生物体物质测量装置的制作方法

本发明涉及生物体物质测量装置，尤其涉及使用红外光测量在生物体内存在的糖等生物体物质的生物体物质测量装置。

背景技术：

传统的侵入型传感器使用针进行采血，分析生物体中的物质的成分。尤其地，关于日常使用的血糖值传感器，需要非侵入方式，以便缓和穿刺导致的患者的痛苦。作为非侵入血糖值传感器，尝试了利用能够直接检测糖的指纹图谱的红外光的测量，但是由于水对红外光的吸收强，红外光无法从皮肤表面到达深处。因此，需要一种即使生物体中糖导致的吸收小也能稳定且高精度地检测血糖值的技术。

针对这样的要求，在例如专利文献1(日本特开2003-42952号公报)所记载的装置中，通过使用了atr(attenuatedtotalreflection，衰减全反射)棱镜的测量来提高sn比。在atr棱镜中传播的红外光在被测量皮肤与atr棱镜的界面处重复全反射。在发生全反射的界面处产生瞬逝光而进入被测量皮肤。由于瞬逝光被水、糖以及其他生物体物质吸收以及散射，因此在atr棱镜中传播的红外光的强度衰减。因此，重复全反射的次数越多，传播的红外光的强度越衰减。在该文献中，通过使用半导体的量子级联作为红外光源，能够小型化至能够装配于手机的程度。

在专利文献2(日本特开2015-173935号公报)中记载有如下内容：考虑到当atr棱镜与被测量皮肤之间产生了间隙时，红外光不能到达被测量皮肤的情况，为了确认atr棱镜与被测量皮肤的紧贴度，在atr棱镜附近设置力传感器。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2003-42952号公报

专利文献2：日本特开2015-173935号公报

技术实现要素：

皮肤包括表面附近的表皮和表皮之下的真皮。表皮从表面附近开始依次包含角质层、颗粒层、棘层以及基底层。糖以及其他生物体物质被认为存在于表皮中的组织间质液中，反映表皮的构造而在深度方向不均匀地分布。

当通过atr棱镜与皮肤表面的接触而表皮受到应力时，表皮的构造产生应变。当atr棱镜与皮肤表面的接触状态改变时，由于皮肤表面从atr棱镜受到的接触应力改变，因此表皮内的组织间质液的分布也变化，被糖以及其他生物体物质吸收的红外光的瞬逝光的强度产生偏差。

在专利文献2中，虽然在atr棱镜的附近设置力传感器而间接地监视间隙的有无，但是未必能够高精度地测量atr棱镜与被测量皮肤之间的接触状态。

因此，本发明的目的在于提供一种能够在高精度地测量出atr棱镜与被测量皮肤之间的接触状态的基础上，测量被测量皮肤内的生物体物质的量的生物体物质测量装置。

本发明的某个方面的生物体物质测量装置具备：红外光源，放射生物体物质的吸收波长的整个区域或者一部分的波长区域的红外光放射红外光；atr棱镜，从红外光源发出的红外光入射于第一端面，入射的红外光一边在第二端面以及第三端面重复全反射一边透射内部，透射的红外光从第四端面出射；红外光检测器，将从atr棱镜出射的红外光分离波长而检测；以及接触传感器，构成为安装于atr棱镜，检测atr棱镜与生物体表面的接触状态。

