血糖値センサ
【課題】低侵襲かつ連続に、血糖値を検出する。
【解決手段】光学センサ１は、血糖値に関する情報を経皮的に検出する。ゲル部１０は、グルコース応答性を有し、皮膚４に貼り付けられるグルコース応答性ゲルを有する。ゲル部１０には、グルコース応答性ゲルに水分を補給するグルコース非応答性ゲルも含まれている。検出部１１は、皮膚４を通して浸透するグルコースによるグルコース応答性ゲルの膨潤度を光学的に検出する。検出された膨潤度に基づいて、血糖値の推定値が算出される。
【解決手段】光学センサ１は、血糖値に関する情報を経皮的に検出する。ゲル部１０は、グルコース応答性を有し、皮膚４に貼り付けられるグルコース応答性ゲルを有する。ゲル部１０には、グルコース応答性ゲルに水分を補給するグルコース非応答性ゲルも含まれている。検出部１１は、皮膚４を通して浸透するグルコースによるグルコース応答性ゲルの膨潤度を光学的に検出する。検出された膨潤度に基づいて、血糖値の推定値が算出される。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血糖値を検出する血糖値センサに関する。
【背景技術】
【０００２】
予防医学や医療費抑制が叫ばれる中で、血管障害リスクを多面的に抑制することは大変有意義である。分子レベルではグルコースや中性脂肪、コレステロール、ストレスマーカーなどが血管障害の重要な原因物質とされる。また、疫学的には過食、飲酒、喫煙、運動不足などが血管障害の誘発因子とされており、メタボリックシンドローム（通称メタボ）や糖尿病などが血管障害のリスクファクタとして挙げられている。このような背景から、初期のメタボ患者や糖尿病患者及びその予備軍に対して血管障害リスクの原因物質、誘発因子及びリスクファクタを抑制するように積極介入することの意義は大きいと考えられる。
【０００３】
現状行われているいわゆるメタボ検診や、今後活用が進むＨｂＡ１Ｃ計測などの検診によって、これまで見過ごされていた隠れ糖尿病罹患者が顕在化する時代が到来すると思われる。特に、糖尿病患者の大部分は食事や運動などの生活習慣を改善することによって合併症の発生リスクを大幅に抑制することができることから、自己管理の重要性が叫ばれている。
【０００４】
血糖値を自己管理をする際に、血糖値センサは主要な役割を担っている（例えば、特許文献１参照）。しかし、現状では、血糖値センサは、日内変動の激しい血糖値の瞬間的な値を計測するものであるため、計測結果のばらつきが大きい。現状の血糖値センサの計測操作は簡便ではあるものの、準備から片付けまでには数分以上を要するため、仕事中や旅行中などで昼食後１時間後又は２時間後の血糖値を正確に計測するのには困難がつきまとう。
【０００５】
また、糖尿病患者にとって大きなリスクである低血糖症状に対して、１日数回程度の血糖値の計測では足りない。しかも、指裂血を計測対象とする穿刺採血方式を採用しているため、利用者からの不満は大きいうえ、データ再現性も必ずしも高いものではない。
【０００６】
一方で、連続的に血糖値を計測できる次世代のセンサとして期待されている酵素電極埋め込み方式のセンサは、現状の血糖値センサ以上に侵襲性が高い（例えば、特許文献２参照）。逆に、研究段階にあるほぼすべての非侵襲の血糖値センサは、現状の血糖値センサよりもデータ再現性に乏しく、原理的にその向上は期待しがたい。
【０００７】
血糖値推定値を非侵襲に得るセンサとしては経皮イオントフォレシス方式を採用した腕時計型のセンサが最もよく知られている（例えば、特許文献３参照）。しかしながら、この方式では、イオントフォレシスの電気刺激が結果的に侵襲的であったため、多くのケースで皮膚に損傷を与えているのが実情である。
【０００８】
血糖値は、低血糖などの最低レベルであっても一般的な生化学分析としては十分に高濃度である。血糖由来の糖は、中性の低分子であるため、積極的な電気刺激など無しに皮膚上に自然拡散だけでも移動してくることが知られている。この位置の糖は皮膚細胞によって随時消費されるため、大血管から採血される血液中の血糖値と比較すればその濃度は確実に低く、血糖値とは一致しない。このため、血糖値センサの測定の対象としては不適当であると考えられている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】特開平８−３３８７９８号公報
