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存在于生物体内的糖等生物体物质的生物体物质测定装置。

背景技术：

以往的侵入型传感器使用针来进行採血，解析生物体中的物质的成分。特别是关于日常利用的血糖值传感器，为了缓和穿刺所致的患者的痛苦，要求非侵入方式。作为非侵入的血糖值传感器，尝试利用能够直接检测糖的指纹图谱的红外光的测定，但水对红外光的吸收强，所以红外光无法从皮肤表面到达至深处。因此，要求即使基于生物体中的糖的吸收小也稳定地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所记载的装置中，使用atr(attenuatedtotalreflection，衰减全反射)法测定血糖值。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2003-42952号公报

技术实现要素：

在专利文献1中，为了提高测定精度，需要在多个波长下进行测定，所以利用波长可变激光器。然而，波长可变激光器利用外部谐振器构成，所以尺寸大，且成本高。

因此，本发明的目的在于提供能够以低成本测定生物体物质的量的生物体物质测定装置。

本发明的第1方面的生物体物质测定装置具备：红外光源部，辐射生物体物质的吸收波长的整个或者一部分波长区域的红外光；棱镜，在与生物体表面接触的状态下，使从红外光源部辐射的红外光透射，射出到生物体表面；光源，将可见光域或者近红外区域的波长的光辐射到棱镜；以及光位置检测器，通过检测从棱镜射出的来自光源的光来检测来自光源的光的路径。

本发明的第2方面的生物体物质测定装置具备：atr棱镜，能够贴紧于生物体表面；红外光源部，向atr棱镜辐射生物体物质的吸收波长的整个或者一部分波长区域的红外光；以及红外光检测器，检测从atr棱镜射出的至少1个波长的红外光。

本发明的第3方面的生物体物质测定装置具备：atr棱镜，能够贴紧于生物体表面；红外光源部，向atr棱镜辐射生物体物质的吸收波长的整个或者一部分波长区域的红外光；以及红外光检测器，检测从atr棱镜射出的红外光，红外光源部为各自辐射红外光检测器能够检测的波长区域中包含的单一波长的红外光的多个光源。

根据本发明，无需使用波长可变激光器，所以能够以低成本测定存在于生物体表面的生物体物质的量。

附图说明

图1是表示实施方式1的便携式的非侵入的生物体物质测定装置80的结构的图。

图2是表示实施方式1～6的便携式的非侵入的生物体物质测定装置80的使用例子的图。

图3是表示实施方式2的便携式的非侵入的生物体物质测定装置80的结构的图。

图4是示出糖的指纹图谱的图。

图5是示出实施方式2的非侵入的生物体物质测定装置80的头部的构造的图。

图6是示出实施方式2的红外光源部32的输出光的光谱的图。

图7是红外光检测器30中包含的传感器阵列1000的示意图。

图8是表示实施方式2的非侵入的生物体物质测定装置80的动作次序的流程图。

图9是表示实施方式3的红外光检测器30的结构的图。

图10是实施方式3的半导体光元件100的俯视图。

图11是省略吸收体10的实施方式3的半导体光元件100的俯视图。

图12是向iii－iii方向观察图11的半导体光元件100的情况下的剖面图(包括吸收体10等)。

图13是表示实施方式3的半导体光元件100中包含的吸收体10的图。

图14是表示实施方式5的红外光源部32的结构的图。

图15是示出实施方式5的红外光源部32的输出光的光谱的图。

图16是实施方式6的波长选择构造部11的俯视图。

图17是向v－v方向观察图16的波长选择构造部11的情况下的剖面图。

附图标记说明

1、50：基板；2：中空部；3：支承脚；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：支承膜；10：吸收体；11：波长选择构造部；11a：入射红外光；11b：传播红外光；11c：辐射红外光；12：绝缘膜；13：吸收防止膜；14：金属层；16：电介质膜；17：金属贴片；18：中间层；20：atr棱镜；20a、20b、20c、20d：atr棱镜端面；30：红外光检测器；32：红外光源部；40：生物体表面；42：金属膜；43：主体；45：凹部；52、250：控制部；54：用户接口；71a、71b、71c、71d：单一波长光源；80：生物体物质测定装置；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；200：光源；210：棱镜；220：光位置检测器；230：棱镜；230a：入射光；230b：辐射光；230c：辐射折射光；240：折射率梯度。

具体实施方式

以下，使用附图，说明实施方式。

实施方式1.

