专利名称：散焦后的旋光度测定装置及旋光度测定方法以及散焦后的光纤光学系统的制作方法作为血液中葡萄糖浓度的测定方法已知的第I种方法是如在专利文献I中记载那 样的，在手指等的生物体的一部分上照射红外线激光，对来自血管的散射光进行分光测定 包含在血液中的葡萄糖浓度的方法。它是利用散射光与葡萄糖浓度成比例地降低这一点。 但是，该方法存在散射光的光强度受温度和皮肤的水分和油成分等的影响，没有广泛普及。第2种方法如非专利文献I以及专利文献2等中记载的那样，传送与旋光物质正 交的偏振光成分用开口回路测量其双折射率的方法。但是，在该方法中如果用作为健康人 的血糖值水平O. lg/dL (分升)的指标测定厚度是IOmm左右的葡萄糖则误差大，在光的散 射大的血液和手指等的生物体中完全不能测定。第3种方法是用专利文献3中记载的双折射率测定装置测定的方法。该方法和本 发明一样在具有极化面保存光纤的环形干设计的环形中设置对置准直光学系统，使平行光 束在检测体内传送，通过测定左右两回旋光的相位差测量检测体的旋光度。在该方法中能 够在装入厚度IOmm左右的玻璃制单元中的葡萄糖中以足够的精度测定作为健康人的血糖 值的 O. lg/dL。图23是表示在以往的对置准直器中插入光散射检测体的光学系统的图，在从具 有金属环2-1、2-2的一对单模(以下还称为SM)光纤1-1、1-2的前端分别到只距离透镜 3-1、3-2的焦点距离5-1、5-2的位置上配置透镜3_1、3_2构成对置准直光学系统，在其间配 置光散射检测体4测定光散射检测体4的旋光度。作为提高测定精度的最佳的方法是，将 各光纤的端面分别配置在各透镜的焦点位置上形成对置准直器，用透镜将从一方的光纤端 面射出的信号光形成为平行光线照射在光散射检测体4上，使透过了光散射检测体4的信 号光在另一光纤上耦合。但是，当在图23的对置准直器中插入了厚度1. 5mm左右的手指指 根的折皱部的情况下，生物体的散射损失非常大，不能测定旋光度。这是因为单模光纤对置准直光学系统的插入损失一般是O. 5dB左右，但如果插入 生物体则插入损失变成大于等于80dB的缘故。图24是使用波长850nm用SM光纤的对置准直器的、透镜的焦点距离是f = 2. 5mm, 透镜间的距离是30mm时的光束角度依赖性的理论计算结果，图中，横轴是准直器角度(单位度)即射入射出准直器的光束角度、纵轴是损失(单位dB)。由此知道，光束角度如果偏 离O度至O. 3度左右则耦合损失增大到大于等于50dB。因而，当用带透镜的单模光纤对置 准直光学系统夹着实际的手指折皱部的情况下的插入损失变成大于等于SOdB的原因一般 认为是由于用透镜实施了准直的平行光线在生物体内部随机散射，因而光束传送角度变化 的缘故。虽然已知以上的原因，但至今大多还在尝试开发高精度测定采血得到的血液和生 物体的葡萄糖浓度的光学式测定装置。但是，以高精度测定采血得到的血液和生物体的葡 萄糖浓度是极其困难的，虽然已用于果类的糖度测定，但在采血得到的血液和生物体的葡 萄糖浓度的测定中使用的测定仪还没有实现，当前的现状是采血得到的血液和生物体的葡 萄糖浓度的测定还不得不依赖于使用药剂的方法。专利文献1:特开2004-313554号公报
专利文献2 :特开2007-093289号公报
专利文献3 :特开2005-274380号公报
非专利文献1:横田正幸等“使用铅玻璃光纤偏振光调制器的葡萄糖传感器”，第 31届回光波传感技术研究会LST31-8，PP. 51-56，2003年6月
非专利文献2:梶R於保，“光纤陀螺的开发”，第3届回光波传感技术研究会， LST3-9, PP.55-62，1989 年 6 月发明内容
如上所述直至今天高精度地测定采血得到的血液和生物体的葡萄糖浓度的光学 式测定装置还没有实用化。本发明就是鉴于以上的状况提出的，本发明要解决的问题在于 提供一种能够以不依赖于试剂，在医疗场所能够使用的高精度实时测定采血得到的血液和 生物体的葡萄糖浓度，进而能够无损伤地以高精度测定生物体的葡萄糖浓度并且使用容易 的旋光度测定装置、测定系统以及能够在其中使用的新式的偏振光变换光学系统和使用它 的旋光度测定方法。
在使在前端具有透镜的光纤夹着被测定对象在信号光的光路上相对，从一方向另 一方进行光耦合的光纤光学系统中，为了减少耦合损失，公知的技术思想是将相对的各光 纤设置成其端面位于透镜的焦点位置上的平行光学系统最佳。但是，如果看看本发明人的 实验性研究结果，则该方法不能解决本发明的课题。
本发明和以往的技术思想不同，通过使用将光纤的端面从透镜的焦点位置移开配 置的全新的技术思想的散焦偏振光变换光学系统解决了课题。进而，在偏振光变换光学系 统中采用模式整合单元，以以往不可能想到的低损失实现了用光纤夹着生体等的散射体的 光学系统的耦合损失。以下，具体的说明本发明的例子。
作为为了解决课题而提出的本发明的例子的第I发明的实施方式例子(以下称为 发明I)是散焦后的旋光度测定装置，在信号光的光路中夹着光散射检测体等的旋光度测定 用检测体即样本相对配置在前端部配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部配置有透镜 的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者 通过上述样本反射的信号光入射到在前端配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此测 定与上述样本的旋光度相关联的光学信息，所述旋光度测定装置的特征在于配置在入射到上述一方的单模光纤的上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元上的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，构成上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面的至少一方不在该单模光纤的输出单元透镜的焦点位置上的散焦后的光纤光学系统。
作为展开发明I的本发明的例子的第2发明的实施方式例子(以下，称为发明2) 是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明I所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于上述一方的单模光纤的数值孔径即NA和上述另一方的单模光纤的NA 的至少一方小于等于O. 07。
作为展开发明I或者2的本发明的例子的第3发明的实施方式例子(以下，称为发明3)是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明I或者2所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更靠近该输出单元透镜的位置。
作为展开发明I或者2的本发明的例子的第4发明的实施方式例子(以下，称为发明4)是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明I或者2所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更远离该输出单元透镜的位置。
作为展开发明Γ4的本发明的例子的第5发明的实施方式例子(以下，称为发明5) 是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明广4的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于上述单模光纤的前端部和该光纤的输出单元透镜被相互固定。