根据本发明的某个侧面，通过使用接触传感器，能够高精度地测量atr棱镜与被测量皮肤之间的接触状态。

附图说明

图1为表示实施方式的便携型非侵入血糖值传感器80的使用例的图。

图2为表示实施方式1的便携型非侵入血糖值传感器80的结构的图。

图3为示出糖的指纹图谱的图。

图4为示出实施方式1的非侵入血糖值传感器80的头部的构造的图。

图5为用于说明使用了应变传感器37a、37b、37c的测量被测量皮肤49与atr棱镜20的接触状态的方法的图。

图6为表示实施方式1的非侵入血糖值传感器的动作次序的流程图。

图7为示出实施方式2的非侵入血糖值传感器的传感器头部的构造的图。

图8为用于说明使用了表面弹性波发生部39以及表面弹性波检测部40的测量atr棱镜20与被测量皮肤49的接触状态的方法的图。

图9为表示当接触压力为p1、p2时由检测电路62检测出的交流电压的概略的图。

图10为表示实施方式3的非侵入血糖值传感器的概略的图。

图11为从与被测量皮肤49的接触面观察具有一维衍射光栅的atr棱镜20的图。

图12为沿图11的atr棱镜20的a-a′的剖视图。

图13为从与被测量皮肤49的接触面观察二维衍射光栅atr棱镜20的图。

图14为沿图13的atr棱镜20的b-b′的剖视图。

图15为实施方式3的红外光检测器30所包含的传感器阵列1000的示意图。

图16为表示atr棱镜20与被测量皮肤49的接触状态为最佳接触状态时的情形的图。

图17为表示实施方式5的atr棱镜20的图。

图18为图17的atr棱镜20的俯视图。

图19为表示实施方式6的红外光检测器30的结构的图。

图20为实施方式6的半导体光学元件100的俯视图。

图21为省略了吸收体10的半导体光学元件100的俯视图。

图22为在从iii-iii方向观察图21的半导体光学元件100的情况下的剖视图(包含吸收体10等)。

图23为表示半导体光学元件100所包含的吸收体10的图。

(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：放射红外光；12：绝缘膜；13：防吸收膜；14：金属层；16：介电膜；18：衍射光栅；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；36：支承台；37a、37b、37c：应变；38a、38b、38c：测量电路；39：表面弹性波发生部；40：表面弹性波检测部；41：交流电压源；42：金属膜；43：主体；45：凹部；49：被测量皮肤；52：控制部；54：用户接口；60：金属薄膜；62：检测电路；65：金属贴片；100：半导体光学元件；110、120：非冷却红外线传感器；501：显示器；502：振动器；503：键盘；504：扬声器；1000：传感器阵列；1010：检测电路。

具体实施方式

以下，使用附图对本发明的实施方式进行说明。

实施方式1.

以下，列举以血糖值作为测量对象的示例而进行说明，但本发明的测量装置并不限于血糖值的测量，也能够适用于其他生物体物质的测量。

图1为表示实施方式的便携型非侵入血糖值传感器80的使用例的图。

如图1所示，使便携型非侵入血糖值传感器80的头部接触受试者的角质薄的嘴唇而测量受试者的生物体内的血糖值。被测量部位优选为角质薄的嘴唇，但不限于此，只要是除了像手掌这样的角质厚的部位以外的部位即可。例如，也可以测量脸颊、耳垂、手背。

图2为表示实施方式1的便携型非侵入血糖值传感器80的结构的图。

非侵入血糖值传感器80具备atr棱镜20、红外光源32、红外光检测器30、控制部52和用户接口54。

红外光源32放射生物体物质的吸收波长的整个区域或者一部分的波长区域的红外光。

红外光检测器30检测从atr棱镜20出射的红外光。

控制部52控制红外光源32以及红外光检测器30。控制部52基于由红外光检测器30检测出的红外光的强度来计算生物体中的血糖值的浓度。

用户接口54包括显示器501、振动器502以及键盘503。

在非侵入血糖值传感器80的头部装配有atr棱镜20。atr棱镜20与作为受试者的生物体表面的被测量皮肤49接触。如图1所示，当使atr棱镜20与受试者的生物体表面接触而启动非侵入血糖值传感器80时，从红外光源32放射包含糖的指纹图谱的波长范围8.5μm～10μm的全部的波长区域或者其一部分的波长区域的红外光。图3为示出糖的指纹图谱的图。

从红外光源32出射的入射红外光11a在atr棱镜20的端面20c反射，成为传播红外光11b。传播红外光11b一边在与被测量皮肤49接触的atr棱镜20的端面20a以及20b重复全反射一边透射该atr棱镜20的内部。透射了atr棱镜20内的传播红外光11b在atr棱镜20的端面20d反射，成为放射红外光11c。放射红外光11c的强度由红外光检测器30检测。

在全反射中的atr棱镜20与被测量皮肤49的界面(端面20a)产生瞬逝光。该瞬逝光进入被测量皮肤49内，被糖吸收。

当皮肤与atr棱镜20的折射率差小时，瞬逝光变大。另外，在界面(端面20a)全反射时从atr棱镜20漏出至被测量皮肤49侧的瞬逝光由被测量皮肤49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。因此，由于当被测量皮肤49内生物体物质多时瞬逝光被吸收得更多，因此全反射的红外光的强度的衰减也变大。

皮肤包括表面附近的表皮和表皮之下的真皮。表皮从表面附近开始依次包含角质层、颗粒层、棘层以及基底层。各层的厚度约为10μm、几μm、100μm、几μm。在基底层生成细胞，细胞堆积于棘层。在颗粒层由于水分(组织间质液)无法到达而细胞死亡。在角质层，死亡的细胞成为硬化后的状态。糖以及其他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棘层增加。因此，根据瞬逝光的进入长度，全反射的红外光的强度也变化。

