噪声的原因。

控制部60为了去除这些噪声，依照以下的式，将在信号光的波长λ中检测出的红外光谱s(λ)校正为s′(λ)。

将在参照光的波长λ1中检测出的红外光的强度设为i1。

将在校正光的波长λ2中检测出的红外光的强度设为i2。

i(λ)＝(i2-i1)×(λ-λ1)/(λ2-λ1)-i1…(1)

s’(λ)＝s(λ)-i(λ)…(2)

参照光被用作背景，所以参照光的波长λ1是测定对象的生物体物质的吸收相对地大的波长。参照光的波长λ1最好为葡萄糖的吸收峰值附近的、并且不会被葡萄糖的吸收影响的波长。例如，参照光的波长λ1最好为8.0～10μm的区域的、并且不会被葡萄糖的吸收影响的波长。

为了去除生物体中的光散射的影响，校正光的波长λ2是测定对象的生物体物质的吸收相对地小的波长。校正光的波长λ2最好为红外区域的波长。例如，校正光的波长λ2最好为水所致的吸收小的0.8～2.5μm。

实施方式2.

图4是示出实施方式2的血糖值测定装置的图。

实施方式2的血糖值测定装置与实施方式1的血糖值测定装置的相异之处是红外光源部51以及控制部60。

红外光源部51具备：信号光用红外光源151，放射在血糖值的计算中使用的信号光；参照光用红外光源251，放射被用作背景的参照光；以及校正光用红外光源351，放射校正光。

信号光用红外光源151、参照光用红外光源251以及校正光用红外光源351放射特定波长的光。

信号光用红外光源151是放射单一波长λ1的信号光的量子级联激光器。参照光用红外光源251是放射单一波长λ2的参照光的量子级联激光器。量子级联激光器能够在中红外区域中振荡，小型且高输出。

校正光用红外光源351是放射单一波长λ3的校正光的半导体激光器。半导体激光器被用于光通信，是廉价的。

图5是示出在实施方式2中由红外光检测器58测定的红外强度的图。

如图5所示，在使用放射特定波长的光的激光光源的情况下，得到的结果并非红外光谱而成为红外光强度。

控制部60为了去除这些噪声，依照以下的式，将在信号光的波长λ1中检测出的红外光的强度i1校正为i1′。

将在参照光的波长λ2中检测出的红外光的强度设为i2。

将在校正光的波长λ3中检测出的红外光的强度设为i3。

i(λ)＝(i3-i2)×(λ-λ2)/(λ3-λ2)-i2…(3)

i1’＝i1-i(λ1)…(4)

在此，信号光的波长λ1是测定对象的生物体物质的吸收相对地大的波长。信号光的波长λ1最好为与葡萄糖的吸收峰值中的任意吸收峰值大致一致的波长。例如，最好为8.0～10μm的区域的、并且与葡萄糖的吸收峰值中的任意吸收峰值大致一致的波长。

参照光由于被用作背景，所以参照光的波长λ2是测定对象的生物体物质的吸收相对地大的波长。参照光的波长λ2最好为葡萄糖的吸收峰值附近的、并且不会被葡萄糖的吸收影响的波长。例如，参照光的波长λ2最好为8.0～10μm的区域的、并且不会被葡萄糖的吸收影响的波长。

为了去除生物体中的光散射的影响，校正光的波长λ3是测定对象的生物体物质的吸收相对地小的波长。校正光的波长λ3最好为近红外区域的波长。例如，校正光的波长λ3最好为水所致的吸收小的0.8～2.5μm。

[实施方式2的变形例1]

信号光用红外光源151以及参照光用红外光源251也可以是在与多个吸收峰值大致一致的波长中振荡的多个量子级联激光器。由此，能够使用多个波长来进行血糖值的测定，能够进一步提高精度。

或者，信号光用红外光源151以及参照光用红外光源251也可以是集成放射单一波长的红外光的多个量子级联激光器的波长集成元件。通过使用波长集成元件，能够实现装置的小型化和装置的装配的简单化。

[实施方式2的变形例2]

红外光源部51也可以使用放射宽频带的光的量子级联激光器、在灯丝中流过电流而加热的类型的热光源、在加热部设置有周期图案的等离子体或者超材料光源。而且，红外光检测器58也可以是选择性地检测特定波长的结构。在灯丝中流过电流而加热的类型的热光源由于能够通过施加的电流的量来控制温度，所以放射依照黑体放射的宽频带的红外线。关于在加热部设置有周期图案的等离子体或者超材料光源，由于放射波长域被表面构造规定而不需要的放射被抑制，所以是高效的光源。

实施方式3.