【特許文献２】特開２００３−２６５４４４号公報
【特許文献３】特許第４２９５９７０号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
このように、血糖値センサを開発する業界では、１０年以上の間、世界的に非侵襲・連続計測を最大の課題として抱えているが、未だにその課題は解決されていない。
【００１１】
本発明は、上記実情に鑑みてなされたもので、低侵襲かつ連続に、血糖値を検出することができる血糖値センサを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
上記目的を達成するために、本発明の第１の観点に係る血糖値センサは、
血糖値に関する情報を経皮的に検出する血糖値センサであって、
皮膚に貼り付けられ、グルコースに応答して膨潤するグルコース応答性ゲルと、
前記グルコース応答性ゲルに水分を補給する水分補給部と、
皮膚を通して浸透するグルコースによる前記グルコース応答性ゲルの膨潤度を光学的に検出する検出部と、
前記検出部により検出された前記グルコース応答性ゲルの膨潤度に基づいて、血糖値の推定値を算出する推定部と、
前記推定部によって算出された血糖値の推定値を記憶する記憶部と、
を備える。
【００１３】
前記グルコース応答性ゲルが、ボロン酸基を官能基として有する、
こととしてもよい。
【００１４】
前記水分補給部は、
グルコース応答性を有しないグルコース非応答性ゲルである、
こととしてもよい。
【００１５】
前記検出部は、
前記グルコース応答性ゲルの第１の膨潤度と、
前記グルコース非応答性ゲルの第２の膨潤度と、
を同時に検出し、
前記推定部は、
前記第１の膨潤度と前記第２の膨潤度との違いに基づいて、前記血糖値の推定値を算出する、
こととしてもよい。
【００１６】
前記検出部は、
表面プラズモン共鳴又は前記グルコース応答性ゲルが当接する光導波路内における光の全反射により発生する該光の位相の遅延に基づいて、前記グルコース応答性ゲルの膨潤度を検出する、
こととしてもよい。
【発明の効果】
【００１７】
本発明に係る血糖値センサによれば、グルコースにより膨潤するグルコース応答性ゲルを皮膚に貼り付けて、その膨潤度を光学的に検出することにより、血糖値を間接的に計測する。このゲルは、グルコースによる親和性に基づく可逆な構造変化を起こして膨潤するものであるので、連続的な血糖値の計測が可能である。また、酸化酵素などによって刺激性の副産物を生成することなく低侵襲に血糖値の計測が可能である。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る血糖値センサの構成を示す斜視図である。
【図２】図１の血糖値センサの構成を示す模式図である。
【図３】図２の検出部の光学系の構成を示す図である。
【図４】界面でレーザ光が反射する様子を示す図である。
【図５】グルコース応答性ゲルが、グルコースに応答して膨潤したときの反射光強度の入射角依存性を示すグラフである。
【図６】フォトダイオードで検出される反射光強度の時間変化の一例である。
【図７】本発明の第２の実施形態に係る血糖値センサにおける検出部の一部の構成を示す図である。
【図８】本発明の第３の実施形態に係る検出部の構成を示す図である。
【図９】導波路のレーザ光の光路を説明するための図である。
【図１０】本発明の第４の実施形態に係る血糖値センサの光学センサの構造を示す模式図である。
【図１１】図１０の光学センサの構造を示す上面図である。
【図１２】血糖値センサの他の構成例を示す模式図である。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
本発明の実施の形態について、図面を参照して詳細に説明する。
【００２０】
（第１の実施形態）
まず、本発明の第１の実施形態について説明する。
【００２１】
図１には、本実施形態に係る血糖値センサ１００の斜視図が示されている。図１に示すように、血糖値センサ１００は、光学センサ１と携帯端末２とを備える。
【００２２】