瞬逝光在从界面到被测量皮肤49的方向呈指数函数衰减，其进入长度约为波长。因而，通过使用了atr棱镜20的分光能够测量直至进入长度的领域的生物体物质的量。例如，因为糖的指纹图谱为波长8.5μm～10μm，因此能够检测从atr棱镜20的棱镜面约8.5μm～10μm的领域的糖的量。

图4为示出实施方式1的非侵入血糖值传感器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32、红外光检测器30、支承台36以及应变传感器37a、37b、37c。

atr棱镜20具有长方体被削去一部分后的形状。atr棱镜的剖面具有以一定角度将长方形的2个顶角削去后的形状。将如图4所示那样被削去了顶角的短的面作为与被测量皮肤49接触的测量面而与皮肤接触。以atr棱镜20内的传播红外光11b在atr棱镜20的端面20a以及20b全反射的方式设定atr棱镜20的端面20c的角度。另外，以放射红外光11c向着红外光检测器30的方式设定atr棱镜20的端面20d的角度。

来自红外光源32的入射红外光11a入射的端面20c以及放射红外光11c向红外光检测器30出射的端面20d施有无反射涂层。或者，也可以对入射面20c以及出射面20d进行切削，以使来自红外光源32的入射红外光11a变成p偏振光(偏振平行于基板50)，入射角/出射角变成布鲁斯特角。

作为atr棱镜20的材料，使用在中红外领域为透明且折射率比较小的单晶硫化锌(zns)。此外，atr棱镜20的材料并不限于单晶硫化锌(zns)，也可以为如硒化锌(znse)那样的公知的材料。在atr棱镜20的与皮肤的接触面20a涂敷有sio2或sin等的薄膜以避免对人体有害。

使用例如量子级联激光模块作为红外光源32。由于量子级联激光器为单一光源，输出大，sn比(signal-to-noiseratio，信噪比)高，因此能够实现高精度的测量。在量子级联激光模块装配有用于使光束准直的透镜。量子级联激光放射糖的指纹图谱存在的波长范围8.5μm～10μm的全部波长区域或者一部分的波长区域的红外光。

红外光源32放射包含糖的指纹图谱的波长的波长范围8.5μm～10μm的全部的波长区域或者一部分的波长区域的红外光。

红外光检测器30为装配有mems(microelectromechanicalsystems，微机电系统)型传感器、或者热电堆等非冷却传感器的传感器模块。传感器模块具备前置放大器等电路以及用于向传感器元件聚光的透镜。

图5为用于说明使用了应变传感器37a、37b、37c的测量被测量皮肤49与atr棱镜20的接触状态的方法的图。

如图5所示，在基板50上配置有atr棱镜20、红外光源32、红外光检测器30、支承台36。

支承台36支承atr棱镜20。

atr棱镜20安装有作为用于测量来自与被测量皮肤49的接触面的应力的接触传感器的一种的应变传感器37a、37b、37c。应变传感器37a、37b、37c测量与基板50以及支承台36之间的应力。应变传感器37a、37b、37c被配置于不与被测量皮肤49直接接触的位置。

在atr棱镜20的多个面中，第一面与基板50接触，该第一面为与和被测量皮肤49接触的测量面垂直的面。

在atr棱镜20的多个面中，第二面与支承台36接触，该第二面为与和被测量皮肤49接触的测量面对置的面。

应变传感器37a、37b被安装于第二面，即与支承台36接触的atr棱镜20的面。应变传感器37c被安装于第一面，即与基板50接触的atr棱镜20的面。

测量电路38a、38b、38c测量应变传感器37a、37b、37c的电阻值。

通过在与支承台36的接触面设置多个应变传感器37a、37b，不仅能够得到atr棱镜20与被测量皮肤49之间的接触应力的信息，还能够得到接触角度的信息。例如，能够根据应变传感器37a和37b的输出值的平均值来计算按压力。能够根据应变传感器37a和37b的输出值的差分值来计算atr棱镜20的长边方向的接触角度。另外，在应变传感器37a和应变传感器37b的输出值的平均值的基础上，通过使用来自应变传感器37c的输出值，能够得到短边方向的接触角度的信息。

能够采用电阻根据所施加的力引起的伸缩应变而变化的金属细线作为应变传感器37a、37b、37c。通过对金属细线施加应变，当长度l变化了仅δl时，如果电阻r变化了仅δr，则以下的式成立。

(δr/r)＝ks·(δl/l)＝ks·ε…(1)