图6是在实施方式3的红外光检测器58中包含的传感器阵列1000的示意图。传感器阵列1000包括检测分别不同的波长的光的非冷却红外线传感器(以下还称为传感器像素)110、120、130、140。

传感器像素110、120、130、140分别在例如受光部的表面包含利用等离子体共振的波长选择型吸收体。波长选择型吸收体检测选择出的波长的红外光。通过使用包括仅检测选择出的波长的红外光的非冷却红外线传感器的阵列的红外光检测器58，能够同时进行多个波长的测定，所以能够在短时间内测定。

另外，如下所示，通过利用等离子体共振，分光滤光片变得不需要，所以装置的结构被简化，能够实现低成本化。另外，在红外波长域中存在滤光片自身的热放射，所以波长选择性降低，但通过在受光部中使用等离子体构造，波长选择性提高。由此，能够达成血糖值的分析等用于检测极微量的成分的高灵敏度化。

例如，在将信号光的波长设为λa、λb、将参照光的波长设为λc、将校正光的波长设为λd时，红外光检测器58的传感器像素110、120、130、140检测λa、λb、λc、λd的波长的红外光。但是，校正光的波长用的红外光检测器也可以使用在光通信中使用的廉价的光检测器。

波长λa以及λb中的至少1个与测定对象的生物体物质的波长相当。

来自外部的背景以及人体的放射的红外线也有时入射到红外光检测器58，但通过将波长λa、λb、λc设定为相互非常接近的值，从背景以及人体放射的红外线的影响变得大致相等，所以能够使噪声的影响成为最小限度。

另外，也可以为了去除该噪声，使用斩波器(chopper)在某个频率中对放射红外光进行斩波。另外，还能够通过使红外光源部51自身脉冲驱动，并使用该频率来斩波，提高检测灵敏度。也可以通过针对来自传感器像素110、120、130、140的输出信号在斩波频率中进行傅立叶变换而取得降低噪声的输出。

此外，在进一步增加检测的波长的情况下，追加传感器像素即可。在通过仅控制传感器像素的表面周期构造，能够调整检测波长的情况下，能够检测阵列化的像素的数量的波长。

以下，说明红外光检测器58的具体例。

在红外光检测器58的传感器像素中使用的非冷却红外线传感器(热型的红外线传感器)的方式中，有热电型、辐射热计、热电堆、soi(silicononinsulator，绝缘体硅)型二极管等。即使方式不同，通过在传感器的受光部即吸收体中使用等离子体共振，能够选择波长。因此，本实施方式不依赖于非冷却红外线传感器的方式，不论是哪一个方式，都能够用作红外光检测器58。

实施方式4.

图7是示出实施方式4的红外光检测器58的结构的图。

该红外光检测器58是集成波长选择型红外传感器。红外光检测器58具备传感器阵列1000和检测电路1010。

传感器阵列1000具备矩阵状地配置的9×6个像素(半导体光元件)100。在基板1上，在x轴以及y轴方向上，矩阵状(阵列状)地配置有9×6个半导体光元件100。从与z轴平行的方向入射光。即，红外光检测器58垂直地接受从atr棱镜55射出的红外光。

检测电路1010设置于传感器阵列1000的周围。检测电路1010通过处理半导体光元件100检测出的信号，检测图像。检测电路1010在检测波长少的情况下无需检测图像，检测来自各元件的输出即可。

以下，作为半导体光元件100的一个例子，使用热型的红外线传感器进行说明。图8是实施方式4的半导体光元件100的俯视图。如图8所示，半导体光元件100包括吸收体10。

图9是省略吸收体10的实施方式4的半导体光元件100的俯视图。在图9中，为了明确化而省略布线上的保护膜、反射膜。图10是在iii-iii方向上观察图9的半导体光元件100的情况下的剖面图(包括吸收体10等)。图11是示出在实施方式4的半导体光元件100中包含的吸收体10的图。

如图7～图11所示，半导体光元件100例如包括由硅构成的基板1。在基板1中设置中空部2。在中空部2上方，配置探测温度的温度探测部4。温度探测部4被2根支撑脚3支撑。支撑脚3如图9所示，在从上方观察时具有折弯成l字型的桥形状。支撑脚3包括薄膜金属布线6和支撑薄膜金属布线6的电介体膜16。

温度探测部4包括探测膜5和薄膜金属布线6。探测膜5例如包括使用晶体硅的二极管。薄膜金属布线6还设置于支撑脚3，对用绝缘膜12覆盖的铝布线7和探测膜5进行电连接。薄膜金属布线6例如包括厚度100nm的钛合金。探测膜5输出的电信号经由形成于支撑脚3的薄膜金属布线6传递到铝布线7，被图7的检测电路1010取出。薄膜金属布线6与探测膜5之间、以及薄膜金属布线6与铝布线7之间的电连接也可以根据需要经由在上下方向上延伸的导电体(未图示)进行。