光学センサ１は、貼り付け用フィルム３によって例えば上腕部に貼り付けられている。光学センサ１は、血糖値に関する情報を経皮的に検出する。光学センサ１は、検出した血糖値に関する情報を、ボディエリアネットワーク（ＢＡＮ）により、携帯端末２に送信する無線通信機能を有している。ここで、ボディエリアネットワークとは、極めて近距離で行われる通信ネットワークである。このボディエリアネットワークを用いれば、例えば人が携帯する装置間での通信が可能となる。
【００２３】
携帯端末２は、ボディエリアネットワークにより、光学センサ１と無線通信可能な無線通信機能を有している。携帯端末２は、この無線通信機能を用いて、光学センサ１によって検出された血糖値に関する情報（後述するゲル部１０のゲル２０Ａのグルコースによる膨潤度）を受信する。携帯端末２は、受信した血糖値に関する情報に基づいて血糖値の推定値を算出し、算出された血糖値の推定値を記憶する。このようにして、ある期間における血糖値の推移が取得される。
【００２４】
図２には、光学センサ１の構成が模式的に示されている。図２に示すように、光学センサ１は、ゲル部１０と、光学検出部１１と、通信部１２とを備えている。
【００２５】
図３に示すように、ゲル部１０には、２種類のゲル２０Ａ、２０Ｂが設置されている。
【００２６】
一方のゲル２０Ａは、グルコース応答性を有するグルコース応答性ゲルである。ゲル２０Ａには、ボロン酸基を官能基として有するもの、より好ましくは、フェニルボロン酸基が付与されたものが用いられる。
【００２７】
フェニルボロン酸基を有するゲル２０Ａは、水分等に含まれる水酸基との結合と分離を繰り返している。ゲル２０Ａは、水酸基と結合し、さらにグルコースが結びつくと、電荷を帯び、その電荷による反発力でゲル２０Ａが膨潤する。ゲル２０Ａは、膨潤すると、その誘電率が変化する。検出部１１は、この誘電率の変化を光学的に計測する。
【００２８】
なお、グルコースとの結び付きが失われると、ゲル２０Ａは再び収縮する。このように、ゲル２０Ａは、周辺のグルコースの濃度に応じて膨潤と収縮とを繰り返すので、グルコースの濃度の連続計測が可能となる。
【００２９】
ゲル２０Ａとして好適なものには、例えば、４−（ジヒドロキシボロノ）スチレン、３−（メタ）アクリルアミドフェニルボロン酸、Ｎ−（４’−ビニルベンジル）−４−フェニルボロン酸カルボキサミド、３−（（メタ）アクリルアミジルグリシルアミド）フェニルボロン酸、３−（メタ）アクリルアミド−２−トリフルオロメチルフェニルボロン酸、３−（メタ）アクリルアミド−４−ペンタフルオロエチルフェニルボロン酸、５−（メタ）アクリルアミド−２−ヘプタフルオロプロピルフェニルボロン酸、５−（（メタ）アクリルアミジルグリシルアミド）−２−ヘプタフルオロプロピルフェニルボロン酸、５−（メタ）アクリルアミド−２，４，６−ビス（ヘプタフルオロプロピル）フェニルボロン酸、３−（メタ）アクリルアミド−２−（１，１，２，２，３，３−ヘキサフルオロプロピル）フェニルボロン酸、３−（メタ）アクリルアミド−４−（１−クロロ−１，１，２，２，３，３−ヘキサフルオロプロピル）フェニルボロン酸、５−（メタ）アクリルアミド−２−（ペルフルオロ−１，４−ジメチル２，５−ジオキサオクチル）フェニルボロン酸などがある。
【００３０】
他方のゲル２０Ｂは、グルコース応答性を有しないグルコース非応答性ゲルである。ゲル２０Ｂには、例えばゲル２０Ａと同じゲル骨格を有し、フェニルボロン酸基が付与されていないものを用いることができる。ゲル２０Ｂは、ゲル２０Ａに対して水分を補給する水分補給部として機能する。
【００３１】
ゲル２０Ｂは、グルコースによって膨潤することはないが、汗や体表温度等の他の環境要因に応じてその誘電率が変化する。これはゲル２０Ａについても同じである。検出部１１は、このような他の環境要因によるゲル２０Ａの誘電率の変化を相殺するために、ゲル２０Ｂについても検出部１１により、誘電率の変化を光学的に測定する。
【００３２】
これらのゲル２０Ａ、２０Ｂは、皮膚４に直接貼り付けられる。
【００３３】
検出部１１は、皮膚４に浸透したグルコースによるゲル２０Ａの膨潤度を光学的に検出する。検出部１１は、図３に示すように、光源３０と、ビームサンプラ３１と、ビーム強度計３２と、ビームスプリッタ３３と、偏光板３４と、プリズム３５と、金属薄膜３６と、対物レンズ３７と、フォトダイオード３８Ａ、３８Ｂとを備える。
【００３４】