在此，ks为表示应变仪的灵敏度的系数，ε为应变量。由于δr小，因此能够使用惠斯通电桥电路。

控制部52使用从测量电路38a、38b、38c发送的应变传感器37a、37b、37c的电阻ra、rb、rc和电阻ra、rb、rc的初始值ra0、rb0、rc0(atr棱镜20不与被测量皮肤49接触时的电阻值)，求出从应变传感器37a、37b、37c的长度的初始值(不与被测量皮肤49接触时的长度)变化后的长度δla、δlb、δlc。控制部52基于δla、δlb、δlc，如上述那样计算atr棱镜20与被测量皮肤49之间的接触应力以及接触角度。

如上所述，在本实施方式中，利用应变传感器37a、37b、37c，计算atr棱镜20与被测量皮肤49之间的接触应力，从而应变传感器37a、37b、37c不与被测量皮肤49直接接触，就能进行测量。其结果是在本实施方式中，由于atr棱镜20与被测量皮肤49的接触领域的自由度高，因此能够减轻测量对被测量者的负担。另外，在本实施方式中，由于测量领域变大，因此测量的精度变高。

图6为表示实施方式1的非侵入血糖值传感器的动作次序的流程图。

在步骤s101中，控制部52判断是否通过键盘503指示了测量开始。在用户指示了测量开始的情况下，处理进入步骤s102。

在步骤s102中，控制部52通过使得从扬声器504输出消息声音或者使振动器502振动，传达催促开始atr棱镜20向被测量皮肤49的接触的消息。例如，输出“为了准备测量，请使传感器前端部接触嘴唇”等消息声音。也可以进而通过输出“请调整传感器前端部”等消息声音，催促进行接触部的调整。

在步骤s103中，控制部52开始测量atr棱镜20与被测量皮肤49的接触状态。控制部52基于应变传感器37a、37b、37c的电阻值，计算atr棱镜20与被测量皮肤49之间的接触状态，即接触应力以及接触角度。

在步骤s104中，控制部52判定测量出的接触状态是否满足能够确保检测精度的条件。在此，条件能够设为例如接触应力设为在某个规定的范围内或者某个阈值以上。在满足了条件的情况下，处理进入步骤s105。

在步骤s105中，控制部52通过从扬声器504输出“传感器前端部的调整已完成”等消息声音，向用户传达接触调整完成。

在步骤s106中，控制部52通过从扬声器504输出“接下来，开始测量”等消息声音，向用户传达血糖值的测量开始。

在步骤s107中，控制部52开始血糖值的测量。

在步骤s108中，控制部52判定血糖值的测量是否完成。在完成的情况下，处理进入步骤s109。

在步骤s109中，控制部52从扬声器504输出“测量已完成”等消息声音。

在步骤s110中，控制部52基于测量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。

如上所述，根据本实施方式，通过使用安装于atr棱镜的应变传感器，能够高精度地测量atr棱镜与被测量皮肤之间的接触状态。

实施方式2.

图7为示出实施方式2的非侵入血糖值传感器的传感器头部的构造的图。该传感器头部具备基板50、atr棱镜20、红外光源32、红外光检测器30以及作为接触传感器的一种的表面弹性波器件。表面弹性波器件包括表面弹性波发生部39以及表面弹性波检测部40。

由于基板50、atr棱镜20、红外光源32、红外光检测器30与实施方式1相同，因此不重复说明。

atr棱镜20具有与实施方式1同样的形状以及材料，施有同样的涂层。构成atr棱镜20的如zns或者znse这样的不具有中心对称性的晶体示出压电特性，具有当施加了电压时应变的性质。

图8为用于说明使用了表面弹性波发生部39以及表面弹性波检测部40的测量atr棱镜20与被测量皮肤49的接触状态的方法的图。

如图8所示，表面弹性波发生部39包括第一梳状电极，该第一梳状电极形成于atr棱镜20的多个面中的与被测量皮肤49接触的测量面的一端。第一梳状电极连接于交流电压源41。当被施加了来自交流电压源41的交流电压时，第一梳状电极产生表面弹性波。

表面弹性波检测部40包括第二梳状电极，该第二梳状电极形成于atr棱镜20的多个面中的与被测量皮肤49接触的测量面的另一端。第二梳状电极连接于检测电路62。

由于atr棱镜20与被测量皮肤49的接触应力，从表面弹性波发生部39输出而在atr棱镜20的测量面传播的表面弹性波的振幅或者传播速度发生变化。

表面弹性波检测部40检测在atr棱镜20的面传播的表面弹性波，输出与表面弹性波的振幅和相位对应的交流电压。检测电路62检测从表面弹性波检测部40输出的交流电压的振幅和相位。控制部52基于从表面弹性波检测部40输出的交流电压的振幅和相位，求出在atr棱镜20的测量面传导的表面弹性波的振幅以及传播速度。控制部52基于表面弹性波的振幅以及传播速度，求出atr棱镜20与被测量皮肤49的接触应力。

图9为表示当接触压力为p1、p2时由检测电路62检测出的交流电压的概略的图。

在图9中，p1＜p2。大的接触压力p2处的交流电压的振幅比小的接触压力p1处的交流电压的振幅小。另外，大的接触压力p2处的交流电压的相位比小的接触压力p1处的交流电压的相位超前。因此，当接触压力变大时，在atr棱镜20的面传播的表面弹性波的振幅变小，传播速度变大。

如上所述，根据本实施方式，通过使用安装于atr棱镜的表面弹性波器件，能够高精度地测量atr棱镜与被测量皮肤之间的接触状态。

实施方式3.