作为展开发明Γ5的本发明的例子的第6发明的实施方式例子(以下，称为发明6) 是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1飞的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有法拉第旋光元件。
作为展开发明Γ6的本发明的例子的第7发明的实施方式例子(以下，称为发明7) 是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明1飞的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有四分之一波片以及偏振器。
作为展开发明广7的本发明的例子的第8发明的实施方式例子(以下，称为发明 8)是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明广7的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤是极化面保存光纤，在上述各光纤前端部和样本之间配置有偏振器和法拉第旋光兀件和四分之一波片，设定上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片的方位和极化面保存光纤的固有偏振光方位，以便从上述双方的各极化面保存光纤射出同一固有偏振光模式即射出偏振光模式的信号光，从上述样本的一方的入射一侧作为右旋圆偏振光或者左旋圆偏振光入射到上述样本上，从上述样本另一方的入射一侧作为左旋圆偏振光或者右旋圆偏振光入射后，分别在光路的极化面保存光纤上以和上述射出偏振光模式 相等的偏振光模式I禹合。
作为展开发明Γ8的本发明的例子的第9发明的实施方式例子(以下，称为发明9)是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明Γ8的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于上述散焦后的旋光度测定装置用上述样本和上述散焦后的光纤光学系统和上述极化面保存光纤构成环形光干涉系统的环形光路，通过测定在两个方向上传送上述环形光路的光的起因于上述样本而产生的相位差，能够测定上述样本的旋光度。作为展开发明9的本发明的例子的第10发明的实施方式例子(以下，称为发明10)是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明9所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于上述散焦后的旋光度测定装置的构成是在环形干涉计的环形光路中传送作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号的偏振光，环形干涉计的环形光路的光纤部分作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号光的偏振光以同一固有直线偏振光模式，在相同的光纤中分别作为右旋信号光和左旋信号光传送，上述样本部分以相互正交的圆偏振光状态分别传送右旋信号光和左旋信号光。作为展开发明f 10的本发明的例子的第11发明的实施方式例子(以下，称为发明
11)是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明广10的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于具有能够在和光路成直角方向上扫描上述样本的机构。作为展开发明f 11的本发明的例子的第12发明的实施方式例子(以下，称为发明
12)是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明fll的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于上述样本是生物体的一部分，上述旋光度测定装置为了测定与上述样本的旋光度有关的光学信息，作为上述信号光的相位差的检测单元的一部分具有与以使生物体的脉搏或者测定部位的厚度等的该生物体的一部分尺寸周期性变化的方式人为给予的信号同步来检测上述相位差的单元。作为展开发明f 12的本发明的例子的第13发明的实施方式例子(以下，称为发明
13)是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明广12的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于上述样本是生物体的一部分，上述旋光度测定装置使用夹着测定与上述样本的旋光度相关的光学信息的部分的测定端子部，并且将上述光纤的上述前端部保持在上述测定端子部。作为展开发明f 13的本发明的例子的第14发明的实施方式例子(以下，称为发明
14)是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明广13的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于具有能够改变上述一方的单模光纤的输出单元透镜和另一方的单模光纤的输出单元透镜之间的距离的透镜间距离调整单元。作为展开发明f 14的本发明的例子的第15发明的实施方式例子(以下，称为发明
15)是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明f14的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方是通过模式整合单元连接芯径不同的第I光纤和第2光纤的单模光纤，相对地上述第I光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第I光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在靠近上述第2光纤的上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上。

作为展开发明f 15的本发明的例子的第16发明的实施方式例子(以下，称为发明16)是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明广15的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的一方的光纤和另一方的光纤是同一种光纤。作为展开发明f 16的本发明的例子的第17发明的实施方式例子(以下，称为发明
17)是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明广16的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的光纤是所谓的双金属包层型极化面保存光纤。作为展开发明f 17的本发明的例子的第18发明的实施方式例子(以下，称为发明
18)是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明广17的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于在上述模式整合单元中使用芯扩大光纤和芯缩小光纤的至少一种。作为展开发明f 18的本发明的例子的第19发明的实施方式例子(以下，称为发明
19)是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明广18的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于使在信号光光路上相对配置的上述一方的单模光纤的输出单元透镜和上述另一方的单模光纤的输出单元透镜间的距离窄于3mm。作为展开发明f 19的本发明的例子的第20发明的实施方式例子(以下，称为发明
