JP5214036B2

JP5214036B2 - 生体に含有される生体成分の濃度を測定する方法

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Publication number: JP5214036B2
Application number: JP2011538198A
Authority: JP
Inventors: 達朗河村; 正彦塩井; 勝南口
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Current assignee: Panasonic Corp; Panasonic Holdings Corp
Priority date: 2010-04-20
Filing date: 2011-02-22
Publication date: 2013-06-19
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Description

本発明は、生体に含有される生体成分の濃度を測定する方法に関する。

生体に照射された光の反射光または透過光に基づいて、当該生体に含有されるグルコースのような生体成分の濃度が測定される。

特許文献１は、生体成分の生体内での３次元分布を測定する方法を開示している。当該方法によれば、まず、複数の波長を有するレーザ光が生体内で集束するように生体に照射される。レーザ光が照射される領域及び集束される位置が照射光によって走査されながら反射光が分光分析されることで、当該３次元分布が測定される。

特許文献２は、グルコース濃度を測定する方法を開示している。当該方法によれば、まず、微粒子が皮膚上層に埋め込まれる。当該微粒子は、グルコースとの反応時に蛍光特性を変化させる試薬を含有する。次に、生体外から励起波長を有する光が微粒子に照射され、微粒子で発生した蛍光を経皮的に測定する。
測定された蛍光に基づき、グルコース濃度が測定される。

特開２００８−３０１９４４号公報特表２００４−５１０５２７号公報国際公開第２００７／１０８４５３号公報特開２００７−２４８２８４号公報

Melissa F. Mrozek, and Michael J. Weaver, "Detection and Identification of Aqueous Saccharides by Using Surface enhanced Raman Spectroscopy", Analytical Chemistry, Vol. 74, No. 16, 4069-4075, 2002

しかし、生体に照射された光は、皮膚の表面上で全ての方向に強く反射される。全反射光は、通常、照射光の４％以上の強度を有する。一方、ラマン散乱光は、照射光の１０^-7倍以下の強度しか有しない。

即ち、検出されるべきラマン散乱光よりも、反射光ははるかに強い。従って、ごく一部の反射光が光センサに混入すると精度が低下する。言い換えれば、反射光は迷光であり、精度を低下させる。

特定の波長を有する光のみが透過するフィルタを用いることによって、迷光の量は低減され得る。しかし、迷光は完全に除去され得ない。

さらに、皮膚の表面は、グルコースおよびタンパク質のような生体成分の吸光スペクトルまたはラマンスペクトルと重なるスペクトルを有する成分（以下、「妨害成分」）を有する。当該妨害成分のスペクトル量は、フィルタを介しても低減され得ないので、当該妨害成分もまた、精度を低下させる。

反射率および妨害成分の濃度に基づく皮膚表面の光学特性は、同一生体であっても測定される位置によって異なる。さらに、当該光学特性は、同一位置であっても経時的に変化する。これは、迷光および妨害成分の影響を補償する方法を用いても、精度が不十分であることを意味する。

