专利名称：测定生物体中所含的生物体成分的浓度的方法
技术领域：
本发明涉及测定生物体中所含的如葡萄糖那样的生物体成分的浓度的方法及用于该方法的计测装置。
背景技术：
根据照射到生物体上的光的反射光、散射光或透射光，计测该生物体中所含的如葡萄糖那样的生物体成分的浓度。更具体而言，观测生物体成分的喇曼散射光，根据该喇曼散射光的强度，计算生物体成分的浓度。专利文献I及专利文献2公开了通过光学方式测定葡萄糖浓度的方法。根据该方法，首先，粒子被嵌入皮肤上层中。该粒子含有在与葡萄糖反应时改变荧光特性的试剂。接着，从生物体外向粒子照射具有激励波长的光，经由皮肤测定粒子生成的荧光。根据所测定 的荧光，测定葡萄糖浓度。现有技术文献专利文献专利文献I :日本特表2004-510527号公报专利文献2 日本特表2007-537805号公报非专利文献非专利文献I :MeLissa F. Mrozek, and Michael J. Weaver, “Detectionand Identification of Aqueous Saccharides by Using Surface-Enhanced RamanSpectroscopy"，Analytical Chemistry, VoL 74，No. 16，4069-4075，200
发明内容
发明所要解决的技术问题本发明的目的在于，提供一种更准确地测定生物体成分中所含的浓度的方法。用于解决技术问题的方案为了解决上述技术问题，作为本发明的例示性实施方式，能够提供以下的方案。(I)测定生物体中所含的生物体成分的浓度的方法，具备以下的工序(a) (g)准备测定装置的工序(a)，其中，上述测定装置具备光源、光学滤波器及受光器；将来自上述光源的近似平行光经由皮肤表面上的位置照射到嵌入于上述皮肤中的粒子芯片上，以生成第一反射光的工序(b)，其中，上述粒子芯片具备基板及多个金属粒子;上述受光器经由上述光学滤波器接受上述第一反射光，得到第一信号Xa的工序(C)，在此，满足以下的等式(III)，入2= (IO7 A1)/ (IO7-B A1)* (III)X2 :透射滤波器的光的波长，A I :来自上述光源的光的波长
B :上述生物体成分固有的喇曼位移；使上述光源倾斜的工序(d);以上述粒子芯片不会被上述近似平行光照射的方式，向与上述位置相同的位置照射上述近似平行光，得到第二反射光的工序(e);上述受光器经由上述光学滤波器接受上述第二反射光，得到第二信号Xb的工序(f);以及根据上述第一信号Xa和上述第二信号Xb之间的差，计算上述生物体成分的浓度的工序(g)。(2)在第一个方案的方法中，上述生物体成分为葡萄糖，B为1120CHT1。(3)在第一个方案的方法中，同时实施工序(b)及工序(C)。 (4)在第一个方案的方法中，同时实施工序(d)及工序(e)。(5)在第一个方案的方法中，同时实施工序(d) 工序(f)。发明效果本发明的一实施方式提供一种更加正确测定生物体中所含的生物体成分的浓度的方法。
图I示出皮肤的截面图。图2不出粒子芯片3。图3示出计测装置。图4示出表面增强喇曼散射光。