20)是散焦后的旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明广19的任意一项所述的散焦后的旋光度测定装置中，其特征在于将在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片和上述输出单元透镜配置在光纤端部的散焦后的光纤光学系统的双方处于上述样本的信号光入射面的同一侧，并且在上述散焦后的光纤光学系统和上述样本之间配置四分之一波片。作为为了解决课题的本发明的例子的第21发明的实施方式例子(以下称为发明
21)是散焦后的光纤光学系统，用于在信号光的光路上夹着光散射检测体等的旋光度测定用检测体即样本相对配置在前端部配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者通过上述样本反射的信号光入射到在前端部配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此能够测定与上述样本的旋光度相关联的光学信息的旋光度测定系统，所述光纤光学系统的特征在于配置在上述一方的单模光纤的入射到上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元上的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面的至少一方不在该单模光纤的输出单元透镜的焦点位置上。作为展开发明21的本发明的例子的第22发明的实施方式例子(以下，称为发明
22)是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明21所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于上述一方的单模光纤的数值孔径即NA和上述另一方的单模光纤的NA的至少一方小于等于O. 07。作为展开发明21或者22的本发明的例子的第23发明的实施方式例子(以下，称为发明23)是散焦后的光纤光学系的发明的实施方式例子，在发明21或者22所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更接近该输出单元透镜的位置上。作为展开发明21或者22的本发明的例子的第24发明的实施方式例子(以下，称为发明24)是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明21或者22所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更远离该输出单元透镜的位置上。作为展开发明24的本发明的例子的第25发明的实施方式例子(以下，称为发明25)是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明2广24的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于上述单模光纤的前端部和该光纤的输出单元透镜被相互固定。作为展开发明25的本发明的例子的第26发明的实施方式例子(以下，称为发明26)是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明2广25的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有法拉第旋光元件。作为展开发明26的本发明的例子的第27发明的实施方式例子(以下，称为发明27)是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明2广26的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有四分之一波片以及偏振器。作为展开发明27的本发明的例子的第28发明的实施方式例子(以下，称为发明28)是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明2广27的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤是极化面保存光纤，在上述各光纤前端部和样本之间配置有偏振器和法拉第旋光兀件和四分之一波片，设定上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片的方位和极化面保存光纤的固有偏振光方位，以便从上述双方的各极化面保存光纤射出同一固有偏振光模式即射出偏振光模式的信号光，从上述样本的一方的入射一侧作为右旋圆偏振光或者左旋圆偏振光入射到上述样本，从上述样本另一方的入射一侧作为左旋圆偏振光或者右旋圆偏振光入射后，分别在光路上的极化面保存光纤上以和上述射出偏振光模式相等的偏振光模式耦
口 ο作为展开发明28的本发明的例子的第29发明的实施方式例子(以下，称为发明29)是散焦后的光纤光学系的发明的实施方式例子，在发明28的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于上述散焦后的光纤光学系能够用上述样本和上述散焦后的光纤光学系统和上述极化面保存光纤构成环形光干涉系统的环形光路，可以作为通过测定在两个方向上传送上述环光路中的光的起因于上述样本而发生的相位差，可以测定与上述样本的旋光度相关的光学信息的旋光度测定系统的构成要素使用。作为展开发明29的本发明的例子的第30发明的实施方式例子(以下，称为发明10)是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明29所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于上述光纤光学系统的构成是在环形干涉计的环形光路中传送作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号光的偏振光，环形干涉计的环形光路的光纤部分作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号光的偏振光以同一固有直线偏振光模式，在相同的光纤中分别作为右旋信号光和左旋信号光传送，上述样本部分在相互正交的圆偏振光状态下分别传送右旋信号光和左旋信号光。作为展开发明2广30的本发明的例子的第31发明的实施方式例子(以下，称为发明31)是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明2广30的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于具有能够在和光路成直角方向上扫描上述样本的机构。作为展开发明31的本发明的例子的第32发明的实施方式例子(以下，称为发明32)是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明2广31的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于上述样本是生物体的一部分，上述旋光度测定装置为了测定与上述样本的旋光度有关的光学信息，作为上述信号光的相位差的检测单元的一部分具有与以使生物体的脉搏或者测定部位的厚度等的该生物体的一部分尺寸周期性变化的方式人为给予的信号同步来检测上述相位差的单元。作为展开发明32的本发明的例子的第33发明的实施方式例子(以下，称为发明33)是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明2广32的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于上述样本是生物体的一部分，上述光纤光学系统使用夹着测定与上述样本的旋光度相关的光学信息的部分的测定端子部，并且将上述光纤的上述前端部保持在上述测定端子部。