专利名称：对生物体中所含有的生物体成分的浓度进行测定的方法根据照射于生物体的光的反射光、散射光或透射光来对该生物体中所含有的葡萄糖等生物体成分的浓度进行测量。更具体地说，观测生 物体成分的拉曼散射光，根据该拉曼散射光的强度来算出生物体成分的浓度。专利文献I和专利文献2公开了利用光学方法测定葡萄糖浓度的方法。根据该方法，首先将粒子埋入在皮肤的上层。该粒子含有与葡萄糖发生反应而使其荧光特性改变的试剂。接着，从生物体外向粒子照射具有激发波长的光，经皮地测定由粒子产生的荧光。根据所测定的荧光来测定葡萄糖浓度。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
发明要解决的课题本发明的目的之一在于提供更为正确地对生物体中所含有的成分的浓度进行测定的方法。用于解决课题的手段I. 一种对生物体中所含有的生物体成分的浓度进行测定的方法，其具备以下工序准备测定装置的工序(a)，其中所述测定装置具备光源、聚光控制器、光学滤波器和受光器，由所述光源介由所述聚光控制器送出第I聚焦光，使所述第I聚焦光介由皮肤表面上的第I区域聚焦在埋入所述皮肤内的粒子芯片的表面，从而产生第I反射光的工序(b)，其中所述粒子芯片具备基板和多个金属粒子，所述第I反射光介由所述光学滤波器被所述受光器接受，从而获得第I信号Xa的工序(c)，其中满足以下的等式(III)λ2=(107· A1)/ (IO7-B · X1) (III)λ 2:滤波器的中心波长λ I :所述第I聚焦光的波长B :所述生物体成分的拉曼位移由所述光源介由所述聚光控制器送出第2聚焦光，将所述第2聚焦光介由皮肤表面上的第2区域照射于粒子芯片的表面，从而产生第2反射光的工序(d)，其中所述第2聚焦光的聚焦点与第I聚焦光的聚焦点不同，所述第I区域与所述第2区域相同，所述第2反射光介由所述光学滤波器被所述受光器接受，从而获得第2信号Xb的工序(e)，以及根据所述第I信号Xa与所述第2信号Xb之间的差值来算出所述生物体成分的浓度的工序(f)。2.上述I所述的方法，其中，所述生物体成分为葡萄糖，B为1120CHT1。3.上述I所述的方法，其中，工序(b)和工序(C)同时实施。 4.上述I所述的方法，其中，工序(d)和工序(e)同时实施。5.上述I所述的方法，其中，工序(d)至工序(f)同时实施。发明效果本发明的一个实施方式提供更正确地对生物体中所含有的生物体成分的浓度进行测定的方法。图I表示皮肤的截面图。图2表不粒子芯片3。图3表示测量装置。图4为表示照射光、表面增强拉曼散射光、拉曼位移及半峰全宽之间的关系的曲线。图5表不第I聚焦光5a。图6表不第2聚焦光5b。图7表示第I聚焦光5a的其他例子。图8表示第2聚焦光5b的其他例子。图9表示第I区域Cb和第2区域Cd。图10表示第I区域Cb和第2区域Cd。图11表示第I区域Cb和第2区域Cd。图12表示第I区域Cb和第2区域Cd。本说明书中所使用的用语“体液”是指细胞间质液。真皮组织2由于具有多个毛细血管，因而体液含有该毛细血管所含的生物体成分。特别是，由于毛细血管壁对葡萄糖具有很高的渗透性，因而体液中的葡萄糖浓度与血糖值具有很闻的相关性。图I表示被图3中所画的虚线包围的皮肤的放大截面图。如图广图3和图5 图12所示，z方向为皮肤的层叠方向。X方向为与z方向正交的方向。y方向是与z方向和X方向两者均正交的方向。光源9沿着z方向将光送至聚光控制器10中。在工序(b)中，聚光控制器10将该光转变为第I聚焦光5a (图I中的实线)。第I聚焦光5a介由存在于皮肤表面上的第I区域Cb而聚焦在粒子芯片3的表面。于是，第I聚焦光5a在粒子芯片3的表面处发生反射，产生第I反射光6。更详细地说，如图5所示，粒子芯片3的表面上的第I聚焦光5a的直径与粒子芯片3的表面的直径实质上一致。如图I所示，理论上第I聚焦光5a的聚焦点位于距离粒子芯片3的表面的深度为dl的位置上。如图7所示，第I聚焦光5a的聚焦点可位于粒子芯片3的表面和皮肤的表面之间。(粒子芯片)图2表示粒子芯片3的放大图。粒子芯片3具备基板和配置在该基板表面上的金属粒子8。金属粒子8的个数的例子为约I万个。金属粒子8通过被照射光而产生局域表面等离子体共振。