具体实施例方式(实施方式I)下面，参照附图，对该例示的实施方式(实施方式I)的测定生物体成分的浓度的方法进行说明。图中记载的构成要素不一定是按比例示出的，有些地方为了明确举例示出本发明的原理而做了一些夸张。在本实施方式中，提供一种测定生物体中所含的生物体成分的浓度的方法。该方法具备在以下的段落中说明的工序(a) (g)。(工序(a))在工序(a)，准备测定装置。如图3所示，测定装置具备光源9、光学滤波器13及受光器14。测定装置根据需要，具备光路调制器10、透镜系统12、信号生成器15、锁定放大器16及计算机17。信号生成器15向光路调制器10供给用于改变光路并切换照射状态的调制信号。锁定放大器16把该调制信号用作参照信号，对来自受光器14的输出信号进行相位检波。计算机17根据锁定放大器16的输出信号，计算生物体成分的浓度。计算机17还控制信号生成器15。支持体18保持光路调制器10、透镜系统12、滤波器13及受光器14。(工序(b)及工序(C))图I是示出在图3中被虚线包围的皮肤的扩大截面图。在工序(b)中，如图I和图3所示，来自光源9的光透射皮肤的表面上的位置C。嵌入于皮肤中的粒子芯片3被透射的光照射，于是产生第I反射光6。在工序(c)中，如图I所示，第一反射光6因皮肤折射率(大体I. 37)及空气折射率(I)之差，在皮肤表面进行折射。之后，如图3所示，所折射的第一反射光6透射光学滤波器13，被受光器14受光。如上，得到第一信号Xa。最好同时进行工序(b )及工序(c )。如图I所示，皮肤具备表皮组织I、真皮组织2及皮下组织4。这些表皮组织I、真皮组织2及皮下组织4依次按该顺序层叠。表皮组织I位于生物体的表面。表皮组织I大体具有0. 2mm 0. 5mm的厚度。真皮组织2大体具有0. 5mm 2mm的厚度。粒子芯片3被嵌入真皮组织2中，保持浸在组织细胞间的体液即细胞间质液(interstitial fluid)中的状态。皮下组织4主要由脂肪组织构成。
在本说明书中使用的用语“体液”表示细胞间质液(interstitial fluid)。真皮组织2具有多个毛细血管，体液含有该毛细血管中的生物体成分。特别是，毛细血管壁对于葡萄糖具有较高的透射性，所以体液中的葡萄糖浓度与血糖值之间具有较高的相关性。光源9沿着图I中的z方向向皮肤照射近似平行光5。该近似平行光5的一例是具有785纳米的波长，并且是具有100微米直径的圆形光束形状的光。近似平行光5透射表皮组织1，到达粒子芯片3。近似平行光5在粒子芯片3上反射，在此生成第一反射光。图2示出粒子芯片3。粒子芯片3具备基板和配置在该基板的表面上的金属粒子8。金属粒子8的数量的一例大体为I万个。金属粒子8通过照射光，产生定域化表面等离子体共振。金属粒子8的一例是具有大体10纳米的直径及大体38纳米的长度的金纳米棒。代替金纳米棒，也可以使用具有被覆了如金或银那样的金属的表面的电介质粒子。该电介质粒子的例为二氧化硅。该金属粒子8具有785纳米的定域化表面等离子体共振波长。该金属粒子8具有大体70纳米的半值宽度。在本说明书中使用的用语“定域化表面等离子体共振波长”表示吸光的峰值波长。基板大体具有100微米的直径及大体100微米的厚度。基板材料的一例是丙烯树脂等的树脂、玻璃或硅。金属粒子8的各长轴方向配置成在X方向上平行。y方向在基板表面上与X方向正交。z方向是沿着基板的厚度的方向。美国专利申请公开第2010/0195106号公报详细公开粒子芯片3。美国专利申请公开第2010/0195106号公报与国际公开第2007/108453号公报及日本特开2007-248284号公报相对应。如图I所示，粒子芯片3以具备金属粒子8的面与表皮组织I平行的方式嵌入真皮组织2中。从表皮组织I到粒子芯片3的距离L大体为I. 5mm。当由近似平行光5照射粒子芯片3时，在金属粒子8上产生定域化表面等离子体共振，增强金属粒子8附近的电磁场强度。这导致位于金属粒子8的附近(0. 5 30纳米以内)的生物体物质的喇曼散射光的增强。如上，产生表面增强喇曼散射光。第一反射光包含该表面增强喇曼散射光。表面增强喇曼散射光的强度为通常的喇曼散射光的强度的IO4倍 IO9倍。