图10为表示实施方式3的非侵入血糖值传感器的概略的图。

从红外光源32出射的光到达atr棱镜20，通过了atr棱镜20内的入射光到达红外光检测器30。

红外光源32输出会被人体的糖吸收的波长λ1的光以及不会被人体的糖吸收的参照用的波长λ2的红外光。在此，通过使波长λ1、λ2为非常接近的值，从背景或人体放射的红外线的影响几乎相等，因此能够将噪声的影响抑制为最低限度。

在atr棱镜20的与被测量皮肤49接触的面设置衍射光栅18。衍射光栅18可以为具有一维周期性图案的衍射光栅(以下称为一维衍射光栅)，也可以为具有二维周期性凹凸图案的衍射光栅(以下称为二维衍射光栅)。

图11以及图12为表示具有一维衍射光栅的衍射光栅的图。图11为从与被测量皮肤49的接触面观察具有一维衍射光栅的atr棱镜20的图。图12为沿图11的atr棱镜20的a-a′的剖视图。

图13以及图14为表示具有二维衍射光栅的衍射光栅的图。图13为从与被测量皮肤49的接触面观察二维衍射光栅atr棱镜20的图。图14为沿图13的atr棱镜20的b-b′的剖视图。

在一维衍射光栅的情况下，是否产生衍射现象，即是否产生共振，很大程度上依赖于偏振。衍射光栅与从红外光源32出射的光(入射光)的相互作用根据一维衍射光栅的槽的方向和电场的方向(偏振)而变化。例如，在槽的方向与电场的方向正交的情况下，容易产生衍射现象。另一方面，由于二维衍射光栅在xy方向具有图案，与具有仅一维的x方向的图案的一维衍射光栅相比较，二维衍射光栅的衍射现象虽然不能说在很大程度上依赖于偏振，但是多少会依赖于偏振。因此，通过预先使入射光具有偏振，能够易于产生衍射现象。

根据衍射光栅18的图案、红外光源32照射的光的波长λ1、λ2、波长λ1的光的偏振和波长λ2的光的偏振，确定波长λ1的光的反射角θ1以及波长λ2的光的反射角θ2。因此，红外光检测器30被配置于能够垂直地接受从atr棱镜20以反射角θ1、θ2出射的光的位置。

通过在atr棱镜20的与被测量皮肤49接触的面设置衍射光栅18，入射光在表面的衍射光栅18衍射。在衍射光栅18的表面设置金等的金属薄膜60。据此，产生衍射光栅18的表面等离子体共振。如果确定了金属薄膜60的厚度以及金属的种类，则向发生表面等离子体共振的衍射光栅18的光的入射角度由波长确定。由此，以由特定的波长决定的入射角度产生表面等离子体，因此根据与衍射光栅18相接触的物体(即金属薄膜60)能够敏感地决定波长以及入射角度。通过预先设计好该特性，能够通过入射红外光高精度地测量对象物(被测量皮肤49)内的生物体物质。

表面等离子体的大小根据衍射光栅18的周期和深度或者凹凸的大小而改变。通过以使信号光(波长λ1、λ2)在表面传播或者产生伍德异常(wood’sanomaly)的方式调整衍射光栅18的周期和深度，能够使表面等离子体最大。当表面等离子体变为最大，即，电磁场的增强变为最大时，这些波长λ1、λ2处的血糖的对瞬逝光的吸收变为最大，从而能够提高血糖的检测灵敏度。

进而，能够通过入射角度以及波长进行精细的控制。也能够通过衍射光栅18的周期性构造来控制表面等离子体共振的波长以及产生共振的入射角度。

从atr棱镜20放射出的放射红外光11c被红外光检测器30接收。图15为实施方式3的红外光检测器30所包含的传感器阵列1000的示意图。传感器阵列1000包括检测各不相同的波长的光的非冷却红外线传感器(以下也称为传感器像素)110、120。