金属粒子8具有依赖于其直径和长度的局域表面等离子体共振波长。例如，各金属粒子8具有约10纳米的直径和约38纳米的长度时，该金属粒子8具有785纳米的局域表面等离子体共振波长，且具有约70纳米的半宽度。本说明中所使用的用语“局域表面等离子体共振波长”是指吸光的峰值波长。如图I所示，按照具备金属粒子8的表面与表皮组织I平行的方式将粒子芯片3埋入在真皮组织2中。从表皮组织I至粒子芯片3的距离L为约I. 5_。各金属粒子8可由金纳米棒构成。作为金纳米棒的替代，还可使用具有被金或银等金属覆盖的表面的电介质粒子。该电介质粒子的材料的例子为二氧化硅。粒子芯片3的基板具有约100微米的直径和约100微米的厚度。基材的材料的例子为丙烯酸树脂等树脂、玻璃或硅。金属粒子8按照各长轴方向与X方向平行的方式进行配置。美国专利申请公开第2010/0195106号公报详细地公开了粒子芯片3。美国专利申请公开第2010/0195106号公报对应于国际公开第2007/108453号公报和日本特开2007-248284号公报。第I聚焦光5a的一个例子为具有785nm的波长、且具有圆形的束的形状的光。这种第I聚焦光5a透过表面组织I而聚焦在微粒芯片3的表面。第I聚焦光5a到达微粒芯片3时,第I聚焦光5a在粒子芯片3的表面上发生反射,在此处产生第I反射光6。(工序(C))如图I所示，在工序(C)中，第I反射光6由于皮肤折射率(为约I. 37)与空气折射率(为I)的差异而在皮肤的表面发生折射。于是，如图3所示，第I反射光6透过光学滤波器13，被受光器14接受。如此获得第I信号Xa。工序(b)和工序(c)优选同时进行。如果粒子芯片3被第I聚焦光5a照射，则在金属粒子8上产生局域表面等离子体共振，从而增强金属粒子8附近的电磁场强度。这会增强来自于位于金属粒子8附近 (0.5 30nm以内)的生物体物质的拉曼散射光。如此产生表面增强拉曼散射光。第I反射光6包含该表面增强拉曼散射光。表面增强拉曼散射光的强度比通常的拉曼散射光强度大104倍 109倍。因此，在金属粒子8附近产生的表面增强拉曼散射光具有远远大于在皮肤表面(包含角质层)、表皮组织I或真皮组织2中产生的拉曼散射光的强度。这意味着金属粒子8附近的体液中所含有的生物体成分的拉曼散射光被选择性地增强。这样减少了杂散光和干扰成分的影响。生物体中所含有的葡萄糖等生物体成分的量远远低于生物体中所含有的干扰成分的量。因此，葡萄糖的通常的拉曼散射光与在皮肤表面(表皮组织I的角质层)、表皮组织I或真皮组织2所含有的干扰成分的拉曼散射光相比，具有极小的强度。由于该原因，难以提取葡萄糖的通常的拉曼散射光。但是，通过粒子芯片3，真皮组织2中的体液中所含的葡萄糖的拉曼散射光被选择性地增强。这使得葡萄糖的拉曼散射光的强度与干扰物质的拉曼散射光的强度相比被选择性地增大。葡萄糖的表面增强拉曼散射光的强度由于与葡萄糖的浓度成比例，因而可由葡萄糖的表面增强拉曼散射光的强度算出葡萄糖的浓度。以下说明葡萄糖浓度的计算的一个例子。非专利文献I的图I表示葡萄糖的表面增强拉曼散射光光谱。如非专利文献I的图I所示，葡萄糖的表面增强拉曼散射光光谱在lOOOcm-PlSOOcnT1的拉曼位移的范围内具有葡萄糖特有的多个峰。该多个峰中，具有1120 (cnT1)的拉曼位移的峰与白蛋白和肌酸内酰胺的拉曼散射光光谱的峰不重叠。因此，具有1120 (cm—1)的拉曼位移的表面增强拉曼散射光的强度仅与葡萄糖的浓度成比例。第I聚焦光5a的波长为785纳米时，将使波长为860. 7纳米的光透过的滤波器作为光学滤波器13来使用。其理由如下所述。波长λ与波数k之间的关系满足以下的等式(I):Ii(Cnr1)=IOVA (nm)(I)785nm的波长对应于12739CHT1的波数。因此，具有IUOcnT1的拉曼位移的葡萄糖所特有的拉曼散射光的波数由以下等式算出。12739 (cm-1) -1120 (cm-1) =11619 (cm-1)。