因此，在金属粒子8的附近生成的表面增强喇曼散射光具有远大于在皮肤表面(包含角质层)、表皮组织I或真皮组织2中生成的喇曼散射光的强度。这表示在金属粒子8附近的体液中所含的生物体成分产生的喇曼散射光被有选择地增强。这样减小散射光及妨害成分的影响。如生物体中所含的葡萄糖那样的生物体成分的量远低于生物体中所含的妨害成分的量。因此，葡萄糖的通常的喇曼散射光的强度远远低于皮肤表面(表皮组织I的角质层)、表皮组织I或真皮组织2中所含的妨害成分的喇曼散射光的强度。基于以上理由，很难提取葡萄糖的通常的喇曼散射光。但是，由粒子芯片3有选择地增强真皮组织2中的体液所含的金属粒子8的附近的葡萄糖的喇曼散射光。与妨害物质的喇曼散射光的强度相比，有选择地使葡萄糖的喇曼散射光的强度较大。葡萄糖的表面增强喇曼散射光的强度与葡萄糖的浓度成比例，因此，根据葡萄糖的表面增强喇曼散射光的强度，计算葡萄糖的浓度。葡萄糖的浓度的计算的一例如以下说明。非专利文献I的图I示出葡萄糖的表面增强喇曼散射光谱。如非专利文献I的图 I所示，葡萄糖的表面增强喇曼散射光谱在lOOOcm—1 1500cm—1的喇曼位移的范围内，具有葡萄糖特有的多个峰值。在该多个峰值中，喇曼位移为1120 (cnT1)的峰值不与白蛋白及肌氨酸酐的喇曼散射光谱的峰值重叠。因此，该喇曼位移为1120 (cm—1)的表面增强喇曼散射光的强度仅与葡萄糖的浓度成比例。近似平行光5的波长为785纳米的情况下，把透射波长860. 7纳米的光的滤波器用作光学滤波器13。其理由如下所述。波长入和波数k之间的关系满足以下的等式(I)。k (cm-1) = IO7/ A (nm) (I)785nm的波长对应于12739CHT1的波数。因此，可以根据以下的等式计算具有1120cm—1的喇曼位移的葡萄糖所特有的喇曼散射光的波数。12739 (cm-1) -1120 (cm-1) = 11619 (cm-1)若用等式(I)换算，具有1120cm—1的喇曼位移的葡萄糖所特有的喇曼散射光的波长为 860. 7nm。光学滤波器13的一例具有860. 7纳米的中心波长，并且，具有3纳米的半值全宽度。该光学滤波器13的透射域为859. 2纳米 862. 2纳米。根据等式(I)，该透射域的波数为 11599cm 1 11639cm、图4表示照射光、表面增强喇曼散射光、喇曼位移及半值全宽度之间的关系。葡萄糖所特有的表面增强喇曼散射光谱的中心波长及其宽度在由光学滤波器13的投射波谱的中心波长及其宽度规定的允许透射的范围内。通过该设定，葡萄糖所特有的表面增强喇曼散射光透射光学滤波器13。但是，其他光不透过光学滤波器13。更具体而言，如图4所示，对于具有12739CHT1的波数的第一集束光5a，有选择地只透射具有llOOcnT1 IMOcnT1的喇曼位移的喇曼散射光。另一方面，该光学滤波器13有选择地限制包含妨害成分的喇曼散射光及第一反射光6的、不需要的波数的光的透射。具有llOOcnT1的喇曼位移的喇曼散射光的波数为11，639CHT1 (12，739cm_1-l, IOOcm^1=II, 639cnT1，具有IMOcnT1的喇曼位移的喇曼散射光的波数为11，599cm_1(12, 739cm_1-l, MOcnT1=Il，599cm—1)。这些值与光学滤波器13的透射域的端点的波数一致。
为了加大表面增强喇曼散射光的强度而增强第一集束光5a的强度时,反射光6的强度及妨害成分的喇曼散射光的强度也得到增强。但是，妨害成分的喇曼散射光及反射光6被光学滤波器13挡住，不到达受光器14。这样，能够只得到标的物质所特有的第一信号