以下，作为测定对象，将血糖值举为例子而进行说明，但本发明的测定装置并不限定于血糖值的测定，还能够应用于其它生物体物质的测定。

在专利文献1所记载的atr法中，使棱镜与被测定皮肤接触，所以瞬逝光不侵入至被测定皮肤的深处。其结果，存在生物体物质的量的测定精度低这样的问题。在本实施方式中，不基于atr法测定生物体物质的量。

图1是表示实施方式1的便携式的非侵入的生物体物质测定装置80的结构的图。

非侵入的生物体物质测定装置80具备光源200、棱镜210、光位置检测器220以及红外光源部32。

红外光源部32具备至少1个以上的红外光源。红外光源部32包括宽带的量子级联激光器，该量子级联激光器发射包括糖的指纹图谱的波长的波长范围8.5μm～10μm的全部波长区域或者一部分波长区域的红外光。用于测定的波长例如设为λ1、λ2、λ3。波长λ1、λ2的光被人体中的糖吸收。λ3的光不被人体中的糖吸收，被用作参照波长。用于测定的波长也可以设为还包括λ4的4个波长。

从红外光源部32发射的红外光作为入射红外光11a而透射棱镜210，入射到作为被试验者的皮肤的生物体表面40。

棱镜210用在可见光的波长区域～红外光的波长区域透射性高的硫化锌(zns)等物质构成。

光源200为将可见光的波长区域～近红外的波长区域的波长的光输出1个波长的激光器。来自光源200的输出光作为入射光230a而入射到棱镜210，透射棱镜210内之后，作为辐射光230b或者辐射折射光230c而从棱镜210发射。辐射光230b与辐射折射光230c的差异是通过后述棱镜内的状态变化而产生的。辐射光230b或者辐射折射光230c入射到光位置检测器220。

光位置检测器220通过检测从棱镜210射出的来自光源200的光来检测来自光源200的光的路径。光位置检测器220具备能够检测辐射光230b或者辐射折射光230c的光检测器。光位置检测器220检测入射到光检测器的位置。作为光位置检测器220的材料，例如能够使用廉价的光电二极管或者波长选择性良好的等离子体(plasmon)。

接下来，叙述本实施方式中的血糖值测定的动作。

将红外光源部32的光输出为零的时候设为基准状态。在基准状态下，棱镜210的内部的状态相同，所以从光源200输出的光仅在入射到棱镜210时和从棱镜射出时折射。在基准状态下，将辐射光230b入射到光位置检测器220的位置设为基准位置。

接下来，红外光源部32将糖的指纹图谱波长的红外光作为入射红外光11a而输出。入射红外光11a经由棱镜210入射到被试验者的生物体表面40。红外光被存在于被试验者的生物体表面40的糖吸收。在生物体表面40产生通过吸收而产生的吸收热。所产生的吸收热传导到棱镜210，在棱镜210的内部产生温度梯度，与温度梯度相应地形成折射率梯度240。这是因为当温度发生变化时，折射率发生变化。将该状态设为状态1。

在状态1下，入射光230a在折射率梯度240之中透射。入射光230a依照折射率梯度240之中的透射的位置处的折射率而折射。

折射的入射光230a作为辐射折射光230c从棱镜210辐射，入射到光位置检测器220。在状态1下，将辐射光230b入射到光位置检测器220的位置设为位移位置。

控制部250根据在红外光源部未辐射红外光的基准状态下由光位置检测器220检测到的辐射光230b的入射位置与在红外光源部辐射红外光的状态1下由光位置检测器220检测到的辐射折射光230c的入射位置之差，测定生物体表面40的糖的量。

通过在被人体中的糖吸收的波长λ1、λ2和不被人体中的糖吸收的波长λ3下进行上述动作，能够消除噪声的影响，能够更准确地计算血糖值。

另外，在作为光位置检测器220使用等离子体的情况下，存在波长选择性，所以能够计算波长λ1、λ2、λ3各自的位移位置，所以能够进行更高精度的血糖值测定。

图2是表示实施方式1～6的便携式的非侵入的生物体物质测定装置80的使用例子的图。如图2所示使便携式的非侵入的生物体物质测定装置80的头部与被试验者的角质薄的嘴唇接触来测定被试验者的生物体内的血糖值。被测定部位最好为角质薄的嘴唇，但并不限定于此，只要为如手掌那样的角质厚的部位以外即可。例如，即使是脸颊、耳垂或者手背也能够进行测定。

(附记)