作为展开发明33的本发明的例子的第34发明的实施方式例子(以下，称为发明34)是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明2广33的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于具有能够改变上述一方的单模光纤的输出单元透镜和另一方的单模光纤的输出单元透镜之间的距离的透镜间距离调整单元。作为展开发明34的本发明的例子的第35发明的实施方式例子(以下，称为发明35)是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明2广34的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方是通过模式整合单元连接芯径不同的第I光纤和第2光纤的单模光纤，相对地上述第I光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第I光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在靠近上述第2光纤的上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上。作为展开发明35的本发明的例子的第36发明的实施方式例子(以下，称为发明36)是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明2广35的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的一方的光纤和另一方的光纤是同一种光纤。作为展开发明36的本发明的例子的第37发明的实施方式例子(以下，称为发明37)是散焦后的光纤光学系的发明的实施方式例子，在发明36的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于在信号光的光路中夹着上述样本相对配置的光纤是所谓的双金属包层型极化面保存光纤。作为展开发明37的本发明的例子的第38发明的实施方式例子(以下，称为发明38)是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明2广37的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于在上述模式整合单元中使用芯扩大光纤和芯缩小光纤的至少一方。
作为展开发明38的本发明的例子的第39发明的实施方式例子(以下，称为发明39)是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明2广38的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于使在信号光光路上相对配置的上述一方的单模光纤的输出单元透镜和上述另一方的单模光纤的输出单元透镜间的距离窄于3mm。作为展开发明39的本发明的例子的第40发明的实施方式例子(以下，称为发明40)是散焦后的光纤光学系统的发明的实施方式例子，在发明2广39的任意一项所述的散焦后的光纤光学系统中，其特征在于将在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片和上述输出单元透镜配置在光纤端部的散焦后的光纤光学系统的双方处于上述样本的信号光入射面的同一侧，并且在上述散焦后的光纤光学系统和上述样本之间配置四分之一波片。作为为了解决课题的本发明的例子的第41发明的实施方式例子(以下称为发明
41)是散焦后的旋光度测定方法，在信号光的光路中夹着光散射检测体等的旋光度测定用检测体即样本相对配置在前端部配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者通过上述样本反射的信号光入射到在前端部配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此测定与上述样本的旋光度相关联的光学信息，所述旋光度测定方法的特征在于将配置在入射到上述一方的单模光纤的上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元上的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，形成上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面的至少一方不在该单模光纤的输出单元透镜的焦点位置上的散焦后的光纤光学系统。作为展开发明41的本发明的例子的第42发明的实施方式例子(以下，称为发明
42)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于上述一方的单模光纤的数值孔径即NA和上述另一方的单模光纤的NA的至少一方小于等于O. 07。作为展开发明41或者42的本发明的例子的第43发明的实施方式例子(以下，称为发明43)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41或者42所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更接近该输出单元透镜的位置上。作为展开发明41或者44的本发明的例子的第44发明的实施方式例子(以下，称为发明44)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明41或者44所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面与该光纤的输出单元透镜的焦点位置相比位于更远离该输出单元透镜的位置上。作为展开发明4广44的本发明的例子的第45发明的实施方式例子(以下，称为发明45)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明4广44的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于上述单模光纤的前端部和该光纤的输出单元透镜被相互固定。
作为展开发明4广45的本发明的例子的第46发明的实施方式例子(以下，称为发明46)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明4广45的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有法拉第旋光元件。作为展开发明4广46的本发明的例子的第47发明的实施方式例子(以下，称为发明47)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明4广46的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方在该单模光纤的端面和样本之间配置有四分之一波片以及偏振器。