Xb o根据下述等式(II)，计算为了检测葡萄糖的浓度而使用的光学滤波器13的中心波长\ 2。^ I表不第一集束光5a的波长。A 2 = (IO7 A ^/(10^1120 A (II)A 2 :光学滤波器13的中心波长A I :第一集束光5a的波长如上，通过利用实施方式I的计测装置，能够有选择地计测到具有1120CHT1的喇曼 位移的葡萄糖的表面增强喇曼散射光。当然，与通常的计测的情况同样，在计测时使用预先准备的检测线。为了计算具有BcnT1的喇曼位移的生物体物质的浓度，代替等式(II)而使用以下的等式(III)。入2=(IO7 A1VClO7-B. A1) (III)A 2 :光学滤波器13的中心波长X丨第一集束光5a的波长B :生物体成分的喇曼位移(工序(d) 工序(f))粗看的话，似乎经过工序(a) 工序(C)就能够检测到生物体成分的浓度。但是，所得到的浓度值不正确。其理由如以下说明。第一反射光6包含杂散光。杂散光降低测定精度。杂散光包含反射杂散光61及扩散杂散光71。通过向皮肤表面照射近似平行光5,从皮肤表面产生反射杂散光61。由在皮肤内部行进的近似平行光5，从皮肤内部生成扩散散射光71。反射杂散光61大大降低测定精度。另一方面，扩散散射光71几乎不降低测定精度。这是因为，反射杂散光61的强度始终比扩散散射光71的强度大。当折射率之差较大时，反射杂散光61的量也变大。近似平行光5从空气向皮肤内部行进。由于空气折射率和皮肤的折射率之间的较大的差(大体0. 37)，近似平行光5在皮肤表面较大地反射。另一方面，在皮肤内部，皮肤内部的折射率实质上一定(大体I.37)，因此，扩散散射光71的强度始终比反射杂散光61的强度弱。近似平行光5在皮肤的表面上向所有方向较大地反射，生成反射杂散光61。在位于皮肤的最表面的角质层(厚度10微米 20微米),生成反射杂散光61。反射杂散光61的强度等于照射光的强度的大体4 7%。反射杂散光61的强度根据角质层的表面粗度及具有不同的折射率的区域的分布而发生变化。另一方面，通常的喇曼散射光的强度为照射光的强度的10_16以下。表面增强喇曼散射光的强度为照射光的强度的10」以下。即，在皮肤表面生成的反射杂散光61的强度远大于所检测到的表面增强喇曼散射光的强度。因此，例如，即使反射杂散光61的强度极小，该反射杂散光61向受光器14的混入就能够使光传感器的输出信号饱和，使得不能够计测。
光学滤波器13减少混入光传感器中的第一反射杂散光61的量，能够防止受光器14饱和。但是，当透射光学滤波器13的光的透射率降低(即，光学滤波器13的遮断效果提高)时，喇曼散射光的透射率也降低。在实用上，透射光学滤波器13的光的透射率的最小值大体为1(T8。S卩，不会切断所有反射杂散光61, —部分第一反射杂散光61透射滤波器。该一部分第一反射杂散光61混入受光器14中，降低生物体成分的浓度的计测精度。并且，生物体具有一种具有与如葡萄糖的那样的生物体成分的喇曼波谱重合的喇曼波谱的物质。即使使用上述的光学滤波器13，也不会降低由该物质生成的喇曼散射光(以下，称作“妨害喇曼光”)。这也导致生物体成分的浓度的计测精度。为了解决上述问题，在本发明的该实施方式中，实施工序(d) 工序(f)。最好同时实施工序(d)及工序(e)。更好是同时实施工序(d) 工序(f)。(工序(d)) 首先，在工序(d)中，光源9倾斜。光源9的倾斜角度的例为3°以上20°以下。(工序(e))在工序(e)中，近似平行光5透射位置C。如图I所示，光源9倾斜，所以粒子芯片3不会照射到透过了位置C的近似平行光5。在工序(e)中，近似平行光5需要透射位置C。S卩，近似平行光5不能使近似平行光5照射到位置C以外的皮肤表面的位置。