传感器像素110、120分别例如在受光部表面包含利用了等离子体共振的波长选择构造部11。使波长选择构造部11的二维周期性构造的周期与波长λ1或者λ2大致相等。通过这样的构造，能够检测选择的波长λ1或者λ2的红外光。由于通过使用包含仅探测选择的波长λ1或者λ2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量，因此能够实现在短时间的测量。利用红外光检测器30具有波长选择性，能够阻挡信号光(波长λ1、λ2)以外的噪声，例如从人体或者环境放射出的光。

红外光检测器30的传感器像素110、120检测波长λ1、λ2的红外光。波长λ1的红外光不仅会被糖吸收，还会被水以及其他生物体物质吸收，与之相对，波长λ2的红外光不会被糖吸收，而会被水以及其他生物体物质吸收。因此，控制部52使用波长λ2的红外光的强度修正检测出的波长λ1的红外光的强度，从而求出由糖所致的吸收量。据此，能够提高测量精度。

衍射光栅18对红外光的折射率根据atr棱镜20与被测量皮肤49之间的接触的紧贴度(即接触应力的大小)而变化。来自衍射光栅18的光的反射角根据折射率的变化而变化。由此，红外光的出射角度由紧贴度唯一地决定。因此，通过使用红外光检测器30，能够判别紧贴度。

预先求出与被测量皮肤49和atr棱镜20之间的接触的紧贴度(接触应力)对应的折射率以及与该折射率对应的来自衍射光栅18的光的反射角，即红外光的从atr棱镜20出射的出射角。

在测量生物体物质时，使红外光检测器30以atr棱镜20的红外光的出射点为中心旋转。控制部52求出红外光检测器30检测出红外光时的从atr棱镜20出射的出射角。控制部52求出与求出的出射角对应的被测量皮肤49与atr棱镜20之间的接触的紧贴度(接触应力)。在本实施方式中，在此求出的接触应力被用于图6的步骤s104。

如上所述，在本实施方式中，由于通过利用衍射光栅18和红外光检测器30的敏感的波长以及入射角度依赖特性能够高精度地判定atr棱镜20是否与被测量皮肤49紧贴，因此提高了血糖值的测量精度。

此外，为了排除来自外部的影响，也可以通过斩波器对红外光检测器30检测出的红外光进行斩波。此时，也可以以一定的频率对红外光源32自身进行脉冲驱动，通过使用该频率来进行斩波，提高检测灵敏度。

实施方式4.

通过将atr棱镜20按压于被测量皮肤49，被测量皮肤49进入衍射光栅18之间，因此与按压前相比折射率发生变化。

将被测量皮肤49进入衍射光栅18的整个槽部分而衍射光栅18与被测量皮肤49没有间隙地最紧贴地接触的状态作为最佳接触状态。在最佳接触状态下，糖对瞬逝光的吸收变为最大，反射光的强度变为最小。

图16为表示atr棱镜20与被测量皮肤49的接触状态为最佳接触状态时的情形的图。

通过计算预先求出最佳接触状态的红外光的折射率，基于最佳接触状态的折射率，预先求出来自衍射光栅18的光的反射角度。通过在该反射角度的方向配置红外光检测器30，仅在最佳接触状态下，红外光检测器30垂直地接受来自atr棱镜20的出射光。虽然在不是最佳接触状态的情况下，红外光也入射于红外光检测器30，但是由于如后述那样入射角度不是垂直的，因此无法获得来自红外光检测器30的输出。

如上所述，根据本实施方式，能够仅在atr棱镜与被测量皮肤处于最佳接触状态时测量生物体物质的量。

实施方式5.

图17为表示实施方式5的atr棱镜20的图。图18为图17的atr棱镜20的俯视图。

在实施方式5中，在atr棱镜20的与被测量皮肤49的接触面周期性地配置金属贴片65，而不是衍射光栅。金属贴片65优选为正方形、圆形或者十字形等。另外，优选将金属贴片65二维周期性地配置为正方网格或者三角网格状。在金属贴片65为长方形或椭圆等情况下，在二维面内成为非对称形状，产生偏振依赖性。

金属贴片65为50～100nm的薄膜。在该厚度与作为对象的波长相比足够小的情况下，例如小到1/100左右的情况下，不再产生衍射。在该情况下，等离子体共振由金属贴片65的大小以及周期决定，不再依赖于红外光向atr棱镜20的入射角度。另外，周边的环境对等离子体共振波长影响大。即，共振波长由被测量皮肤49与atr棱镜20的接触状态的紧贴度决定。例如，在金属贴片65为边长2微米的正方形的情况下，在周围为空气的情况(即，在被测量皮肤49与atr棱镜20之间存在间隙的情况)，并以3微米为周期二维周期性地进行配置的情况下，共振波长为10微米左右。当被测量皮肤49与atr棱镜20之间的紧贴度改变时，该值也变化。