皮膚の表面上で反射された光だけでなく、皮膚の下で拡散または散乱された光も迷光である。当該迷光もまた、精度を低下させる。

以下の方法は上記課題を解決する。
[１]：計測装置を用いて生体に含まれる生体成分の濃度を測定する方法であって、以下の工程（Ａ）〜（Ｃ）を具備する：
前記計測装置を準備する工程（Ａ）
ここで、前記計測装置は、
λ₁の波長を有する直線偏光光を出射する投射モジュール、
中心波長がλ₂であるフィルタ、および
光センサ、
を具備しており、
前記投射モジュールは、前記直線偏光光の偏光方向を連続的に変調する偏光変調器を具備しており、
前記偏光変調器によって前記直線偏光光の偏光方向を連続的に変調させながら、前記投射モジュールから前記生体の皮膚に埋め込まれた微粒子チップ（３）に前記直線偏光光を照射して、前記微粒子チップ上で発生した表面増強ラマン散乱光を、前記フィルタを介して前記光センサによって受光された信号Ｒ（ｔ）として受光する工程（Ｂ）、
前記微粒子チップは、長軸を有する複数の微粒子を表面に具備し、複数の微粒子の長軸は同一方向に配向する
ここで、以下の等式３および等式６が充足され、
前記Ａｍおよび検量線から前記生体成分の濃度を算出する工程（Ｃ）。
[２]：[１]に記載の方法であって、
前記フィルタの半値幅が３ｎｍである。
[３]：[１]に記載の方法であって、
前記生体成分はグルコースであり、
前記Ｂは１１２０ｃｍ^-1である。
[４]：[１]に記載の方法であって、
前記λ₁は７８５ｎｍであり、前記λ₂は８６０．７ｎｍである。
[５]：[３]に記載の方法であって、
前記λ₁は７８５ｎｍであり、前記λ₂は８６０．７ｎｍである。
[６]：[１]に記載の方法であって、
前記計測装置はコンピュータを備え、
前記コンピュータは前記検量線を記憶しており、
前記工程（Ｃ）において、前記コンピュータが前記生体成分の濃度を算出する。
[７]：[３]に記載の方法であって、
前記計測装置はコンピュータを備え、
前記コンピュータは前記検量線を記憶しており、
前記工程（Ｃ）において、前記コンピュータが前記生体成分の濃度を算出する。
[８]：[４]に記載の方法であって、
前記計測装置はコンピュータを備え、
前記コンピュータは前記検量線を記憶しており、
前記工程（Ｃ）において、前記コンピュータが前記生体成分の濃度を算出する。
[９]：[５]に記載の方法であって、
前記計測装置はコンピュータを備え、
前記コンピュータは前記検量線を記憶しており、
前記工程（Ｃ）において、前記コンピュータが前記生体成分の濃度を算出する。

本発明は、皮膚表面での反射光および妨害成分による精度の低下を抑制する。さらに、皮膚表面の光学特性の位置による違いおよび経時変化の影響も回避され得る。

図１は、実施の形態１における皮膚の断面図を示す。図２は、微粒子チップ３を示す。図３は、長軸を有する微粒子８の例を示す。図４は、微粒子８と直線偏光光５の偏光方向との間の関係を示す。図５は、実施の形態１による測定装置を示す。図６は、時間ｔと受光信号Ｒ（ｔ）（Ａｍは振幅である）との間の関係を示すグラフである。図７は、実施の形態２における、ｘ方向からの微粒子８のずれｄを示す。図８は、実施の形態２における、受光信号Ｒ（ｔ）の位相差を示す。図９は、実施の形態２による測定装置を示す。図１０は、検量線を作成する例を示す。図１１は、表面増強ラマン散乱光を示す。図１２は、投射モジュールの例を示す。

（実施の形態１）
実施の形態１による生体成分の濃度を測定する方法及び装置が、図１〜図４を参照しながら説明される。

図１は、光を照射された皮膚の断面図を示す。表皮組織１は生体の表面に位置する。表皮組織１は、およそ０．２〜およそ０．５ｍｍの厚さを有する。真皮組織２は、およそ０．５〜２ｍｍの厚さを有する。微粒子チップ３は、真皮組織２に埋め込まれ、組織細胞間の体液である細胞間質液(interstitial fluid)に浸されて維持されている。本明細書において用いられる用語「体液」とは、細胞間質液(interstitial fluid)を意味する。

真皮組織２は複数の毛細血管を有するので、体液は当該毛細血管中の生体成分を含有している。特にグルコースは高い浸透性を有するので、体液中のグルコース濃度は、血糖値との高い相関性を有する。

皮下組織４は、主に脂肪組織から構成される。直線偏光光 (linear-polarized light)５は、例えば、７８５ｎｍの波長を有し、１００μｍの直径を有する円形のビーム形状を有している。直線偏光光５は表皮組織１を透過し、微粒子チップ３に照射される。直線偏光光５は、図１に示されるｚ方向に沿って伝搬する。直線偏光光５の偏光方向はｘｙ平面内に存在する。

直線偏光光５が皮膚表面で反射され、反射光６が生じる。反射光６は、妨害成分のラマン散乱光および蛍光を含む。即ち、反射光６は、直線偏光光５の波長と同一波長を有する光だけでなく、より長い波長を有するラマン散乱光のストークス光成分および蛍光を含む。反射光６はまた、反ストークス光成分も含む。反ストークス光成分は、ストークス光成分よりも遥かに微弱であり、直線偏光光５よりも短い波長を有する。

表面組織１内の屈折率が不均一であるため、直線偏光光５が照射されると、上記反射光６に加え拡散光及び散乱光７が生じる。拡散光および散乱光７もまた、反射光６と同様に、直線偏光光５と同一の波長を有する光だけでなく、妨害成分のラマン散乱光および蛍光を含む。