实施方式1的生物体物质测定装置(80)具备以下的特征。

(1)生物体物质测定装置(80)具备：红外光源部(32)，辐射生物体物质的吸收波长的整个或者一部分波长区域的红外光；棱镜(210)，在与生物体表面(40)接触的状态下，使从红外光源部(32)辐射的红外光透射，射出到生物体表面；光源(200)，将可见光域或者近红外区域的波长的光辐射到棱镜；以及光位置检测器(220)，通过检测从棱镜(200)射出的来自光源(200)的光来检测来自光源(200)的光的路径。

利用这样的结构，检测来自光源(200)的光的路径，从而能够高精度地测定存在于生物体表面的生物体物质的量。

(2)射出到生物体表面(40)的红外光被存在于生物体表面(40)的生物体物质吸收，产生基于吸收的吸收热，从而在棱镜(210)的内部生成折射率梯度(240)。

利用这样的结构，能够在从光源发射的光通过的路径中生成与存在于生物体表面(40)的生物体物质相应的折射率梯度(240)。

(3)从光源(220)发射的光在因生物体物质的吸收热而在棱镜(210)内产生的折射率梯度(240)之中透射。

利用这样的结构，从光源(220)发射的光能够以与生物体物质的量相应的折射率折射。

(4)生物体物质测定装置(80)具备控制部(250)，该控制部(250)根据在红外光源部(32)未辐射红外光时由光位置检测器(220)检测到的从光源(200)发射的光的入射位置与在红外光源部(32)辐射红外光时由光位置检测器(220)检测到的从光源(200)发射的光的入射位置之差，测定生物体物质的量。

利用这样的结构，能够根据红外光源部(32)未辐射红外光时和红外光源部(32)辐射红外光时的、由光位置检测器(220)检测到的从光源(200)发射的光的入射位置之差，测定生物体物质的量。

实施方式2.

图3是表示实施方式2的便携式的非侵入的生物体物质测定装置80的结构的图。

非侵入的生物体物质测定装置80具备atr棱镜20、红外光源部32、红外光检测器30、控制部52以及用户接口54。

红外光源部32具备至少1个红外光源。红外光源部32辐射生物体物质的吸收波长的整个或者一部分波长区域的红外光。

红外光检测器30检测从atr棱镜20射出的红外光。

控制部52控制红外光源部32以及红外光检测器30。控制部52根据由红外光检测器30检测到的红外光的强度，计算生物体中的血糖值的浓度。

用户接口54包括显示器501、键盘503、扬声器504。

在非侵入的生物体物质测定装置80的头部搭载有atr棱镜20。atr棱镜20能够贴紧于被试验者的生物体表面40。

图4是示出糖的指纹图谱的图。

当如图3所示使atr棱镜20贴紧于被试验者的生物体表面40而启动生物体物质测定装置80时，从红外光源部32辐射包括如图4所示的糖的指纹图谱的波长范围8.5μm～10μm的全部波长区域或者其一部分波长区域的红外光。

从红外光源部32射出的入射红外光11a由atr棱镜20的端面20c反射，成为传播红外光11b。传播红外光11b在与生物体表面40接触的atr棱镜20的内部一边在atr棱镜20的端面20a以及20b反复全反射一边透射。在atr棱镜20内透射的传播红外光11b在atr棱镜20的端面20d反射，成为辐射红外光11c。由红外光检测器30检测辐射红外光11c的强度。

在作为atr棱镜20与生物体表面40的界面的端面20a产生瞬逝光。该瞬逝光侵入到生物体表面40内，被糖吸收。

当生物体表面40与atr棱镜20的折射率差小时，瞬逝光变大。在传播红外光11b在端面20a全反射时，从atr棱镜20渗出到生物体表面40侧的瞬逝光被生物体表面40内的生物体物质吸收，从而在端面20a全反射的红外光的强度衰减。因而，当生物体物质多时，瞬逝光受到更多的吸收，所以全反射的红外光的强度的衰减也变大。

皮肤由表面附近的表皮和表皮之下的真皮构成。表皮从表面附近起依次包括角质层、颗粒层、有棘层以及基底层。各自的厚度为10μm、几μm、100μm、几μm左右。在基底层生成细胞，细胞堆积于有棘层。在颗粒层，水分(组织间质液)无法到达，所以细胞死亡。在角质层，死的细胞处于硬化的状态。糖以及其它生物体物质存在于表皮中的组织间质液中。组织间质液从角质层到有棘层增加。因此，与瞬逝光的侵入长度相应地，全反射的红外光的强度也发生变化。在此，侵入长度还称为侵入深度。

瞬逝光从界面向生物体表面40的方向呈指数函数地衰减，其侵入长度约为波长。因而，利用使用了atr棱镜20的光谱能够测定直至侵入长度为止的区域的生物体物质的量。例如，糖的指纹图谱的波长为8.5μm～10μm，所以能够检测从atr棱镜20的棱镜面起该程度的区域的糖的量。