利用等式(I)进行换算，则具有1120cm—1的拉曼位移的葡萄糖所特有的拉曼散射光的波长为860. 7nm。光学滤波器13例如具有860. 7nm的中心波长、且具有3纳米的半峰全宽。该光学滤波器13的透射范围为859. 2纳米 862. 2纳米。由等式(I)，该透射范围的波数为11599cm ^11639^ 1O图4表示照射光、表面增强拉曼散射光、拉曼位移及半峰全宽之间的关系。葡萄糖所特有的表面增强拉曼散射光光谱的中心波长及其宽度落入光学滤波器13的透射光谱的中心波长和宽度所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拉曼散射光透过光学滤波器13。但是，其他的光不会透过光学滤波器13。更详细地说，如图4所示，仅对具有12739CHT1的波数的第I聚焦光5a具有I lOOcnT1"! HOcnT1的拉曼位移的拉曼散射光选择性地透过光学滤波器13。另一 方面，该光学滤波器13会限制包含干扰成分的拉曼散射光和第I反射光6在内的不需要波数的光的透过。具有llOOcnT1的拉曼位移的拉曼散射光的波数为11639CHT1(12739cm^-1100cm^=11639cm^),具有IHOcnT1的拉曼位移的拉曼散射光的波数为11599cm—1 (12739cm^-lHOcm^1=I 1599cm^)0这些值与光学滤波器13的透射范围的端点的波数一致。当为了增强表面增强拉曼散射光的强度而增强第I聚焦光5a的强度时，反射光6的强度和干扰成分的拉曼散射光的强度也被增强。但是，干扰成分的拉曼散射光及反射光6被光学滤波器13遮蔽，不会到达受光器14。如此，仅获得目标物质所特有的第I信号Xa。用于葡萄糖浓度检测所使用的光学滤波器13的中心波长λ 2通过下述等式(II)算出。λ i表不第I聚焦光5a的波长。λ2=(107· A1) / (107-1120 · X1)(II)λ 2 :光学滤波器13的中心波长λ i :第I聚焦光5a的波长如上所述，通过使用实施方式I的测量装置，可对具有1120CHT1的拉曼位移的葡萄糖的表面增强拉曼散射光选择性地进行测量。当然，与通常测量的情况同样，在上述测量时可以使用预先准备的标准曲线。为了算出具有BcnT1的拉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)。λ2=(107· A1) / (IO7-B · X1) (III)λ 2 :光学滤波器13的中心波长λ i :第I聚焦光5a的波长B:生物成分的拉曼位移(工序(d) 工序(f))乍一看会认为通过工序(a广工序(C)即可测定生物体成分的浓度。但是，所得的浓度的值是不正确的。以下说明其理由。杂散光会降低测定精度。杂散光包含第I反射杂散光61和扩散散射光7。第I反射杂散光61通过对皮肤表面照射第I聚焦光5a而由皮肤表面产生。扩散散射光7通过在皮肤内部行进的第I聚焦光5a而由皮肤内部产生。
第I反射杂散光61会大大降低测定精度。而扩散散射光7几乎不会降低测定精度。其原因在于，第I反射杂散光61的强度要远远大于扩散散射光7的强度。当折射率的差异很大时，第I反射杂散光61的量也增大。第I聚焦光5a从空气向皮肤内部行进。由于空气的折射率与皮肤的折射率有很大差异(为约O. 37)，因而在皮肤表面处第I聚焦光5a会有大大的反射。而在皮肤内部，由于约I. 37的皮肤内部的折射率实质上恒定(为约I. 37)，因而扩散散射光7的强度远远弱于第I反射杂散光61的强度。因此，以下忽略扩散散射光7。第I聚焦光5a在皮肤的表面上在所有方向上强烈地反射，产生第I反射杂散光61。第I反射杂散光61在位于皮肤最表面的具有10微米 20微米厚度的角质层处产生。第I反射杂散光61的强度等于照射光强度的约4 7%。第I反射杂散光61的强度根据角质层的表面粗糙度和具有不同折射率的区域的分布而变化。另一方面，通常的拉曼散射光的强度为照射光强度的10_16倍以下。另外，表面增 强拉曼散射光的强度为照射光强度的10_7以下。即，与要检测的表面增强拉曼散射光的强度相比，在皮肤表面产生的第I反射杂散光61的强度极大。因此,即便第I反射杂散光61的强度极小，该第I反射杂散光61在受光器14中的混入也会使光传感器的输出信号饱和、从而无法进行测量。光学滤波器13可减少混入到光传感器中的第I反射杂散光16的量以防止受光器14饱和。但是，如果透过光学滤波器13的光的透射率降低(即光学滤波器13的遮断效果提高)，则拉曼散射光的透射率也降低。