作为展开发明4广47的本发明的例子的第48发明的实施方式例子(以下，称为发明48)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明4广47的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤是极化面保存光纤，在上述各光纤前端部和样本之间配置有偏振器和法拉第旋光元件和四分之一波片，设定上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片的方位和极化面保存光纤的固有偏振光方位，以便从上述双方的各极化面保存光纤射出同一固有偏振光模式即射出偏振光模式的信号光，从上述样本的一方的入射一侧作为右旋圆偏振光或者左旋圆偏振光入射到上述样本，从上述样本另一方的入射一侧作为左旋圆偏振光或者右旋圆偏振光入射后，分别在光路上的极化面保存光纤上以和上述射出偏振光模式相等的偏振光模式耦合。作为展开发明4广48的本发明的例子的第49发明的实施方式例子(以下，称为发明49)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明4广48的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于上述散焦后的旋光度测定系统用上述样本和上述散焦后的光纤光学系统和上述极化面保存光纤构成环形光干涉系统的环形，通过测定在上述环形中在两个方向上传送的光的起因于上述样本而产生的相位差，能够测定上述样本的旋光度。作为展开发明49的本发明的例子的第50发明的实施方式例子(以下，称为发明50)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明49所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于上述散焦后的旋光度测定系统的构成是在环形干涉计的环形光路中传送作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号的偏振光，环形干涉计的环形光路的光纤部分作为右旋信号光的偏振光和作为左旋信号光的偏振光以同一固有直线偏振光模式，在相同的光纤中分别作为右旋信号光和左旋信号光传送，上述样本部分在相互正交的圆偏振光状态下分别传送右旋信号光和左旋信号光。作为展开发明4广50的本发明的例子的第51发明的实施方式例子(以下，称为发明51)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明50的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于具有能够在和光路成直角方向上扫描上述样本的机构。作为展开发明51的本发明的例子的第52发明的实施方式例子(以下，称为发明52)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明51的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于上述样本是生物体的一部分，上述旋光度测定方法为了测定与上述样本的旋光度有关的光学信息，作为上述信号光的相位差的检测单元的一部分具有与以使生物体的脉搏或者测定部位的厚度等的该生物体的一部分尺寸周期性变化的方式人为给予的信号同步来检测上述相位差的单元。作为展开发明52的本发明的例子的第53发明的实施方式例子(以下，称为发明53)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明52的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于上述样本是生物体的一部分，上述旋光度测定方法使用夹着测定与上述样本的旋光度相关的光学信息的部分的测定端子部，并且将上述光纤的上述前端部保持在上述测定端子部。作为展开发明53的本发明的例子的第54发明的实施方式例子(以下，称为发明54)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明53的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于使用能够改变上述一方的单模光纤的输出单元透镜和另一方的单模光纤的输出单元透镜之间的距离的透镜间距离调整单元。作为展开发明54的本发明的例子的第55发明的实施方式例子(以下，称为发明55)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明54的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方是通过模式整合单元连接芯径不同的第I光纤和第2光纤的单模光纤，相对地上述第I光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第I光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在上述第2光纤的靠近上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上。作为展开发明55的本发明的例子的第56发明的实施方式例子(以下，称为发明56)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明55的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的一方的光纤和另一方的光纤是同一种光纤。作为展开发明56的本发明的例子的第57发明的实施方式例子(以下，称为发明57)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明56的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的光纤是所谓的双金属包层型极化面保存光纤。作为展开发明57的本发明的例子的第58发明的实施方式例子(以下，称为发明58)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明57的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于在上述模式整合单元中使用芯扩大光纤和芯缩小光纤的至少一方。作为展开发明58的本发明的例子的第59发明的实施方式例子(以下，称为发明59)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明4广58的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于使在信号光光路上相对配置的上述一方的单模光纤的输出单元透镜和上述另一方的单模光纤的输出单元透镜间的距离窄于3mm。作为展开发明59的本发明的例子的第60发明的实施方式例子(以下，称为发明60)是散焦后的旋光度测定方法的发明的实施方式例子，在发明59的任意一项所述的散焦后的旋光度测定方法中，其特征在于将在信号光的光路上夹着上述样本相对配置的上述偏振器和上述法拉第旋光元件和上述四分之一波片和上述输出单元透镜配置在光纤端部的散焦后的光纤光学系统的双方处于上述样本的信号光入射面的同一侧，并且在上述散焦后的光纤光学系统和上述样本之间配置四分之一波片。