图5是示出实施方式2的非侵入的生物体物质测定装置80的头部的构造的图。该头部包括基板50、atr棱镜20、红外光源部32以及红外光检测器30。

atr棱镜20具有长方体的一部分被削去的形状。atr棱镜20的剖面具有以一定角度削去长方形的两个顶角而成的形状。如图5所示，顶角被削去的短的一方的面作为测定面而与生物体表面40接触。atr棱镜20的端面20c的角度被设定成在atr棱镜20的端面20a以及端面20b，atr棱镜20内的传播红外光11b全反射。另外，atr棱镜20的端面20d的角度被设定成辐射红外光11c垂直地入射到红外光检测器30。

来自红外光源部32的入射红外光11a入射的端面20c以及辐射红外光11c向红外光检测器30射出的端面20d被施加无反射涂敷。或者，也可以使来自红外光源部32的入射红外光11a成为p偏振光(偏振光相对于基板50平行)，作为入射面的端面20c以及作为出射面的端面20d被削去，以使入射/出射角成为布儒斯特角(brewster’sangle)。

作为atr棱镜20的材料，能够使用在中红外区域透明且折射率比较小的硫化锌(zns)的单晶体。此外，atr棱镜20的材料不限定于硫化锌(zns)的单晶体，也可以为如硒化锌(znse)那样的公知的材料。在作为atr棱镜20与皮肤的接触面的端面20a，涂敷有sio2、sin等薄膜，以避免对人体造成伤害。

在实施方式2中，作为红外光源部32，例如使用量子级联激光器模块。量子级联激光器为单一的光源，输出大，sn比(signal－to－noiseratio，信噪比)高，所以能够进行高精度的测定。量子级联激光器模块搭载有用于使光束准直的透镜。量子级联激光器辐射存在糖的指纹图谱的波长范围8.5μm～10μm的全部波长区域或者一部分波长区域的红外光。

为了提高测定精度，能够以能够在多个波长下进行测定的方式使用波长可变激光器。然而，波长可变激光器利用外部谐振器构成，所以存在如下问题，即，尺寸大，且由于构造复杂而导致成本高。

图6是示出实施方式2的红外光源部32的输出光的光谱的图。

红外光源部32辐射包括如图6所示的糖的指纹图谱的波长的波长范围8.5μm～10μm的全部波长区域或者一部分波长区域的红外光。具体而言，如已经叙述那样，作为红外光源部32，使用不是波长可变激光器的、宽带的量子级联激光器。

除了宽带的量子级联激光器以外，作为红外光源部32，也可以使用使电流在灯丝中流过而加热的类型的热光源。在该情况下，能够根据施加的电流的量来控制温度，所以辐射出遵循黑体辐射的宽带的红外线。

或者，作为红外光源部32，也可以不使用灯丝，而使用在加热部设置有周期图案的等离子体或者超材料光源。在该情况下，辐射波长区域由表面构造规定，所以不需要的辐射被抑制，所以红外光源部32成为高效的光源。

在图6中，为了比较，用虚线表示图4所示的糖的指纹图谱。作为如图6所示的遍及宽度宽的波长区域的光，使用自然辐射放大光。因而，作为红外光源部32，无需使用昂贵的波长可变激光器，所以能够将红外光源部32设为小型且低成本的光源。

由红外光检测器30检测从atr棱镜20辐射的辐射红外光11c中的至少1个波长的光。由此，能够测定与至少1个吸收波长对应的至少1个生物体物质的量。在红外光检测器30的受光部表面产生等离子体共振，从而至少1个波长的红外光被吸收。被吸收的波长中的至少1个波长相当于生物体物质的吸收波长。

图7是红外光检测器30中所包含的传感器阵列1000的示意图。传感器阵列1000包括分别检测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例如包括在受光部表面利用了等离子体共振的波长选择型的吸收体。利用这样的构造，能够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30，能够同时进行多个波长的测定，所以能够进行短时间的测定。

另外，如后所述，利用等离子体共振，从而不需要光谱滤波器，所以红外光检测器30的结构被简化，能够实现低成本化。另外，在红外波长区域，存在光谱滤波器自身的热辐射，所以波长选择性会下降，但通过不使用光谱滤波器，而对受光部使用等离子体构造，从而波长选择性提高。其结果，能够实现用于血糖值的分析等检测极微量的成分的高灵敏度化。