図２は、微粒子チップ３を示す。微粒子チップ３は、基板と当該基板の表面に配置され、長軸を有する微粒子８（以下、場合により単に『微粒子』と称する。）を具備する。長軸を有する微粒子８は、光を照射することによって局在化表面プラズモン共鳴を発生する。長軸を有する微粒子８の一例は、およそ１０ｎｍの直径、およびおよそ３８ｎｍの長さを有する金ナノロッドである。当該微粒子８は、７８５ｎｍの局在化表面プラズモン共鳴波長を有する。

基板は、およそ１００μｍの直径およびおよそ１００μｍの厚みを有する。基板の材料の例は、アクリルなどの樹脂、ガラス、またはシリコンである。微粒子８は、各長軸方向がｘ方向に平行になるように配置されている。ｙ方向は基板の表面においてｘ方向と直交する。ｚ方向は、基板の厚みに沿った方向である。国際公開第２００７／１０８４５３号公報および特開２００７−２４８２８４号公報は、微粒子チップ３を詳細に開示している。

図１に示されるように、微粒子８を具備する面が表皮組織１と平行になる様に、微粒子チップ３は真皮組織２中に埋め込まれる。表皮組織１から微粒子チップ３までの距離は、およそ１．５ｍｍである。

ｘ方向に偏光した直線偏光光５が微粒子チップ３に照射されると、微粒子８上で局在化表面プラズモン共鳴が生じ、微粒子８の近傍における電磁場強度を増強する。これは、微粒子８の近傍（０．５〜３０ｎｍ）に位置する生体成分のラマン散乱光の増強ももたらす。このようにして、表面増強ラマン散乱光が発生する。

表面増強ラマン散乱光の強度は、通常のラマン散乱光の強度の１０^４倍以上である。従って、微粒子８の近傍で発生する表面増強ラマン散乱光は、皮膚表面、表皮組織１、または真皮組織２において発生するラマン散乱光よりも遥かに大きい強度を有する。これは、微粒子８の近傍の体液に含有されている生体成分のラマン散乱光が選択的に増強されていることを意味する。このようにして、迷光および妨害成分の影響が低減される。

生体に含有されるグルコースのような生体成分の量は、生体に含有される妨害成分の量よりもずっと低い。従って、グルコースの通常のラマン散乱光は、迷光ならびに皮膚表面および表皮組織１の妨害成分のラマン散乱光と比べて極めて小さい強度を有する。このような理由から、グルコースの通常のラマン散乱光は抽出され得ない。

しかし、微粒子チップ３により、真皮組織２の体液に含有されるグルコースのラマン散乱光が増強され得る。これにより、グルコースのラマン散乱光が選択的に抽出される。グルコースの表面増強ラマン散乱光の強度は、グルコースの濃度に比例するため、グルコースの表面増強ラマン散乱光の強度より、グルコースの濃度が算出され得る。

図４は、微粒子８と直線偏光光５の偏光方向との間の関係を示す。図３における点線が偏光方向を指し示す。各微粒子８の長軸はｘ軸に平行である。直線偏光光５の偏光方向と、ｘ軸がなす角はθである。

ｚ方向に沿って直線偏光光５が微粒子８に照射されながら、直線偏光光５の偏光方向が変調される。即ち、図４におけるθが変化する。直線偏光光５のｘ方向に沿った成分強度（すなわち、パワー）Ｉは、θの変化に応じて変化する。当該成分強度は、次の等式１によって表される。

θが変化すると、皮膚の表面において直線偏光光５が照射される位置および直線偏光光５の強度が変化せずに維持されながら、直線偏光光５のｘ方向に沿った成分強度（パワー）Ｉが変化され得る。微粒子８がナノロッドである場合、以下の等式２に示される表面増強ラマン散乱光が発生する。表面増強ラマン散乱光の強度Ｓは、成分強度Ｉに比例する。

上記等式２から、表面増強ラマン散乱光の強度は、直線偏光光５の偏光方向の変調に依存して変化することが理解できる。従って、直線偏光光５の偏光方向の変調に同期しながら変化するラマン散乱光のみを抽出することによって、微粒子８の近傍に位置する生体成分の表面増強ラマン散乱光のみが測定される。