光源３０は、例えば半導体レーザである。この半導体レーザは、例えば波長が６３５ｎｍのレーザ光を発振出力する。レーザ光のビーム径は、０．１〜１ｍｍ程度でよい。なお、光源３０として、赤色、白色ＬＥＤ（Light Emitting Diode）等を用いてもよい。
【００３５】
光源３０から出力されたレーザ光は、ビームサンプラ３１に入射する。ビームサンプラ３１は、一部のレーザ光の成分を反射して、ビーム強度計３２に入射させる。ビーム強度計３２は、入力されたレーザ光の強度を計測する。この計測値は、検出されるレーザ光の反射光強度の補正に用いられる。
【００３６】
ビームスプリッタ３３は、ビームサンプラ３１を通過したレーザ光を２つに分岐させる。
【００３７】
偏光板３４は、入射した２つのレーザ光を直線偏光に変換して出射する。この直線偏光は、後述するプリズム３５と金属薄膜３６との間の界面Ｆに対してＰ偏光となる。
【００３８】
プリズム３５としては、屈折率の高いガラスが採用される。プリズム３５は、偏光板３４によりＰ偏光となった２つのレーザ光を入射する。
【００３９】
プリズム３５上には金属薄膜３６が蒸着されている。金属薄膜３６は、例えば金膜（Ａｕ）である。この他、Ａｇ、Ｃｕ、Ｚｎ、Ａｌ、Ｋなどの薄膜も、金属薄膜３６として用いることができる。金属薄膜３６の厚みは、例えば５０ｎｍである。金属薄膜３６は、プリズム３５上に例えば蒸着により成膜されている。
【００４０】
図４に示すように、プリズム３５に入射した２つのレーザ光は、プリズム３５と金属薄膜３６の間の界面Ｆに、全反射条件を満たしエバネッセント光による表面プラズモン共鳴現象を発生させる入射角θで入射する。
【００４１】
界面Ｆで反射した２つのレーザ光は、プリズム３５から出射して、対物レンズ３７に入射する。対物レンズ３７は、各レーザ光を屈折させて出射する。対物レンズ３７から出射された２つのレーザ光は、フォトダイオード３８Ａ、３８Ｂに到達する。
【００４２】
フォトダイオード３８Ａ、３８Ｂは、界面Ｆで反射されたレーザ光を受光する。フォトダイオード３８Ａ、３８Ｂは、その反射光の強度を検出する。
【００４３】
図５のグラフには、フォトダイオード３８Ａ、３８Ｂで受光される反射光の強度の入射角依存性の一例が示されている。このグラフでは、横軸が界面Ｆへの平行光束の入射角度θを示しており、縦軸がその入射角θにおける反射光の強度を示している。図５には、２本の特性曲線（ａ）、（ｂ）が示されている。
【００４４】
特性曲線（ａ）は、ゲル２０Ａがまだ膨潤していない状態での反射光の強度の入射角依存性を示す曲線である。この曲線によれば、表面プラズモン共鳴現象により、入射角θ１において反射光の強度が最も減衰している。この入射角θ１を、共鳴角という。本実施形態では、当初の反射光の強度が最も暗くなるように、界面Ｆへのレーザ光の入射角度をθ１に設定している。
【００４５】
特性曲線（ｂ）は、ゲル２０Ａがグルコースに応答して膨潤したときの反射光強度の入射角依存性を示す曲線である。ゲル２０Ａは、誘電体であり、皮膚４を浸透して出てきたグルコースにより膨潤すると、その誘電率（屈折率）が低下し、反射光強度の入射角依存性が特性曲線（ａ）から特性曲線（ｂ）へシフトし、共鳴角もθ１からθ２へシフトする。
【００４６】
ゲル２０Ａがグルコースに応答して膨潤すると、入射角θ１での反射光強度もＩ１からＩ２へ変化する。フォトダイオード３８Ａでは、この反射光強度の変化を観測することができる。図６には、フォトダイオード３８Ａの反射光強度の時間変化の一例が示されている。図６に示すように、ゲル２０Ａがグルコースに応答し膨潤すると、ゲル２０Ａの誘電率（屈折率）が低下して、結果的に、反射光強度が変化する。
【００４７】
一方、ゲル２０Ｂについてはグルコースに対して膨潤しないため、その反射光強度はグルコースに応じて変化せず、その変化は汗や体表温などの他の変動要因によるものとなる。
【００４８】
図２に戻り、通信部１２は、ゲル２０Ａの膨潤に対応するフォトダイオード３８Ａの出力値と、ゲル２０Ｂに対応するフォトダイオード３８Ｂの出力値とを、ボディエリアネットワークにより、携帯端末２に送信する。
【００４９】
携帯端末２（図１参照）は、これらの出力値を受信し、受信した出力値に基づいて、血糖値の推定値を算出する。より具体的には、携帯端末２は、フォトダイオード３８Ａの出力値から、フォトダイオード３８Ｂの出力値を差し引いて、他の変動要因による誘電率の変化分を除去した上で、血糖値の推定値を算出する。