在同时使用量子级联激光器和等离子体的情况下，测定波长的选择性变得可靠，所以能够去除葡萄糖的吸收峰值波长以外的黑体放射成分。其结果，提高sn比。另外，对作为参考的波长未必需要使用量子级联激光器，所以能够利用宽的光源和等离子体进行波长选择。其结果，能够实现低成本化。

进而，在设置衍射光栅的情况下，需要提高波长分辨率，所以需要使红外光检测器和衍射光栅分离地配置，但通过将等离子体用于受光部，从而不需要衍射光栅以及反射镜的光学部件。其结果，能够实现生物体物质测定装置的小型化。

将存在糖的指纹图谱的波长范围8.5μm～10μm中的、用于测定的波长例如设为λ1、λ2、λ3、λ4。如上所述，从红外光源部32辐射的辐射红外光11c在atr棱镜20内一边反复全反射一边透射。此时，波长λ1、λ2、λ3的光被人体中的糖吸收，在到达红外光检测器30之前，其强度衰减。因而，如果能够用红外光检测器30测定λ1、λ2、λ3的波长的光，则能够测定人体中的血糖值。另外，作为参照波长，使用不被糖吸收的波长λ4的红外光。

红外光检测器30的传感器像素110、120、130、140检测λ1、λ2、λ3、λ4的波长的红外光。

波长λ1、λ2、λ3的红外光不仅被糖吸收，而且被水及其它生物体物质吸收。另一方面，波长λ4的红外光不被糖吸收，而被水及其它生物体物质吸收。因而，使用波长λ4的红外光的强度来分别校正检测到的λ1、λ2、λ3的波长的红外光的强度，从而能够提高测定精度。

来自外部的背景以及人体的辐射的红外线有时也入射到红外光检测器30。将波长λ1、λ2、λ3设定为相互非常接近的值，从而从背景以及人体辐射的红外线的影响大体上相等，所以能够使噪声的影响成为最小限度。

也可以为了除掉该噪声，使用斩波器以特定的频率对辐射红外光11c进行斩波。进而，使红外光源部32自身进行脉冲驱动，使用其频率进行斩波，从而还能够提高检测灵敏度。进而，也可以以斩波频率对来自传感器像素110、120、130、140的输出信号进行傅里叶变换，从而得到降低噪声的输出。

进而，在增加检测的波长的情况下，追加传感器像素即可。在如能够通过仅控制传感器像素的表面周期构造来调整检测波长那样的情况下，能够检测与阵列化的像素的数量相应的波长。

以下，说明红外光检测器30的具体例。

在作为红外光检测器30的传感器像素中使用的热型的红外线传感器的非冷却红外线传感器的方式中，有热电型、测辐射热计、热电堆或者soi(silicononinsulator，绝缘体上硅)型二极管等。即使方式不同，通过将等离子体共振用于传感器的受光部也就是吸收体，从而也能够进行波长选择。因而，本实施方式不论非冷却红外线传感器的方式如何，在任意的方式中都能够用作红外光检测器30的检测方式。

图8是表示实施方式2的非侵入的生物体物质测定装置80的动作次序的流程图。

在步骤s101中，控制部52判断是否经由键盘503指示了测定开始。在用户指示了测定开始的情况下，处理进入到步骤s102。

在步骤s102中，控制部52通过从扬声器504输出“开始测定”等消息声音，从而将血糖值的测定开始传达给用户。

在步骤s107中，控制部52开始血糖值的测定。

在步骤s108中，控制部52判定血糖值的测定是否完成。在完成的情况下，处理进入到步骤s109。

在步骤s109中，控制部52从扬声器504输出“测定完成”等消息声音。

在步骤s110中，控制部52根据测定出的红外光的强度，计算血糖值。

在步骤s111中，控制部52将计算出的血糖值显示于显示器501。

(附记)

实施方式2的生物体物质测定装置(80)具备以下的特征。

(5)生物体物质测定装置(80)具备：atr棱镜(20)，能够贴紧于生物体表面(40)；红外光源部(32)，向atr棱镜(20)辐射生物体物质的吸收波长的整个或者一部分波长区域的红外光；以及红外光检测器(30)，检测从atr棱镜(20)射出的至少1个波长的红外光。

利用这样的结构，能够测定与至少1个吸收波长对应的至少1个生物体物质的量。

(6)红外光源部(32)为辐射红外光检测器(30)能够检测的波长区域的红外光的单一的光源。

利用这样的结构，能够增大红外光的大小，且增高sn比，所以能够进行高精度的测定。

(7)在红外光检测器(30)的受光部表面，产生等离子体共振，从而至少1个波长的红外光被吸收，被吸收的波长中的至少一个波长相当于生物体物质的吸收波长。

利用这样的结构，能够检测选择出的波长的红外光，所以能够测定吸收选择出的波长的生物体物质的量。

实施方式3.