図５は、実施の形態１による測定装置を示す。投射モジュール２１は、直線偏光光５を微粒子チップ３に照射しながら、直線偏光光５の偏光方向を変調する。投射モジュール２１は、半導体レーザおよび照射光学系を具備する光源９、および偏光方向を変調する偏光変調器１０を具備する。当該半導体レーザは、７８５ｎｍの波長および１０μＷの強度を有する直線偏光光５を発光する。偏光変調器１０は、変調信号（後述）に同期しながら直線偏光光５の偏光方向を連続的に変調させる。

図１２は、投射モジュール２１の他の例を示す。ハロゲンランプ２２は白色光を発光する。レンズ２３は、ハロゲンランプが放射している光を平行光にする。７８５ｎｍの波長を有する光は、フィルタ２４を透過する。フィルタ２４を透過した光に含まれる直線偏光光のみが偏光子２５を透過する。偏光変調器１０は、偏光子２５を透過した直線偏光光の偏光方向を連続的に変調する。

図５に示されるように、微粒子チップ３で発生した表面増強ラマン散乱光１１は、光学系１２を介して光センサ１４に集束される。光学系１２はレンズ群から構成されている。

特定範囲の波長を有する光のみがフィルタ１３を透過する。フィルタ１３を透過する光の波長は、生体成分のラマン散乱光の波長に一致する。

信号発生器１５は、偏光方向を回転させるための変調信号を偏光変調器１０に供給する。ロックインアンプ１６は、当該変調信号を参照信号として用いて、光センサ１４からの出力信号の位相検波を行う。コンピュータ１７は、ロックインアンプ１６の出力信号に基づき生体成分の濃度を算出し、信号発生器１５を制御する。支持体１８は、投射モジュール２１、光学系１２、フィルタ１３、および光センサ１４を保持する。

偏光変調器１０は、直線偏光光５の偏光方向を連続的に変調させる。

図６は、直線偏光光５を連続的に変調させた際の、表面増強ラマン散乱光１１と時間ｔとの間の関係を示す。表面増強ラマン散乱光１１は、光センサ１４によって受光された信号として測定される。縦軸は受光信号Ｒ（ｔ）を表す。横軸は時間ｔを表す。当該関係は、以下の等式３を充足する。

直線偏光光５の回転周波数の一例は、２７０Ｈｚである。当該回転周波数は、等式３に影響を与えない。
光センサ１４によって受光された信号Ｒ（ｔ）は、正弦波により表される。振幅の上端ｐとして記される信号強度が観測されるとき、直線偏光光５の偏光方向はｘ方向に平行（θ＝０°）である。振幅の下端ｑとして記される信号強度が観測されるとき、直線偏光光５の偏光方向がｙに平行である（θ＝９０°）。上記等式２から、表面増強ラマン散乱光の強度はθが０°のとき最大となり、θが９０°のとき最小となることが理解される。

振幅Ａｍが、生体成分の表面増強ラマン散乱光の強度に相当する。即ち、表面増強ラマン散乱光の強度に比例して振幅Ａｍは変化する。

Ｄは、直線偏光光５が微粒子チップ３に照射される状況に拘わらず変化しない成分である。Ｄは、迷光および妨害成分の強度を表す。Ｄはロックインアンプ１６の出力信号に影響を与えない。

振幅Ａｍから生体成分の濃度を算出する手順が以下、説明される。以下の説明では、生体成分としてグルコースが例示される。

非特許文献１の図１は、グルコースの表面増強ラマン散乱光スペクトルを示す。グルコースの表面増強ラマン散乱光スペクトルは、１０００ｃｍ^-1〜１５００ｃｍ^-1のラマンシフトの範囲に、グルコースに特有の複数のピークを有する。

当該複数のピークの中でも、１１２０（ｃｍ^-1）のラマンシフトを有するピークは、アルブミンおよびクレアチニンのラマン散乱光スペクトルのピークに重ならない。従って、１１２０（ｃｍ^-1）のラマンシフトを有する表面増強ラマン散乱光の強度は、グルコースの濃度にのみ比例する。

投射モジュール２１からの直線偏光光５の波長が７８５ｎｍである場合、波長８６０．７の光を透過し得るフィルタがフィルタ１３として使用される。その理由が以下に述べられる。

波長λと波数ｋとの間の関係は以下の等式４を充足する。

波長７８５ｎｍを波数に換算すると１２７３９ｃｍ^-1である。従って、グルコースに特有なラマン散乱光（ラマンシフト１１２０ｃｍ^-1）の波数は、以下の等式から算出される。
１２７３９（ｃｍ ^-1 ）−１１２０（ｃｍ ^-1 ）＝１１６１９（ｃｍ ^-1 ）。
等式４により波長に換算すると、８６０．７ｎｍである。