作为为了解决课题而提出的本发明的例子的第61发明的实施方式例子(以下称为发明61)是旋光度测定装置，在信号光的光路中夹着光散射检测体等的旋光度测定用检测体即样本相对配置在前端部上配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部上配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者通过上述样本反射的信号光入射到在前端配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此测定与上述样本的旋光度相关联的光学信息，所述旋光度测定装置的特征在于使用光纤光学系统，该光纤光学系统将配置在上述一方的单模光纤的入射到上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元上的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元上的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方是经由模式整合单元连接芯径不同的第I光纤和第2光纤的单模光纤，相对地上述第I光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第I光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在上述第2光纤的靠近上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上，其中NA表示数值孔径。作为展开发明61的本发明的例子的第62发明的实施方式例子(以下，称为发明62)是旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明61所述的旋光度测定装置中，其特征在于上述第2光纤的NA小于等于O. 07。作为展开发明61或者62的本发明的例子的第63发明的实施方式例子(以下，称为发明63)是旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明61或者61所述的旋光度测定装置中，其特征在于上述光纤光学系统是在光纤的端面附近的光路上除了上述输出单兀透镜外还具有偏振器和法拉第旋光兀件和四分之一波片的偏振光变换光学系统。作为展开发明61飞3的本发明的例子的第64发明的实施方式例子(以下，称为发明64)是旋光度测定装置的发明的实施方式例子，在发明61飞3所述的旋光度测定装置中，其特征在于上述旋光度测定装置用上述样本和上述光纤光学系统和上述单模光纤构成环形光干涉系统的环形光路，通过测定在上述环形光路中在两个方向上传送的光的起因于上述样本而产生的相位差，能够测定上述样本的旋光度。作为为了解决课题而提出的本发明的例子的第65发明的实施方式例子(以下称为发明65)是光纤光学系统，使用于旋光度测定装置，所述旋光度测定装置在信号光的光路中夹着光散射检测体等的旋光度测定用检测体即为样本相对配置在前端部上配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部上配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者通过上述样本反射的信号光入射到在前端部配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此能够测定与上述样本的旋光度相关联的光学信息，所述光纤光学系统的特征在于将配置在上述一方的单模光纤的入射到上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元上的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元上的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，上述一方的单模光纤的端面和上述另一方的单模光纤的端面的至少一方是经由模式整合单元连接芯径不同的第I光纤和第2光纤的单模光纤，相对地上述第I光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第I光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在上述第2光纤的靠近上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上，其中，NA表示数值孔径。作为为了解决课题而提出的本发明的例子的第66发明的实施方式例子(以下称为发明66)是旋光度测定方法，在信号光的光路中夹着光散射检测体等的旋光度测定用检测体即样本相对配置在前端部上配置有透镜的单模光纤，使从在上述前端部上配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到样本，使透过上述样本的信号光以及/或者通过上述样本反射的信号光入射到在前端配置有透镜的另一方的单模光纤的端面，由此能够测定与上述样本的旋光度相关联的光学信息，所述旋光度测定方法的特征在于将配置在上述一方的单模光纤的入射到上述样本的信号光的输出单元以及/或者来自上述样本的信号光的输入单元上的透镜即输出单元透镜和配置在上述另一方的单模光纤的来自上述样本的信号光的输入单元以及/或者入射到上述样本的信号光的输出单元的输出单元透镜配置在上述信号光的光路上，上述一方的单模光纤和上述另一方的单模光纤的至少一方是经由模式整合单元连接芯径不同的第I光纤和第2光纤的光纤，相对地上述第I光纤是小芯径/高NA单模光纤，上述第2光纤是大芯径/低NA单模光纤，上述单模光纤的上述第2光纤配置在与上述第I光纤相比在光路上更靠近上述样本一侧，在上述第2光纤的靠近上述样本一侧的端面附近将上述输出单元透镜配置在信号光的光路上，其中，NA表示数值孔径。如果采用本发明的散焦后的旋光度测定装置，或者，通过使用散焦后的光纤光学系统以及使用了上述光纤光学系统的旋光度测定方法，能够在微量的血液的测定和不采血的测定中高精度地测定与血糖值有关的生物体的葡萄糖浓度。本发明特别是在不采血的无损伤测定方法中发挥了巨大的效果，第一，没有伴随以针采血的烦恼和痛苦，第二，不需要采血针的废弃处理因此很卫生，第三，因为不需要在采血法中使用的和葡萄糖反应的试剂所以不需要每年10万多日元的运行成本因此很经济，第四，因为可以简单地测定所以血糖值监测每天可以进行多次可以用于糖尿病患者和健康人士的健康管理，第五，还大幅度降低了国家承担的医疗费等。而后，可以进行本发明的光散射检测体的测定的旋光度测定装置通过在普通家庭中使用，因而带来了能够大幅度减少当今世界范围增加的糖尿病患者的数量以及糖尿病潜在患者的人数这一极大福音，同时还能够带来大幅度降低对患者治疗所需要的费用的极大福音。进而，通过使用包含本发明的模式整合单元的改善后的光纤光学系统的旋光度测定装置、旋光度测定方法，能够以以往不可想象的极高的精度测定与被测定检测体的旋光度有关的光学信息，能够进一步提高上述本发明的效果。


图1是说明初始损失增加10dB、20dB的对置单模光纤光学系统的耦合损失的光束角度依赖性(理论计算值)的曲线图。图2是作为本发明的实施方式例子的散焦后的偏振光变换光学系统的构成图。图3是作为本发明的实施方式例子的散焦后的偏振光变换光学系统的构成图。