反射红外线的反射膜8被配置成覆盖中空部2。但是，被配置成在反射膜8和温度探测部4未热连接的状态下，覆盖支撑脚3的至少一部分的上方。

在温度探测部4的上方，如图10所示，设置有支撑柱9。在支撑柱9之上支撑有吸收体10。即，吸收体10与温度探测部4通过支撑柱9连接。吸收体10与温度探测部4热连接，所以在吸收体10中产生的温度变化传递到温度探测部4。

另一方面，吸收体10在未与反射膜8热连接的状态下，比反射膜8配置于上方。吸收体10以遮盖反射膜8的至少一部分的方式向侧方板状地扩展。因此，半导体光元件100如图8所示，在从上方观察时仅看到吸收体10。作为其他样式，也可以在温度探测部4的正上方直接形成吸收体10。

在本实施方式中，在吸收体10的表面，如图8、图10所示，设置有选择性地吸收某个波长的光的波长选择构造部11。另外，在吸收体10的背面、即支撑柱9侧，设置有防止来自背面的光的吸收的吸收防止膜13。通过这样构成，能够在吸收体10中，选择性地吸收某个波长的光。此外，因为在波长选择构造部11中也有时产生光的吸收，所以在本实施方式中，包括波长选择构造部11而作为吸收体10。

接下来，说明波长选择构造部11利用表面等离子体的构造的情况。在光的入射面设置基于金属的周期构造时，在与表面周期构造对应的波长中产生表面等离子体，产生光的吸收。因此，能够用金属形成吸收体10的表面，通过入射光的波长、入射角度、以及金属表面的周期构造，控制吸收体10的波长选择性。

在本实施方式中，关于金属膜的内部的自由电子贡献的现象、和基于周期构造的表面模式的生成，从吸收的观点视为同义的，不区分两者，而将两者称为表面等离子体、表面等离子体共振、或者简称为共振。另外，虽然还有时被称为伪表面等离子体、超材料，但作为从吸收的观点观察的现象，处置为同样的现象。另外，本实施方式的结构在红外光以外的波长域、例如可见、近红外、thz区域的波长的光中也有效。

如图11所示，设置于吸收体10的表面的选择性地增加某个波长的光的吸收的波长选择构造部11包括金属膜42、本体43、以及凹部45。

设置于吸收体10的表面、即作为受光部的半导体光元件100的最表面的金属膜42的种类是从au、ag、cu、al、ni、或者mo等产生表面等离子体共振的金属选择。或者，金属膜42的种类也可以是tin等金属氮化物、金属硼化物、金属碳化物等产生等离子体共振的材料。吸收体10的表面的金属膜42的膜厚是入射红外光不透射的厚度即可。如果是这样的膜厚，则仅吸收体10的表面中的表面等离子体共振影响电磁波的吸收以及放射，金属膜42之下的材料不会对吸收等造成光学上的影响。

在将金属膜42的导磁率设为μ、将金属膜42电导率设为σ、将入射光的角振动频率设为ω时，用以下的式表示表皮效应的厚度(skindepth)δ1。

δ1＝(2/μσω)1/2…(5)

例如，如果吸收体10的表面的金属膜42的膜厚δ是δ1的至少2倍的厚度、即几10nm至几100nm程度，则向吸收体10的下部的入射光的漏出可充分减小。

例如，在比较金和氧化硅(sio2)的热容量时，氧化硅更小。因此，包括氧化硅的本体43、以及金的金属膜42的表面的吸收体相比于仅包括金的吸收体，能够减小热容量，其结果，能够加速响应。

说明吸收体10的制作方法。

在针对包括电介体或者半导体的本体43的表面侧使用光刻和干蚀刻来形成周期构造之后，用溅射等形成金属膜42。接下来，关于背面，也同样地，在制作周期构造之后形成金属膜42。

此外，凹部45的直径小到几μm程度，所以相比于对金属膜42直接进行蚀刻来形成凹部，在对本体43进行蚀刻来形成凹部之后形成金属膜42时，制造工序更容易。另外，在金属膜42中使用如au或者ag的昂贵的材料，所以通过使用电介体或者半导体的本体43，能够减少金属的使用量，降低成本。

接下来，参照图11，说明吸收体10的特性。设为在作为受光部的半导体光元件100的表面，以周期p＝8μm，正方格子状地配置有直径d＝4μm、深度h＝1.5μm的圆柱形的凹部45。在该情况下，吸收波长成为约8μm。另外，设为以周期p＝8.5μm，正方格子状地配置有直径d＝4μm、深度h＝1.5μm的圆柱形的凹部45。在该情况下，吸收波长成为大致约8.5μm。