【００５０】
ゲル２０Ａ、２０Ｂの膨潤度とフォトダイオード３８Ａ、３８Ｂの出力値との相関関係、ゲル２０Ａの膨潤度と皮膚４内のグルコース濃度との相関関係、皮膚４内のグルコース濃度と血糖値との相関関係は予め求められ、携帯端末２に保持されている。携帯端末２は、これらの相関関係に基づいて、血糖値の推定値を算出する。
【００５１】
携帯端末２は、算出した推定値を記憶する。このような処理が所定の時間間隔で繰り返し行われることにより、所定の期間（例えば、１時間）の血糖値の推移が取得される。なお、携帯端末２は、算出した推定値が予め設定した閾値を下回るか、あるいは算出した推定値の時間変化が有意な血糖値の低下を示しているか否かを判定することにより、低血糖の危険性を検出するようにしてもよい。低血糖の危険性が検出されると、携帯端末２は、発信音を鳴らしたり、バイブレーションで筐体を鳴動させたり、表示画面に警告を表示させるなどして、その危険性を外部に報知するようにしてもよい。
【００５２】
以上詳細に説明したように、本実施形態に係る血糖値センサ１００によれば、グルコースにより膨潤するグルコース応答性のゲル２０Ａを皮膚４に貼り付けて、その膨潤度を光学的に検出することにより、血糖値を間接的に計測する。このゲル２０Ａは、親和性に基づく可逆な構造変化を起こして膨潤するものであるので、連続的な血糖値の計測が可能である。また、この血糖値センサ１００によれば、酸化酵素などによって刺激性の副産物を生成することなく、低侵襲に血糖値の計測が可能である。
【００５３】
（第２の実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態について説明する。
【００５４】
本実施形態に係る血糖値センサ１００は、検出部１１の構成が上記第１の実施形態に係る血糖値センサ１００と異なる。
【００５５】
図７には、本実施形態に係る検出部１１の構成が示されている。図７に示すように、本実施形態に係る検出部１１は、プリズム３５の代わりに、導波路４０が設けられている。この導波路４０は、例えばポリマー製とすることができる。
【００５６】
導波路４０は、光源３０から発せられ、偏光板３４を通過し、入射したレーザ光を、入射角度θで金属薄膜３６上で複数回反射させた後、出射する。導波路４０から出射された反射光は、上記第１の実施形態と同様に、フォトダイオード３８Ａに入射されてその強度が検出される。
【００５７】
本実施形態によれば、レーザ光を金属薄膜３６に複数回反射させることができるので、表面プラズモン共鳴によるレーザ光の減衰率を向上することができる。これにより、反射光強度の変化に対するセンサの感度を向上させることができる。
【００５８】
（第３の実施形態）
次に、本発明の第３の実施形態について説明する。
【００５９】
本実施形態に係る血糖値センサ１００では、検出部１１の構成が、上記第１、第２の実施形態に係る血糖値センサ１００と異なる。
【００６０】
図８には、本実施形態に係る検出部１１の一部の構成が示されている。図８に示すように、この検出部１１は、光源５０と、ハーフミラー５１と、ミラー５２と、導波路５３、５４と、ミラー５５、ハーフミラー５６と、干渉計５７と、を備える。
【００６１】
光源５０は、上記第１の実施形態に係る光源３０（図３参照）と同様に、レーザ光を出射する。
【００６２】
ハーフミラー５１は、光源５０から発せられたレーザ光を分岐させる。ミラー５２は、ハーフミラー５１で反射されたレーザ光を全反射する。
【００６３】
導波路５３は、グルコース応答性ゲルであるゲル２０Ａに接するように設けられている。図９には、導波路５３におけるレーザ光の進路が示されている。図９に示すように、本実施形態では、ゲル２０Ａと導波路４０との間に金属薄膜３６が設けられていない。ゲル２０Ｂと導波路４０との間も同様である。
【００６４】
導波路５３は、レーザ光を入射角度θで複数回反射させた後、出射する。ゲル２０Ａと接する面で全反射する際に発生するエバネッセント光により、反射するレーザ光の位相は、遅延する。ゲル２０Ａは、皮膚４を介して浸透したグルコースにより膨潤して、誘電率が変化する。ゲル２０Ａの誘電率が変化すると、反射するレーザ光の位相の遅延量も変化する。