图4是作为本发明的实施方式例子的散焦后的偏振光变换耦合光学系统。图5是作为本发明的实施方式例子的散焦后的偏振光变换耦合光学系统的原理 说明图。图6是作为本发明的实施方式例子的散焦后的旋光度测定装置的构成图。图7是作为本发明的实施方式例子的散焦后的旋光度测定装置的构成图。图8是作为本发明的实施方式例子的散焦后的旋光度测定装置的构成图。图9是用于说明在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元的图。图10是用于说明在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元的图。图11是用于说明从在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元中制作准直 光的图。图12是用于说明从在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元中制作散焦 光的图。图13是用于说明从在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元中制作准直 圆偏振光的图。图14是用于说明从在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元中制作散焦 圆偏振光的图。图15是概念性表示从包含在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元的圆 偏振光变换准直器射出的光束的图。图16是概念性表示从包含在本发明的实施方式例子中使用的模式整合单元的圆 偏振光散焦偏振光变换光学系统射出的光束的图。图17是在作为本发明的实施方式的、对置模式整合偏振光变换准直器中插入光 散射检测体的光学系统。图18是在作为本发明的实施方式的,对置模式整合散焦偏振光变换光学系统中 插入光散射检测体的光学系统。图19是说明使用作为本发明的实施方式例子的，模式整合散焦偏振光光学系统 从斜向向光散射检测体照射信号光的耦合光学系统的图。图20是使用在作为本发明的实施方式例子的，对置模式整合散焦偏振光变换光 学系统中夹着光散射检测体的耦合光学系统的旋光度测定装置的构成图。图21是说明使用用作为本发明的实施方式例子的，对置模式整合散焦偏振光光 学系统从斜向向光散射检测体照射信号光的耦合光学系统的图。图22是说明在作为本发明的实施方式例子的旋光度测定装置中的测定方法的 图。图23是在以往的对置准直器中插入光散射检测体的光学系统。图24是说明对置单模光学系统的耦合损失的光束角度依赖性(理论计算值)的曲 线图。图25是说明以往的准直后的耦合光学系统的图。符号说明1:构成环形的PM光纤1_1、1_2、1_3、1_4、1_5、1_6、1_7、1_8 :光纤
2-U2-2 :金属环
3-1、3-2、3-3、35 :透镜
4，45 :样本，光散射检测体
5-1、5-2、37 :焦点距离
9-1、9-2、38 :偏振器
11-1、11-2、11-3、39 :法拉第旋光元件
13-1、13-2、13-3、40、47 :四分之一波片
14-1、14-2 :偏振光变换散焦光学系统
14-3、14-4 :偏振光变换准直光学系统
15-1、15-2 :PM光纤剖面
16-1、16-2 :入射偏振光方位
17,48 =SLD 光源
18-1、18-2 :方向性耦合器
19、50 :光纤型偏振器
20,52 :光相位调制器
21、55 :受光器
22,56 :信号处理电路
23,57 :相位调制信号
24 :移动载物台
25 :平行光束
26-1、26-2、26-3 :反射镜
27-1,27-2 45度扭转铰接头
28-1、28-2 :光纤型偏振光光束分离合成器
29-1、29-2、54-1、54-2 :铰接头
30 :正交偏振波延迟光路
31、51-1、51-2 :小芯径高NA极化面保存光纤
32 :大芯径低NA极化面保存光纤
32a :光纤的端面
33,34 :模式整合单元
36 :透镜焦点位置
41 :包含模式整合单元的偏振光变换准直光学系统
42 :包含模式整合单元的散焦偏振光变换光学系统
43 :准直圆偏振光
44 :散焦圆偏振光
46 :玻璃板
49-1,49-2 :耦合器
53-1、53-2 :左右双旋直线偏振光
58、59 :旋光度测定装置
60 :可见激光光
61 :半透半反镜62 :显微镜


本发明的实施方式的例子。而且，在说明中使用的各图以能够理解本发明的实施方式例子的方式概略地表示各构成成分的尺寸、形状、配置关系等。而后为了说明上的便利，还可以局部改变放大率进行图示，在本发明的实施方式的说明中使用的图也有时不是必须和实施例等的实物或描述相似。另外，在各图中，对于同样的构成成分附加相同的符号表示，也可以省略重复的说明。另外，在以下的说明中，对于本发明的各实施方式例子的散焦后的旋光度测定装置、使用散焦后的光纤光学系统的旋光度测定方法重复说明的部分较多。因而，为了避免说明的重复，不产生误解，没有特别说明地在光纤光学系统的说明中兼而说明旋光度测定装置和旋光度测定方法的部分或者全部，另外也可以相反。至今为止许多医疗相关人员希望能够实现以高精度测定采血得到的血液和生物体的葡萄糖浓度的测定仪，并为此进行了许多努力，但至今未能实现，据此本发明的发明人对其原因进行了详细分析。其结果得到了这样的结论，在过去已知的各种测定方法中实现困难，必须发现此前在这种测定中未使用过的新的测定原理。测定装置的基本构成优选设置为采用光纤的环形干涉计，让偏振光入射到被测定用检测体(样本)，测定该偏振光的相位变化的结构。但是，需要格外提高测定精度。此前在光纤之间夹着样本的环形干涉计中，在样本的光入射射出面间使用光纤准直光学系统进行光耦合的结构光损失少，能够将插入损失降到最低这一说法在专家们之间是定论。在使用光纤准直光学系统测定信号光的强度变化和相位变化的情况下，将光纤的端面配置在准直透镜的焦点位置上。使用此方法对各种样本测定了相位变化。但是，知道在医疗场所等的实用化中，与糖类有关的信息的检测精度不够，需要进一步提高检测精度。因而，本发明的发明人超越了专家们的常识，分别构筑了将光纤的端面配置在透镜焦点位置上的以往的光纤偏振光变换光学系统(以下还称为以往型偏振光变换光学系统)和将光纤的端面从透镜的焦点位置移开配置的散焦光纤偏振光变换光学系统(以下还称为散焦偏振光变换光学系统)，对于在相对配置的一对以往型偏振光变换光学系统间作为样本配置采血得到的血液或生物体等并向样本入射作为信号光的偏振光的情况，和在相对配置的一对散焦偏振光变换光学系统之间作为和上述以往型偏振光变换光学系统的情况一样条件的样本配置采血得到的血液或生物体等并向样本入射作为信号光的偏振光的情况，分别测定了由样本形成的信号光的相位变化。其结果，发现使用散焦偏振光变换光学系统的情况与使用以往型偏振光变换光学系统的情况相比能够以更高的精度测定由样本产生的信号光的相位变化，实现了本发明。图1是本发明的发明人要验证上述研究结果而进行的理论计算结果的例子，是使用了焦点距离是f = 2. 5mm,透镜间距离是30mm的情况下的波长850nm用的SM光纤的对置单模光纤光学系统的耦合损失的光束角度依赖性的理论计算结果。图1 (a)是将光纤的端面从输出单元透镜的焦点位置错开(即，散焦)并给予IOdB的初始损失(没有光束角度错位的损失)时的耦合损失的光束角度依赖性的理论计算结果，图1 (b)是给予20dB的初始损失时的耦合损失的光束角度依赖性的理论计算结果。图中，横轴是入射光的光束角度，纵轴是损失(dB)。从图中可知，光束角度错开O. 3度时的损失在初始损失是IOdB的情况下是很高的5dB左右，在初始损失是20dB的情况下是IdB左右。本发明的发明人进一步对实际的旋光度测定装置、光纤光学系统进行了详细研究。以下，引用实施方式例子进一步详细说明。在本发明的实施方式例子中使用了这样的旋光度测定装置，即，使从在前端部上配置有透镜的一方的单模光纤的端面射出的信号光入射到采血得到的血液和生物体等的样本中，使透过上述样本的信号光或者由上述样本反射的信号光或者透过上述样本的信号光和由上述样本反射的信号光的双方入射到在前端部上配置有透镜的另一单模光纤的端面，由此能够测定与上述样本的旋光度有关的光学信息。有上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤是不同的光纤的情况(第I例子)和上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤是相同的光纤的情况(第2例子)，也有上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤是一对的情况，还有多对的情况。