因此，当atr棱镜20与被测量皮肤49的接触状态为最紧贴时，以在从红外光源32输出的红外光的波长λ处产生等离子体共振的方式调整金属贴片65的大小以及周期。在红外光检测器30中，当检测出的红外光的强度变为最大时，能够判定atr棱镜20与被测量皮肤49的接触状态为最紧贴。

在本实施方式中，共振波长不依赖红外光向atr棱镜20的入射角度，因此变得不关注相对于红外光源32设置atr棱镜20的角度的精度。由此，具有如作为便携仪器而变得抗振动等的精度提高的效果。

如上所述，根据本实施方式，能够仅在atr棱镜与被测量皮肤为最佳接触状态时，测量生物体物质的量。

实施方式6.

图19为表示实施方式6的红外光检测器30的结构的图。

该红外光检测器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、检测电路1010。

传感器阵列1000具备呈行列状配置的9×6个像素(半导体光学元件)100。在基板1上在x轴以及y轴方向呈矩阵状(阵列状)配置有9×6个半导体光学元件100。光从与z轴平行的方向入射。

检测电路1010被设置于传感器阵列1000的周围。检测电路1010通过处理半导体光学元件100检测出的信号来检测图像。检测电路1010在检测波长少的情况下不需要检测图像，而是检测来自各元件的输出即可。

以下使用热型红外线传感器作为半导体光学元件100的一个示例进行说明。

图20为半导体光学元件100的俯视图。半导体光学元件100包含吸收体10。

图21为省略了吸收体10的半导体光学元件100的俯视图。在图21中，为了清楚起见省略了布线上的保护膜或反射膜。图22为在向图21的iii-iii方向观察半导体光学元件100的情况下的剖视图(包含吸收体10等)。图23为表示半导体光学元件100所包含的吸收体10的图。

如图19～图22所示，半导体光学元件100包括例如由硅形成的基板1。基板1设置有中空部2。探测温度的温度探测部4被配置于中空部2之上，温度探测部4由2个支承脚3支承。如图21所示，从上方观察时支承脚3具有呈l字型弯曲的桥形。支承脚3包括薄膜金属布线6和支撑薄膜金属布线6的介电膜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例如包括使用了晶体硅的二极管。支承脚3也设置有薄膜金属布线6，将由绝缘膜12遮盖的铝布线7与探测膜5电气地连接。薄膜金属布线6例如由厚度100nm的钛合金形成。探测膜5输出的电气信号经由形成于支承脚3的薄膜金属布线6传导至铝布线7，并由图19的检测电路1010提取。也可以根据需要通过在上下方向延伸的导体(未图示)来进行薄膜金属布线6与探测膜5之间以及薄膜金属布线6与铝布线7之间的电气连接。

反射红外线的反射膜8被配置为覆盖中空部2。但是，其被配置为在反射膜8和温度探测部4未被热连接的状态下覆盖支承脚3的至少一部分的上方。

如图22所示，在温度探测部4的上方设置有支承柱9。在支承柱9之上支承着吸收体10。即，吸收体10通过支承柱9与温度探测部4连接。由于吸收体10与温度探测部4热连接，因此在吸收体10产生的温度变化传导至温度探测部4。

另一方面，吸收体10以不与反射膜8热连接的状态配置于反射膜8的上方。吸收体10以覆盖反射膜8的至少一部分的方式在侧方呈板状扩展。因此，如图20所示，当从上方观察半导体光学元件100时仅能看见吸收体10。作为其他实施方式，吸收体10也可以直接形成于温度探测部4的正上方。

在本实施方式的情况下，如图22所示，在吸收体10的表面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，即支承柱9侧，设置有防止吸收来自背面的光的防吸收膜13。通过这样的结构，在吸收体10中，能够选择性地吸收某个波长的光。此外，由于在波长选择构造部11中也存在产生光的吸收的情况，因此在本实施方式中，吸收体10包括波长选择构造部11。

接下来，对波长选择构造部11利用表面等离子体的构造的情况进行说明。当在光的入射面设置有由金属形成的周期性构造时，以与表面周期性构造相对应的波长产生表面等离子体，产生光的吸收。因此，能够以金属形成吸收体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性构造来控制吸收体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做出贡献的现象和基于周期性构造的表面模式的生成，从吸收的观点而言认为是同义，不将两者区别，两者均被称为表面等离子体、表面等离子体共振或者简单称为共振。另外，虽然也有被称为伪表面等离子体、特异材料的情况，但是作为从吸收的观点观察到的现象，作为同样的现象来处理。另外，本实施方式的结构对于红外线以外的波长区域，例如可见光、近红外、thz领域的波长的光也有效。