说明与实施方式2的不同点。

图9是表示实施方式3的红外光检测器30的结构的图。

红外光检测器30为集成波长选择型红外传感器。红外光检测器30具备传感器阵列1000和检测电路1010。

传感器阵列1000具备以阵列状配置的9×6个像素(半导体光元件)100。在基板1之上在x轴以及y轴方向上以矩阵状(阵列状)配置有9×6个半导体光元件100。光从与z轴平行的方向入射。即，红外光检测器30垂直地接受从atr棱镜20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通过对半导体光元件100检测到的信号进行处理来检测图像。检测电路1010在检测波长少的情况下不需要检测图像，只要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来进行说明。

图10是实施方式3的半导体光元件100的俯视图。如图10所示，半导体光元件100包括作为受光部的吸收体10。

图11是省略吸收体10的实施方式3的半导体光元件100的俯视图。在图11中，为了清楚化，省略布线上的保护膜以及反射膜。图12是向iii－iii方向观察图11的半导体光元件100的情况下的剖面图(包括吸收体10等)。图13是表示实施方式3的半导体光元件100中包含的吸收体10的图。

如图12所示，半导体光元件100例如包括由硅构成的基板1。基板1设置有中空部2。在中空部2之上配置探测温度的温度探测部4，温度探测部4由两条支承脚3支承。支承脚3如图11所示当从上方观察时具有折弯成l字型的桥形状。支承脚3包括薄膜金属布线6和支撑薄膜金属布线6的电介质膜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例如包括使用了结晶硅的二极管。薄膜金属布线6还设置于支承脚3，电连接由绝缘膜12覆盖的铝布线7和探测膜5。薄膜金属布线6例如包括厚度为100nm的钛合金。探测膜5输出的电信号经由形成于支承脚3的薄膜金属布线6传到铝布线7，由图9的检测电路1010取出。薄膜金属布线6与探测膜5之间的电连接、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而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与温度探测部4不热连接的状态下覆盖支承脚3中的至少一部分的上方。

在温度探测部4的上方，如图12所示设置有支承柱9。在支承柱9之上支承有吸收体10。也就是说，吸收体10是通过温度探测部4和支承柱9连接。吸收体10与温度探测部4热连接，所以由吸收体10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，配置于比反射膜8更上方。吸收体10以遮盖反射膜8中的至少一部分的方式向侧方以板状扩展。因此，当从上方观察半导体光元件100时，如图10所示，仅能看到吸收体10。作为其它方式，也可以吸收体10直接形成于温度探测部4的正上方。

在本实施方式中，在吸收体10的表面，如图12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。在吸收体10的背面，也就是说支承柱9侧，设置有防止来自背面的光的吸收的吸收防止膜13。利用这样的结构，能够在吸收体10中选择性地吸收某个波长的光。有时在波长选择构造部11中也产生光的吸收，所以在本实施方式中，吸收体10包括波长选择构造部11。

接下来，说明波长选择构造部11利用表面等离子体的情况下的构造。当在光的入射面设置基于金属的周期构造时，在与表面周期构造相应的波长下产生表面等离子体，产生光的吸收。因而，能够用金属形成吸收体10的表面，利用入射光的波长、入射角度以及金属表面的周期构造来控制吸收体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，从吸收的观点来看视为同义，不区分两者，将两者称为表面等离子体、表面等离子体共振、共振、伪表面等离子体或者超材料。本实施方式的结构在红外光以外的波长区域，例如可见、近红外、thz区域的波长的光中也是有效的。

如图13所示，选择性地增加设置于吸收体10的表面的某个波长的光的吸收的波长选择构造部11包括金属膜42、主体43以及凹部45。

设置于作为受光部的吸收体10的最表面的金属膜42的种类从au、ag、cu、al、ni或者mo等容易产生表面等离子体共振的金属选择。或者，金属膜42的种类也可以为tin等金属氮化物、金属硼化物或者金属碳化物等产生等离子体共振的材料。吸收体10的最表面的金属膜42的膜厚为入射红外光不透射的厚度即可。这是因为如果是这样的膜厚，则仅吸收体10的最表面处的表面等离子体共振对电磁波的吸收以及辐射造成影响，金属膜42之下的材料对吸收等不造成光学影响。

在将μ设为金属膜42的导磁率，将σ设为金属膜42的导电率，将ω设为入射光的角振动频率时，表皮效果的厚度(skindepth)δ1通过以下的公式表示。

δ1＝(2/μσω)^1/2…(1)