关于入射光的吸收波长以及放射波长、和凹部45的周期的关系，如果是二维周期构造，则即便是正方格子状、三角格子状等配置也大致相同，吸收波长以及放射波长由凹部45的周期决定。如果考虑周期构造的倒易矢量，则在理论上，在正方格子配置中，吸收以及放射波长与周期大致相等，相对于此，在三角格子配置中，吸收以及放射波长成为周期×√3/2。然而，实际上根据凹部45的直径d而吸收以及放射波长稍微变化，所以认为不论在哪一个周期构造中，都吸收或者放射与周期大致相等的波长。

因此，能够通过凹部45的周期，控制吸收的红外光的波长。以使由吸收体10吸收的波长与测定对象的生物体物质的吸收波长一致的方式，决定凹部45的周期。

凹部45的直径d一般最好为周期p的1/2以上。在凹部45的直径d小于周期p的1/2的情况下，共振效果变小，吸收率处于降低的倾向。但是，共振是凹部45内的三维的共振，所以即使直径d小于周期p的1/2，也有时得到充分的吸收，所以个别地适当设计相对周期p的直径d的值。重要的是，主要通过周期p控制吸收波长。如果直径d相对周期p是某个值以上，则吸收体10具有充分的吸收特性，所以能够对设计带来幅度。另一方面，如果参照表面等离子体的分散关系的一般式，则吸收的光与凹部45的深度h无关，而仅依赖于周期p。因此，吸收波长以及放射波长不依赖于图11所示的凹部45的深度h。

此外，此前说明了周期性地配置凹部45的吸收体，但即使相逆地成为周期性地配置凸部的构造，也具有同样的效果。

具有这些凹凸构造的吸收体10的吸收在垂直入射的情况下最大。在向吸收体10的入射角度从垂直入射偏移的情况下，吸收波长也变化。因此，以使红外光垂直地照射到吸收体10的方式，配置红外光检测器58。

实施方式5.

图12是实施方式5的波长选择构造部11的俯视图。图13是在v-v方向上观察图12的波长选择构造部11的情况下的剖面图。

该波长选择构造部11具备金属薄膜14、金属薄膜14之上的绝缘膜18、以及绝缘膜18之上的金属片(metalpatch)17。

金属薄膜14例如包括铝或者金等。

绝缘膜18包括氧化硅等。绝缘膜18包括绝缘体、电介体、或者硅、锗等半导体。通过选择绝缘膜18的材料，能够控制检测波长、检测波长的数量、以及检测波长的频带。

金属片17例如由金、银、或者铝等金属形成。

能够通过金属片17的大小(图12的x、y方向的尺寸)，控制产生等离子体共振的波长。因此，通过改变金属片17的大小，能够选择吸收波长。因此，以使由吸收体10吸收的波长与测定对象的生物体物质的吸收波长一致的方式，决定金属片的大小。例如，如图12所示，在金属片17的形状是正方形的情况下，如果一边的长度是3μm，则吸收波长成为7.5μm程度，如果一边的长度是3.5μm，则吸收波长成为8.8μm程度。在该情况下，金属片17的周期被决定为大于测定对象的生物体物质的吸收波长、并且大于金属片17的一边。由此，能够使金属片17的周期几乎不对吸收波长造成影响。

通过使用本实施方式的吸收体，能够使像素小型化，所以在阵列化的情况下，能够缩小红外光检测器58的面积。

另外，本实施方式的波长选择构造部11的吸收构造无入射角度依赖性，即使使入射角度变化，吸收波长也不变化。同样地，在金属片17是对称形状、二维周期构造的情况下，也无偏振依赖性。因此，关于红外光检测器58的设置角度，容许范围变宽。在携带型的情况下，担心红外光检测器58的偏移，所以通过使用本实施方式的吸收构造，具有便携性优良这样的显著的效果。

此外，在图12中，金属片17以一定的周期而矩阵状(二维)地配置，但也可以一维地配置。在该情况下，虽然产生偏振依赖性，但通过使配置的方向与红外光源的偏振对齐，能够去除杂散光。因此，sn比被改善，能够实现精度更高的血糖值的测定。

也可以代替金属片17，而使用由金属以外的石墨烯形成的结构。在用石墨烯形成金属片17的情况下，膜厚可薄至1个原子层，所以能够减小热时间常数，能够高速动作。或者，也可以代替金属片17，而使用如上所述产生表面等离子体共振的材料。

也可以代替绝缘膜18，而使用氧化硅等绝缘体、电介体、或者硅、锗等半导体。通过选择材料，能够控制检测波长、检测波长的数量、以及检测波长的频带。

应认为本次公开的实施方式在所有方面均为例示而不是限制性的。本发明的范围并非上述说明而基于权利要求书示出，意图包括与权利要求书均等的意义以及范围内的所有变更。