如图23所示，波长选择构造部11包括金属膜42、主体43和凹部45，该波长选择构造部11被设置于吸收体10的表面，选择性地增加对某个波长的光的吸收。

设置于吸收体10的表面的金属膜42的种类从金(au)、银(ag)、铜(cu)、铝(al)、镍(ni)或者钼(mo)等容易产生表面等离子体共振的金属中选择。或者，为氮化钛(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即可。吸收体10的表面的金属膜42的膜厚为入射红外光不会透射的厚度即可。如果为这样的膜厚，则仅吸收体10的表面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。

当将μ设为金属膜42的磁导率、将σ设为金属膜42导电率、将ω设为入射光的角振动频率时，通过以下的式表示趋肤效应的趋肤深度(skindepth)δ1。

δ1＝(2/μσω)^1/2

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2倍厚度，即大约从几十nm到几百nm，则能够使入射光向吸收体10的下部的泄露足够小。

例如，当比较金与氧化硅(sio2)的热容量时，氧化硅的热容量比较小。因而，与仅由金形成的吸收体相比，包括氧化硅的主体43以及金的金属膜42的表面的吸收体的热容量能够变小，其结果是能够快速地响应。

对吸收体10的制作方法进行说明。

对包括电介质或者半导体的主体43的表面侧使用光刻和干法蚀刻形成周期性构造之后，通过溅射等形成金属膜42。接下来，针对背面也同样地，在制作了周期性构造之后形成金属膜42。

此外，由于凹部45的直径小至大约几μm，与直接蚀刻金属膜42而形成凹部相比，蚀刻主体43而形成凹部之后再形成金属膜42的方式会使制造工艺变得容易。另外，由于金属膜42使用如金(au)或银(ag)这样的高价材料，因此通过使用电介质或者半导体的主体43来减少金属的使用量，能够降低成本。

接下来，在参照图23的同时对吸收体10的特性进行说明。设以周期p＝8μm呈正方网格状配置直径d＝4μm、深度h＝1.5μm的圆柱形的凹部45。在这种情况下，吸收波长约为8μm。另外，设以周期p＝8.5μm呈正方网格状配置直径d＝4μm、深度h＝1.5μm的圆柱形的凹部45。在这种情况下，吸收波长大致约为8.5μm。

如果为二维周期性构造，则入射光的吸收波长以及放射波长与凹部45的周期的关系在正方网格状、三角网格状等配置中也大致相同，吸收波长以及放射波长由凹部45的周期决定。如果考虑周期性构造的倒易网格向量，理论上，在正方网格配置中，吸收以及放射波长与周期大致相等，与此相对，在三角网格配置中，吸收以及放射波长为然而，由于实际上吸收以及放射波长根据凹部45的直径d而略微变化，因此可以认为在其中任意的周期性构造中，与周期大致相等的波长被吸收或者放射。

因此，能够根据凹部45的周期控制吸收的红外光的波长。凹部45的直径d一般优选为周期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，吸收率有降低的倾向。但是，由于共振为凹部45内的三维共振，存在即使直径d小于周期p的1/2也能够充分吸收的情况，因此可以适当地单独设计直径d相对于周期p的值。重要的是吸收波长主要由周期p控制。如果直径d相对于周期p为某个值以上，则由于吸收体10具有充分的吸收特性，因此能够给设计留有余地。另一方面，如果参照表面等离子体的色散关系的一般表达式，吸收的光与凹部45的深度h无关，仅依赖于周期p。由此，吸收波长以及放射波长不依赖于图23所示的凹部45的深度h。

此外，虽然上文对周期性地配置了凹部45的吸收体进行了说明，但是相反地采用周期性地配置了凸部的构造也能够获得同样的效果。

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变得最大。在向吸收体10的入射角度从垂直入射偏移的情况下，吸收波长也发生变化，吸收也变小。

如上所述，即使使用本实施方式所说明的红外光检测器，也能够获得与实施方式1～5所说明的效果相同的效果。

(变形例)

本发明不限于上述的实施方式，也包含例如以下那样的变形例。

(1)接触传感器

作为检测由atr棱镜20与被测量皮肤49的接触而产生的压力的接触传感器，除了实施方式1以及实施方式2以外，也能够使用静电电容传感器、半导体压阻传感器、硅谐振传感器等。

应当理解的是，本次公开的实施方式在所有的方面只是例示而非限制。本发明的范围不是由上述说明示出，而是由权利要求书示出，并且旨在包括与权利要求书具有等同的含义以及范围内的所有的变更。