例如，如果吸收体10的表面的金属膜42的膜厚δ为δ1的至少两倍的厚度，即几十nm至几百nm左右，则能够充分减小入射光向吸收体10的下部的漏出。

例如，当比较金和氧化硅(sio2)的热容量时，氧化硅的热容量小。因而，由氧化硅的主体43以及金的金属膜42的表面构成的吸收体相比于仅由金构成的吸收体，能够减小热容量，所以能够使响应变快。

接下来，说明吸收体10的制作方法。

在对由电介质或者半导体构成的主体43的表面侧使用光刻和干蚀刻而形成周期构造之后，通过溅射等形成金属膜42。接下来，关于背面也同样地，在制作出周期构造之后形成金属膜42。

凹部45的直径小到几μm左右，所以相比于对金属膜42直接蚀刻而形成凹部的情况，当在对主体43进行蚀刻而形成凹部之后形成金属膜42的情况下，制造工序变得容易。作为金属膜42，使用如au或者ag那样的昂贵的材料，所以通过使用电介质或者半导体的主体43，能够减少金属的使用量，降低成本。

接下来，参照图13，说明吸收体10的特性。直径d＝4μm、深度h＝1.5μm的圆柱形的凹部45以周期p＝8μm被配置成正方格子状。在该情况下，吸收波长约为8μm。或者，直径d＝4μm、深度h＝1.5μm的圆柱形的凹部45以周期p＝8.5μm被配置成正方格子状。在该情况下，吸收波长大体上约为8.5μm。

如果吸收体10为2维周期构造，则即使凹部45被配置成正方格子状，或者被配置成三角格子状，入射光的吸收波长以及辐射波长与凹部45的周期的关系都大体上相同。即，吸收波长以及辐射波长是根据凹部45的周期来决定的。如果考虑周期构造的逆格子矢量，则理论上，在正方格子配置中，吸收以及辐射波长与周期大体上相等，相对于此，在三角格子配置中，吸收以及辐射波长为然而，实际上，因凹部45的直径d而吸收以及辐射波长稍微变化，所以被认为在哪个周期构造中都是大体上与周期相等的波长被吸收或者辐射。

因而，被吸收的红外光的波长能够根据凹部45的周期来控制。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比周期p的1/2小的情况下，共振效果变小，吸收率处于下降的趋势。但是，共振为凹部45内的三维的共振，所以即使直径d比周期p的1/2小，有时也能够得到充分的吸收，所以将直径d相对于周期p的值适当地单独设计。重要的是主要根据周期p来控制吸收波长。如果直径d相对于周期p为某个值以上，则吸收体10具有充分的吸收特性，所以能够使设计范围变宽。另一方面，如果参照表面等离子体的分散关系的一般式，则被吸收的光与凹部45的深度h无关，仅取决于周期p。因而，吸收波长以及辐射波长不取决于图13所示的凹部45的深度h。

在上述中，说明了周期性地配置有凹部45的吸收体，但作为周期性地配置有凸部45a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离的情况下，吸收波长也发生变化。因而，以使从atr棱镜20射出的红外光垂直地照射到作为受光部的吸收体10的表面的方式，配置红外光检测器30。

(附记)

实施方式3的生物体物质测定装置(80)具备以下的特征。

(8)在红外光检测器(30)的受光部的表面周期性地形成凹部(45)或者凸部(45b)，受光部的最表面为产生表面等离子体共振的材料。

利用这样的结构，红外光检测器(30)具有波长选择性。

(9)红外光检测器(30)的受光部的表面的凹部(45)或者凸部(45b)的周期相当于生物体物质的吸收波长。

利用这样的结构，改变凹部(45)或者凸部(45b)的周期，从而能够改变测定的生物体物质。

(10)从atr棱镜(20)射出的红外光垂直地入射到红外光检测器(30)的受光部的表面。

利用这样的结构，能够使红外光检测器(30)中的红外光的吸收成为最大。

实施方式4.

说明与实施方式3的不同点。

在实施方式4中，作为红外光源部32，使用在存在糖的指纹图谱的波长范围8.5μm～10μm中的1个或者多个信号用的波长以及从该波长范围稍微偏离的参照用的波长下振荡的量子级联激光器。

本实施方式的量子激光器模块搭载有用于使波长稳定的珀耳帖元件以及用于使光束准直的透镜。其它结构与实施方式3相同，所以不重复。

在血糖值的测定时，来自生物体表面40的放射作为噪声而被检测，所以测定精度下降。

在本实施方式中，在量子级联激光器中使用的波长被设定为适当的波长，用于红外光检测器30去除来自生物体的放射光谱。由此，能够进行排除来自生物体的放射的高精度的测定。

实施方式5.