本发明的实施方式例子的特征在于上述一方的单模光纤和另一方的单模光纤的至少一个在前端部上配置输出单元透镜(该输出单元透镜对于作为环形干涉计中的信号光的左右两旋光中的一方的信号光，例如对于左旋光成为输出一侧光纤的情况下，对于作为另一方的信号光的右旋光成为输入一侧光纤的透镜，称为输出单元透镜)，构成作为具有输出单元透镜的单模光纤的端面的至少一个不在该输出单元透镜的焦点位置上的光学系统的散焦后的光纤光学系统。图2和图3是说明作为本发明的实施方式例子的旋光度测定装置的主要部分的散焦后的光纤光学系统构成的图，表示将单模光纤作为极化面保存(PM)光纤时的作为散焦后的光纤光学系统的偏振光变换光学系统。在图2和图3的散焦后的偏振光变换光学系统(偏振光变换光学系统)中，从PM光纤1_1、1_2的金属环2_1、2_2的前端射出的光束顺序经由分别用透镜3-1、3-2和偏振器8-1、8-2保持的偏振器9_1、9_2和用法拉第旋光元件支架10-1、10-2保持的作为上述极化面旋光元件的45度法拉第旋光元件11-1、11-2和用波片支架12-1、12-2保持的四分之一波片13-1、13-2导入到空间。符号14_1、14_2是在对置系统中使用的散焦后的偏振光变换光学系统。偏振光变换光学系统14-1、14-2的构成是左右对称的，但具有将从各个PM光纤射出的直线偏振光变换为左右圆偏振光的功能。在图2、图3中，透镜的焦点距离f是f =1. 8mm，假设透镜和光纤端面的距离是1mm，即将从焦点的错开量设置成向着靠近透镜的方向的O. 8_。图4是作为本发明的实施方式例子的作为散焦后的光纤光学系统的偏振光变换耦合光学系统，其结构是使偏振光变换光学系统14-1、14-2相对在其间夹着作为样本的光散射检测体4。光纤对置插入损失是60dB。其中法拉第旋光元件(2个)的损失是6dB，生物体的散射损失是54dB。而且，光源波长使用780nm。这样将生物体的一部分用对置单模光纤夹着实现了插入损失54dB的例子只有本发明的发明人知道没有先例。这是因为在图2以及图3中在O. 5mm中分别收纳偏振器9_1、9_2、法拉第旋光元件11_1、11_2、四分之一波片
13-1、13-2的各3种光学元件，夹着生物体的厚度变为1. 5_，将透镜间距离限制在2. 5mm的缘故。图5是作为本发明的实施方式例子的作为光纤光学系统的散焦后的偏振光变换耦合光学系统的原理说明图。相对的PM光纤的固有偏振光轴在空间上相互正交，从各个PM光纤射出的光在图5中是慢轴模式,但双方都是快模式也可以。把它们通过同样规格的45度法拉第旋光元件和四分之一波片分别将右旋圆偏振光、左旋圆偏振光入射到光散射检测体4中，使其射出光能够再次与PM光纤的慢轴耦合。这种偏振光变换光学系统能够使用作为非可逆元件的法拉第旋光元件实现。而且，在图5中将偏振器9-1、9-2、45度法拉第旋光元件11-1、11_2、四分之一波片13-1、13-2配置在样本和透镜之间，但也有配置在光纤端面和透镜间的方法。这样做因为上述光零件不放入透镜间所以能够缩短透镜间距离，将光纤对置损失抑制在低点。图5的散焦后的偏振光变换耦合光学系统和以往的准直后的耦合光学系统使用方法不同。在图25中表示以往的准直后的耦合光学系统的又一个例子。在这种情况下，和图23的情况一样，光纤的前端和透镜间的距离与各透镜的焦点距离相等。从偏振光变换光学系统14-3、14-4射出的平行光束25在反射镜26_1、26_2上反射。在此，当没用光散射检测体4的情况下即使将移动载物台24移动到右侧将透镜间距离离开数cm，耦合系统的损失也因为光束得到准直而小于等于ldB，但如果插入光散射检测体4则偏振光变换光学系统
14-3和14-4的耦合损失大于等于IOOdB变得非常大，不能测定旋光度。在本发明人提出本发明时进行各种研究发现了以下结果，为了在相对的偏振光变换耦合光学系统之间插入光散射检测体4的状态下将插入损失抑制为最小，不是以往的偏振光变换稱合光学系统14-3、14_4那样的准直系统,而只要将光纤前端的位置从与之相对的透镜的焦点位置移开，即进行散焦，使在生物体内散射的光能够与在光路上对向设置的单模光纤耦合即可。以往，夹着这种生物体的单模光纤对置系统的研究因为在生物体内的光散射而分析困难，因为理论性的研究几乎不可能，所以进行了实验性研究。从实验看，在将拇指和食指的指根折皱部用作为本发明的散焦后的光纤光学系统的偏振光变换耦合光学系统14-1和14-2夹着测定旋光度时，在用焦点距离1. 8mm的透镜只以O. 8mm散焦，即将光纤的前端从透镜的焦点位置只靠近透镜一方O. 8mm的情况下，和用焦点距离O. 7mm的透镜让光纤的前端从透镜的焦点位置大致只离开O. 3mm的情况下耦合损失最小。从哪边都可以得到同等程度的生物体插入耦合损失。从该实验结果中得到了这样的结果，光纤的前端和与之对应配置的透镜的距离最佳的是将光纤的前端从该透镜的焦点位置只以透镜的焦点距离的大致一半左右的距离进行散焦。而且，在本发明中，当样本是拇指和食指的指根的折皱部等生物体的一部分的情况下，将本发明的光纤光学系统的前端部设置成如钳子那样的夹持结构，如果能够控制夹持生物体的条件，则能够进一步提高测定精度。图6是将作为本发明的实施方式例子的散焦后的光纤光学系统的偏振光变换耦合光学系统用于环形光干涉系统时的生物体的旋光度测定装置的结构体。光源17是波长780nm的SLD (Super LuminescentDiode),将其输出导入到第I方向性I禹合器18-1、光纤型偏振器19、第2方向性稱合器18-2,被构成环形的PM光纤I和PM光纤1_1分支生成左右两回旋光。符号20是在筒形PZT (钛酸锆酸铅)上卷绕Im左右的PM光纤的光相位调制器。在环形中回旋的左右两回旋光再次经过第2、第I方向性耦合器在受光器21中变换为电信号，用信号处理单元22通过计算求由光散射检测体4的旋光度产生的左右回旋光的相位差。从信号处理单元22向光相位调制器20施加20KHz的正弦波形的调制信号。图6中的信号处理采用在非专利文献2中记载相位调制方式光纤陀螺中使用的方法。如果用20KHz进行相位调制则从环形干涉计中除了 20KHz的基波外还输出作为2倍波的40KHz以及作为4倍波的80KHz成分。从基波和2倍波的强度的比中求在环形光路中传送的左右两回旋光的相位差。2倍波和4倍波的比因为与相位调制度成比例所以能够控制在一定值。在图6中环形干涉计的环形光路用作为本发明的实施方式例子的散焦后的光纤光学系统的偏振光变换光学系统14-1、14-2和构成环的PM光纤I构成。在图6中需要特别指出的是只在光散射检测体4的内部左右两回旋传送光以分别正交的左右圆偏振光传送，此外的PM光纤的部分用同一 PM光纤的慢轴偏振光模式传送。这样就能够只稳定地测定光散射检测体部分的左右圆偏振光的相位差。大家都知道直线偏振光被分解为左右圆偏振光，如果在左右圆偏振光的相位中发生2 Θ的差，则偏振光的朝向只改变Θ。在图6中因为能够测定光散射检测体的左右圆偏振光的相位差，所以能够测定旋光度。首先，使用图4的作为散焦后的光纤光学系统的偏振光变换耦合光学系统测定厚度1_的全血的旋光度。在该实验中，f =1. 8_，将光纤和透镜的偏移设置为O. 9_。即将偏振光变换光学系统14-1、14-2的透镜和金属环2-1、2-2的前端的距离固定在O. 9mm。在该实验中的光干涉计的损失水平如下。光源输出10mW (PM光纤输出)光陀螺(环形干涉系统)损失10dB夹着血液的散焦后的偏振光变换稱合光学系统的插入损失40dB
连接头以及绞接头fe失3dB综合损失53dB接收光功率50nW在此，受光器使用在IOOKHz频带下最小接收灵敏度是5pW的硅APD。在这种条件下能够以充分的信噪比测定在测定的平均时间10秒钟在全血中传送的左右偏振光的相位差O. 001度。即，如果换算成葡萄糖浓度则可以相当于在10mg/dl的噪音幅度下测定。而且左右两回旋光的相位的基准是在检测体是纯水的情况下的测定值。而且，因为光束直径是O.1mm左右，所以测定需要的血液的量可以小到数μ升，非常微量。接着作为光散射检测体测定拇指和中指的指根折皱部。在该实验中，使