フィルタ１３としては、例えば、中心波長が８６０．７ｎｍであり、半値幅が３ｎｍであるフィルタが用いられ得る。当該フィルタの透過域は８５９．２〜８６２．２ｎｍである。

当該透過域を波数で表すと１１５９９〜１１６３９ｃｍ^-1である。つまり、フィルタ１３はラマンシフトが１１００〜１１４０ｃｍ^−１（（１１６１９−２０）〜（１１６１９＋２０）ｃｍ^−１）であるラマン散乱光のみを選択的に透過し、反射光６、及び妨害成分のラマン散乱光を透過しない。表面増強ラマン散乱光の強度を強くする目的で直線偏光光５の強度が強められると、反射光６、及び妨害成分のラマン散乱光の強度も強められる。しかしながら、実施の形態１の測定装置によれば、反射光６、及び妨害成分のラマン散乱光はフィルタ１３により遮蔽され、光センサ１４に到達しない。このようにして標的物質に特有な信号Ｒ（ｔ）のみを十分な強度で測定することができる。

グルコースの濃度検出のために、フィルタ１３として用いられるフィルタの中心波長λ_２は、下記等式５によって算出される。λ_１は、投射モジュール２１から発光される直線偏光光５の波長を示す。

図１１に示されるグラフは、照射光、表面増強ラマン散乱光、ラマンシフト、および半値幅の関係を示す。

グルコースに特有の表面増強ラマン散乱光スペクトルの波長およびその幅が、フィルタ１３の透過スペクトルの波長および幅とそれぞれ合致する。なぜなら、グルコースに特有の表面増強ラマン散乱光はフィルタ１３を透過するが、他の光はフィルタ１３を透過しないからである。

以上のように、実施の形態１による測定装置によって、１１２０（ｃｍ^-1）のラマンシフトを有するグルコースの表面増強ラマン散乱光が選択的に測定できる。表面増強ラマン散乱光の強度は振幅Ａｍに比例する。

強度Ａｍを求めることとは別に、空腹時の生体の血液に含有されるグルコースの濃度（血糖値）が通常の血糖計を用いて測定される。同時に実施の形態１による測定装置を用いて振幅Ａｍが測定される。

検量線の作成例が以下に示される。例えば、所定量のグルコース服用の１０分後に、被験者の血糖値が従来の方法により測定される。同時に、被験者の真皮組織中の微粒子チップ３上で発生した表面増強ラマン散乱光を、上記実施の形態１による測定装置を用いて測定し、振幅Ａｍが得られる。これが１０分ごとに２時間繰り返され、血糖値と振幅Ａｍとの１３組のデータセットを得る。当該データセットから、血糖値と振幅Ａｍとの間の検量線が作成される。

図１０は、当該検量線のグラフの例を示す。縦軸は振幅Ａｍを示す。横軸は血糖値を示す。１３組のデータセットが当該グラフ上にプロットされ、これらに最も近似する直線を検量線として作成する。検量線に基づいて、振幅Ａｍから血糖値が算出される。言うまでもないが、データセットの数は１３組に限られない。少なくとも２つのデータセットから検量線は作成され得る。

健康なヒトの血糖値は７０〜１６０[mg/dl] の範囲で変化する。糖尿病に罹患している患者の血糖値は７０〜５００[mg/dl]の範囲で変化する。

各個人の皮膚は異なる光の伝搬特性を有するので、好ましくは、各個人ごとに検量線が作成される。埋め込み位置の違いも光の伝搬特性を異ならせることに繋がるので、好ましくは微粒子チップ３を皮膚に埋め込む毎に、検量線が作成される。これらは、血糖値が高精度に測定されることをもたらす。

実施の形態１による生体成分の濃度を測定する方法及びそれに用いられる装置は、皮膚表面での反射光および妨害成分による影響を受けない。

実施の形態１では、生体成分の表面増強ラマン散乱光の中から生体成分に特異的な波長を有する光がフィルタ１３により抽出される。フィルタ１３に代えて、光センサ１４に分光器が配置され、表面増強ラマン散乱光のスペクトルが検出され得る。当該スペクトルから、生体成分に特異的な波長を有する光の信号が抽出され得る。