在实际应用上，透过光学滤波器13的光的透射率的最小值为约10Λ即，并不是会遮断所有的第I反射杂散光61，而是会有一部分的第I反射杂散光61透过滤波器。该一部分的第I反射杂散光61混入到受光器14中，会降低生物体成分浓度的测量精度。进而，生物体含有具有与葡萄糖等生物体成分的拉曼光谱重叠的拉曼光谱的物质。即便使用光学滤波器13，由该物质产生的拉曼散射光(以下称作“干扰拉曼光”)也不会被减少。这也会降低生物体成分浓度的测量精度。为了解决上述问题，本发明的该实施方式中实施工序(d) 工序(f)。优选同时实施工序(d)和工序(e)。更优选同时实施工序(d) 工序(f)。(工序(d))首先，在工序(d)中，利用计算机17，按照满足不等式dl〈d2的方式使聚光控制器10将来自光源9的光转变成第2聚焦光5b(图I中的虚线)。这里，如图I所示，距离dl和d2分别表示第I聚焦光5a的聚焦点与粒子芯片3的表面之间的距离(深度)和第2聚焦光5a的聚焦点与粒子芯片3的表面之间的距离(深度)。如图I所示，第2聚焦光5b透过第2区域Cd，到达粒子芯片3的表面。在此处，第2聚焦光5b产生第2反射光。如图6(和图5)所不,第2聚焦光5b在微粒芯片3的表面处具有比第I聚焦光5a更大的光束直径。由图5和图6的比较可知，第2聚焦光5b在微粒芯片3上具有比第I聚焦光5a更小的强度。只要第I聚焦光5a的聚焦点与第2聚焦光5b的聚焦点不同，则并不一定要满足不等式dl〈d2。与图7所不的第I聚光束5a的情况同样,如图8所不,第2聚焦光5b的聚焦点也可位于粒子芯片3的表面与皮肤表面之间。如图9所示，第I区域Cb和第2区域Cd有必要相同。其原因如下所述。皮肤表面的光学特性依赖于表面粗糙度、折射率分布和干扰成分的浓度。皮肤表面的光学特性即便是同一个体也不均匀。即，根据皮肤表面上的位置不同，光学特性不同。因此，即便用具有相同强度的光照射同一个体，根据所照射的位置不同，第I反射杂散光61的强度也会发生变化。由该理由出发，如图9所示，第I区域Cb和第2区域Cd有必要相同。与工序(b)的情况同样，在工序(d)中会产生反射杂散光。工序(d)中产生的反射杂散光称作第2反射杂散光62。(工序(e)和工序(f))与工序(C)的情况同样,在工序(e)中,第2反射杂散光62介由光学滤波器13被受光器14接受，获得第2信号Xb。最后，在工序(f)中，由第I信号Xa减去第2信号Xb，算出它们的差值。根据该差值，利用计算机17算出生物体成分的浓度。由第I信号Xa减去第2信号Xb会抵消大大降低测定精度的第I反射杂散光61。干扰拉曼光也被抵消。即，上述差值不包含第I反射杂散光61或干扰拉曼光的成分。因此，通过工序(a) 工序(f)获得的浓度比仅通过工序(a) 工序(C)获得的浓度更为正确。如图10和图11所示，第I区域Cb和第2区域Cd必须相同。其原因在于，由于第I反射杂散光61未被第2反射杂散光61充分地抵消(图10)或者第2反射杂散光62将第I反射杂散光61过多地抵消(图11)，因而工序(f)中的差值会包含任一者的反射杂散光。根据该差值计算出的生物体成分的浓度是不正确的。如图12所示，第I区域Cb即便与第2区域Cd部分地一致也是不充分的。因此，如图9所示，第I区域Cb的重心与第2区域Cd的重心一致、且第I区域Cb与第2区域Cd完全重合。当第I区域Cb和第2区域Cd均为圆形时，它们的重心与其圆的中心点一致。产业上的可利用性本发明可用于对生物体中的葡萄糖等生物体成分的浓度进行测定。符号说明I表皮组织2真皮组织3粒子芯片4皮下组织5a第I聚焦光5b第2聚焦光6反射光61第I反射杂散光62第2反射杂散光7扩散散射光8金属粒子9光源10聚光控制器12透镜体系13光学滤波器14受光器17计算机18支撑体Cb第I区域Cd第2区域


本发明的目的之一在于提供更正确地测定生物体成分浓度的方法。本发明提供对生物体中所含有的生物体成分的浓度进行测定的方法，其包含以下工序准备具有聚光控制器、光源、光学滤波器和受光器的测定装置的工序；将来自该光源的不同的聚焦光介由皮肤表面上的位置照射至埋入该皮肤内的粒子芯片，从而产生对应的反射光的工序；根据由该反射光获得的信号的差值来计算上述生物体成分的浓度的工序。