其理由如下所述。皮肤表面的光学特性取决于表面粗度、折射率的分布及妨害成分的浓度。即使是同一生物体，皮肤表面的光学特性也不均匀。即，光学特性根据皮肤表面上的位置而不同。因此，即使由具有同一强度的光照射同一生物体，反射杂散光61的强度也会根据被光照射的位置而不同。因此，在工序(e)中，近似平行光5需要透射位置C。与工序(b)的情况同样，在工序(e)中，产生反射杂散光。在工序(e)中生成的反射杂散光叫作第二反射杂散光62。当然，第二反射杂散光62不包含表面增强喇曼散射光。这是因为，光源9倾斜。与工序(c)的情况同样，在工序(f)中，受光器14经由光学滤波器13接受第二反射杂散光62，得到第二信号Xb。最后，在工序(g)中，从第一信号Xa减去第二信号Xb，计算它们的差。根据该差，能够计算生物体成分的浓度。计算机17计算它们。从第一信号Xa减去第二信号Xb的计算抵消掉使测定精度大幅降低的反射杂散光61。妨害喇曼光也被抵消掉。即，上述差不包含反射杂散光61或妨害喇曼光的成分。因此，经过工序(a) 工序(f)得到的浓度比仅经过工序(a) 工序(C)得到的浓度更正确。工业实用性本发明的一实施方式能够测定生物体的物质(例如，葡萄糖)的浓度。附图标记说明I表皮组织2真皮组织3粒子芯片4皮下组织5近似平行光
6反射光71扩散散射光8金属粒子9 光源10偏光调制器12透镜系统13光学滤波器14受光器
15信号生成器16 锁定放大器(Lock-in amplifier)17计算机18支持体
权利要求
1.一种测定生物体中所含的生物体成分的浓度的方法，其特征在于，具备以下的工序a g : 准备测定装置的工序a，其中，上述测定装置具备光源、光学滤波器及受光器； 将来自上述光源的近似平行光经由皮肤表面上的位置照射到嵌入于上述皮肤中的粒子芯片上，以生成第一反射光的工序b，其中，上述粒子芯片具备基板及多个金属粒子；上述受光器经由上述光学滤波器接受上述第一反射光，得到第一信号(Xa)的工序C，在此，满足以下的等式(III)，入2= (IO7 A1VdO7-B. A1) . (III) 入2 :透射滤波器的光的波长， 入工来自上述光源的光的波长， B :上述生物体成分固有的喇曼位移， 使上述光源倾斜的工序d ； 以上述粒子芯片不会被上述近似平行光照射的方式，向与上述位置相同的位置照射上述近似平行光，得到第二反射光的工序e ; 上述受光器经由上述光学滤波器接受上述第二反射光，得到第二信号(Xb)的工序f;以及 根据上述第一信号(Xa)和上述第二信号(Xb)之间的差，计算上述生物体成分的浓度的工序g。
2.根据权利要求I所述的方法，其特征在于，上述生物体成分为葡萄糖，B为1120CHT1。
3.根据权利要求I所述的方法，其特征在于，同时实施工序b及工序C。
4.根据权利要求I所述的方法，其特征在于，同时实施工序d及工序e。
5.根据权利要求I所述的方法，其特征在于，同时实施工序d 工序f。
全文摘要
本发明的目的之一是提供一种更正确地测定生物体成分中所含浓度的方法。本发明的测定生物体中所含的生物体成分的浓度的测定方法，包括准备具备光源、光学滤波器及受光器的测定装置的工序；经由皮肤表面上的位置，向嵌入于皮肤中的粒子芯片照射来自该光源的近似平行光的工序；使光源倾斜的工序；以及根据在该光源倾斜的工序的前后的信号之差计算上述生物体成分的浓度的工序。
文档编号A61B5/1455GK102781325SQ20118001157
公开日2012年11月14日 申请日期2011年9月29日 优先权日2010年10月6日
发明者南口胜, 河村达朗, 盐井正彦 申请人:松下电器产业株式会社