金ナノロッドに代えて、シリカからなる誘電体材料の表面が金又は銀のような金属によって被覆された微粒子が用いられ得る。

実施の形態１では、投射モジュール２１が発光する照射光は７８５ｎｍの波長を有する。このことは、以下の利点を有する。

一般的に、生体は、７００〜９００ｎｍの波長を有する光に対する高い透過性を有する。グルコースに特異的なラマン散乱光は、照射光の波数よりもおよそ１１００〜１２００cm^-1小さい波数を有する。従って、照射光の波長を７００〜８００nmに設定することによって、照射光および表面増強ラマン散乱光の双方が、上述された高い透過性を利用できる。すなわち、光源９から照射される照射光の波長は７８５ｎｍに限られず、７００〜８００ｎｍの範囲内で選択することができる。

実施の形態１では、直線偏光光５の円形ビームが、円盤状の微粒子チップ３と同じ大きさ（直径：例えば、１００μｍ）を有しているので、振幅Ａｍが最大化され、Ｓ／Ｎが向上する。

等式５は等式６に一般化される。すなわち、標的生体成分が当該生体成分に特有のラマンシフト量Ｂｃｍ^−１を有する場合、フィルタ１３として用いられるフィルタの中心波長λ_２は、等式６により算出される。

（実施の形態２）
実施の形態２による生体成分の濃度を測定する方法及びそれに用いられる測定装置が以下、説明される。

図７は、微粒子８の長軸方向を示す。図８は、光センサ１４によって受光された信号Ｒ（ｔ）と、直線偏光光５の偏光方向の位相との関係を示す。図９は、実施の形態２による測定装置を示す。以下、実施の形態１との相違点が説明される。

切替型フィルタ１９は、透過する光の波長を、直線偏光光５の波長または生体成分に特異的なラマン散乱光の波長のどちらかに切り替え得る。成分がグルコースであり、直線偏光光５の波長が７８５ｎｍである場合には、切替型フィルタ１９は、透過する光の中心波長を、７８５ｎｍまたはグルコースに特異的なラマン散乱光の波長である８６０．７ｎｍのどちらかに切り替える。

コンピュータ１７は、切替型フィルタ１９を制御し、どちらの波長の光が透過するかを決定する。

移相器(Phase shifter)２０は、コンピュータ１７による指示に基づいて、信号発生器１５から偏光変調器１０へ送信される変調信号の位相をずらす。変調信号の位相をずらすことが、直線偏光光５の偏光方向の位相をずらすことを可能にする。

実施の形態２では、生体へ微粒子チップ３を埋込む際に生じた配置の誤差、生体の成長、または生体の老化のため、図７に示されるように、微粒子８の長軸方向がｘｙ平面においてｘ方向からｄradだけずれたことが仮定される。

当該ずれの結果、微粒子８の長軸方向とｘ方向が交差する。これが、当該長軸方向とｘ方向とが平行でない場合の信号Ｒ（ｔ）と、直線偏光光５の偏光方向との間の位相差を生じさせる。当該位相差ｍｔは、以下の等式７により表される。

ロックインアンプ１６により位相検波がされる際には、位相差ｍｔが０の時に信号Ｒ（ｔ）が最大になる。従って、位相差ｍｔを０にするように、信号発生器１５から偏光変調器１０へ送信される変調信号の位相が調整され、信号Ｒ（ｔ）を最大化する。

局在化表面プラズモン共鳴が発生している間に微粒子８によって散乱される光（共鳴レイリー散乱光）の強度は、直線偏光光５の偏光方向が微粒子８の長軸方向に合致した際、すなわち、偏光方向とｘ方向との間の角の大きさがｄｒａｄと等しくなる際に最大になる。

従って、測定に先立って直線偏光光５の偏光方向を変化させて、微粒子８によって散乱される光の強度の変化が測定されながら、散乱光の強度が最大になる偏光方向ｄが確認される。当該確認は、共鳴レイリー散乱光を観測することによりなされる。共鳴レイリー散乱光は、微粒子８の周辺に位置する生体成分の表面増強ラマン散乱光よりもはるかに高い強度を有するため、当該確認の精度は高い。

そして、測定の際に、信号発生器１５からロックインアンプ１６へ送信される参照信号の位相が−ｄ／ωずらされ、ロックインアンプ１６によって受光される信号が最大化される。