说明与实施方式2的不同点。

图14是表示实施方式5的红外光源部32的结构的图。图15是示出实施方式5的红外光源部32的输出光的光谱的图。

红外光源部32具有单一波长光源71a、71b、71c、71d。单一波长光源71a、71b、71c、71d如图15所示分别输出单一波长a、b、c、d的红外光。单一波长a、b、c、d包含于红外光检测器30能够检测的波长区域。

在本实施方式中，红外光检测器30不检测来自生物体的放射光谱，但能够检测宽范围的波长的红外光(也就是说，不具有波长选择性)。

例如，能够设为单一波长光源71a、71b、71c、71d分别在不同的定时输出红外光，不具有波长选择性的红外光检测器30接收各个红外光。

(附记)

实施方式5的生物体物质测定装置(80)具备以下的特征。

(11)生物体物质测定装置(80)具备：atr棱镜(20)，能够贴紧于生物体表面(40)；红外光源部(32)，向atr棱镜辐射生物体物质的吸收波长的整个或者一部分波长区域的红外光；以及红外光检测器(30)，检测从atr棱镜(20)射出的红外光。红外光源部(32)为各自辐射红外光检测器(32)能够检测的波长区域中包含的单一波长的红外光的多个光源(71a、71b、71c、71d)。

利用这样的结构，在多个光源在不同的定时输出红外光的情况下，不具有波长选择性的红外光检测器(30)能够接收多个光源的红外光。

实施方式6.

说明与实施方式2的不同点。

图16是实施方式6的波长选择构造部11的俯视图。图17是向v－v方向观察图16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具备金属层14、金属层14之上的中间层18以及中间层18之上的金属贴片17。

金属层14例如包括铝或者金等。

中间层18包括氧化硅等绝缘体、电介质、或者硅、锗等半导体。通过选择中间层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域。

金属贴片17例如由金、银或者铝等金属、或者金属以外的石墨烯形成。在由石墨烯形成金属贴片17的情况下，能够使膜厚变薄至1个原子层，所以能够减小热时间常数，能够进行高速动作。或者，金属贴片17的材料也可以如前所述为产生表面等离子体共振的材料。

能够根据金属贴片17的大小(图16的x，y方向的尺寸)来控制产生等离子体共振的波长。因此，通过改变金属贴片17的大小，能够选择吸收波长。因而，以使被吸收体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，决定金属贴片17的大小。例如，在如图16所示金属贴片17为正方形的情况下，如果一边的长度为3μm，则吸收波长为7.5μm左右，如果一边的长度为3.5μm，则吸收波长为8.8μm左右。在该情况下，金属贴片17的周期被决定成比吸收波长大，且比金属贴片17的一边大。由此，能够使得金属贴片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，能够实现像素的小型化，所以在阵列化的情况下，能够缩小红外光检测器30的面积。

另外，本实施方式的波长选择构造部11的吸收构造没有入射角度依赖性，即使使入射角度变化，吸收波长也不发生改变。同样地，在金属贴片17为对称形状、2维周期构造的情况下，也没有偏振光依赖性。因而，关于红外光检测器30的设置角度，容许范围变宽。在为便携式的生物体物质测定装置的情况下，红外光检测器30有可能会发生偏离，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。

在图16中，金属贴片17以预定的周期配置成矩阵状(2维)，但也可以配置成1维。在该情况下，产生偏振光依赖性，但通过使配置的方向与红外光源部32的偏振光相匹配，能够去除杂散光。因而，sn比被改善，能够进行精度更高的血糖值的测定。

(附记)

实施方式6的生物体物质测定装置(80)具备以下的特征。

(12)红外光检测器(30)的受光部的表面通过从内部起依次层叠金属薄膜(14)、绝缘膜(18)、金属贴片(17)而形成，能够根据金属贴片(17)的尺寸来控制生物体物质的吸收波长。

利用这样的结构，改变金属贴片(17)的尺寸，从而能够改变作为测定对象的生物体物质。

(13)金属贴片(17)排列的周期比生物体物质的吸收波长长，且比金属贴片(17)的一边大。

利用这样的结构，能够使得金属贴片(17)的周期几乎不对吸收波长造成影响。

本次公开的实施方式应被认为在所有的方面是例示，并非限制性的。本发明的范围不是通过上述说明示出，而是通过权利要求书示出，意图包含与权利要求书同等的意义以及范围内的所有的变更。