次に、実施の形態２による測定方法が説明される。まず、コンピュータ１７は、７８５ｎｍの波長を有する光が切替型フィルタ１９を透過するように指示する。そして、コンピュータ１７は信号発生器１５および偏光変調器１０を駆動し、直線偏光光５の偏光方向を３６０°回転させる。得られた信号Ｒ（ｔ）をコンピュータ１７は記憶する。信号Ｒ（ｔ）を最大にする直線偏光光５の偏光方向（即ち、ｄ）が求められる。コンピュータ１７は、移相器２０によってずらされる位相を−ｄ／ωに設定する。

その後、実施の形態１と同様に、直線偏光光５の偏光方向が変調され、ロックインアンプ１６によって受光される信号に基づいて生体成分の濃度が算出される。

実施の形態２においては、生体成分の濃度が測定される前に、当該ずれによって生じる位相差が補償される。そのため、生体へ埋込む際の配置誤差、生体の成長、または生体の老化により、微粒子チップ３の方向が変化しても、高精度な測定が維持される。

本発明に係る生体成分を測定する方法及びそれに用いられる測定装置は、迷光および妨害成分の影響を低減する。特に、本発明は、生体内に局在化表面プラズモン共鳴を発生させ得る微粒子を用いて体液に含有される生体成分の濃度を測定するために用いられる。

１：表皮組織
２：真皮組織
３：微粒子チップ
４：皮下組織
５：直線偏光光
６：反射光
７：拡散光および散乱光
８：長軸を有する微粒子
９：光源
１０：偏光変調器
１１：表面増強ラマン散乱光
１２：光学系
１３：フィルタ
１４：光センサ
１５：信号発生器
１６：ロックインアンプ
１７：コンピュータ
１８：支持体
１９：切替型フィルタ
２０：移相器
２１：投射モジュール
２２：ハロゲンランプ
２３：レンズ
２４：フィルタ
２５：偏光子

Claims

計測装置を用いて生体に含まれる生体成分の濃度を測定する方法であって、以下の工程（Ａ）〜（Ｃ）を具備する：
前記計測装置を準備する工程（Ａ）
ここで、前記計測装置は、
λ₁の波長を有する直線偏光光を出射する投射モジュール、
中心波長がλ₂であるフィルタ、および
光センサ、
を具備しており、
前記投射モジュールは、前記直線偏光光の偏光方向を連続的に変調する偏光変調器を具備しており、
前記偏光変調器によって前記直線偏光光の偏光方向を連続的に変調させながら、前記投射モジュールから前記生体の皮膚に埋め込まれた微粒子チップに前記直線偏光光を照射して、前記微粒子チップ上で発生した表面増強ラマン散乱光を、前記フィルタを介して前記光センサによって受光された信号Ｒ（ｔ）として受光する工程（Ｂ）、
前記微粒子チップは、長軸を有する複数の微粒子を表面に具備し、複数の微粒子の長軸は同一方向に配向する
ここで、以下の等式３および等式６が充足され、
前記Ａｍおよび検量線から前記生体成分の濃度を算出する工程（Ｃ）。
請求項１に記載の方法であって、
前記フィルタの半値幅が３ｎｍである。
請求項１に記載の方法であって、
前記生体成分はグルコースであり、
前記Ｂは１１２０ｃｍ^-1である。
請求項１に記載の方法であって、
前記λ₁は７８５ｎｍであり、前記λ₂は８６０．７ｎｍである。
請求項３に記載の方法であって、
前記λ₁は７８５ｎｍであり、前記λ₂は８６０．７ｎｍである。
請求項１に記載の方法であって、
前記計測装置はコンピュータを備え、
前記コンピュータは前記検量線を記憶しており、
前記工程（Ｃ）において、前記コンピュータが前記生体成分の濃度を算出する。
請求項３に記載の方法であって、
前記計測装置はコンピュータを備え、
前記コンピュータは前記検量線を記憶しており、
前記工程（Ｃ）において、前記コンピュータが前記生体成分の濃度を算出する。
請求項４に記載の方法であって、
前記計測装置はコンピュータを備え、
前記コンピュータは前記検量線を記憶しており、
前記工程（Ｃ）において、前記コンピュータが前記生体成分の濃度を算出する。
請求項５に記載の方法であって、
前記計測装置はコンピュータを備え、
前記コンピュータは前記検量線を記憶しており、
前記工程（Ｃ）において、前記コンピュータが前記生体成分の濃度を算出する。