【００６５】
導波路５４は、グルコース非応答性ゲルであるゲル２０Ｂに接するように設けられている。この導波路５４における反射するレーザ光の位相の遅延量の変化は、グルコースの濃度とは無関係で、他の環境要因によるものである。
【００６６】
導波路５４から出射されたレーザ光は、ミラー５５で反射され、ハーフミラー５６で反射され、干渉計５７に至る。一方、導波路５３から出射されたレーザ光は、ハーフミラー５６を経て、干渉計５７に至る。
【００６７】
干渉計５７は、入射した２つのレーザ光の干渉縞を検出し、その干渉縞に基づいて、２つのレーザ光の位相差を検出する。この位相差は、通信部１２により、携帯端末２に送信される。
【００６８】
レーザ光の位相差と皮膚４内のグルコース濃度との相関関係、皮膚４内のグルコース濃度と血糖値との相関関係は予め求められており、携帯端末２に保持されている。携帯端末２は、これらの相関関係に基づいて、血糖値の推定値を算出する。携帯端末２は、算出された血糖値の推定値を記憶する。
【００６９】
（第４の実施形態）
次に、本発明の第４の実施形態について説明する。
【００７０】
図１０には、本実施形態に係る血糖値センサ１００の光学センサ１の構造が示されており、図１１には、光学センサ１の上面図が示されている。
【００７１】
図１０、図１１に示すように、導波路５３、５４の両端には、結合回折格子７０、７１が設けられている。レーザダイオード６０から出射されたレーザ光は、結合回折格子７０を介して導波路５３、５４へ入射する。
【００７２】
結合回折格子７０によるレーザ光の１次回折光は、上記第３の実施形態での導波路５３内のレーザ光と同様に、導波路５３、５４内で全反射を繰り返しつつ、結合回折格子７１に到達する。結合回折格子７１によりレーザ光の１次回折光は、ＬＳＩ６３上に形成されたフォトダイオード６１に入射する。
【００７３】
フォトダイオード６１の検出値は、上記各実施形態と同様に、通信部１２により携帯端末２に送信され、携帯端末２で血糖値の推定値が求められ、記憶される。
【００７４】
このように、本実施形態によれば、結合回折格子７０、７１を備えているので、レーザダイオード６０と導波路５３、５４との光結合や、導波路５３、５４とフォトダイオード６１との光結合とが容易になる。
【００７５】
また、本実施形態によれば、結合回折格子７０、７１を備えているので、レーザダイオード６０やフォトダイオード６１を、その結合回折格子７０、７１の下部に設けることができる。これにより、光学センサ１のダイサイズを０．１〜３ｍｍ角程度に小さくすることができる。
【００７６】
以上詳細に説明したように、上記各実施形態に係る血糖値センサ１００によれば、経皮血糖値センサ１００で一般的に利用されるイオントフォレシスのように、人体に電圧を印加する必要がなくなるので、皮膚４が炎症するリスクを回避することができる。
【００７７】
また、本実施形態によれば、血糖値センサ１００で利用されている内部の酵素反応、電気化学反応を伴わないため、副次的な健康リスクを低減することができるうえ、一般的な血糖値センサよりも長時間安定的に利用することができると予想される。
【００７８】
上記各実施形態で用いられた導波路は、平板の導波路に限られない。例えば導波路として光ファイバーを用いることができる。
【００７９】
また、上記各実施形態では、フェニルボロン酸基を有するゲルを用いたが、その他のボロン酸基を含有するゲルであっても、グルコース応答性（グルコースにより膨潤して屈折率が変化する性質）を有していれば用いることが可能である。
【００８０】
また、上記各実施形態では、グルコース応答性を有しないゲル２０Ｂをゲル２０Ａへの水分補給部としたが、水分補給部をゲル部１０とは独立して設けるようにしてもよい。図１２には、このような構成の血糖値センサ１００が模式的に示されている。図１２に示すように、血糖値センサ１００では、水分補給部１３がさらに設けられている。水分補給部１３はゲル部１０と接しており、水分をゲル部１０に直接補給できるようになっている。
【００８１】
水分補給部１３は、ゲル部１０以外には、水分の過度な蒸散や漏出が抑えられるように液密に構成されている。水分補給部１３の内部を空洞とし、その空洞に液体が充填されるようにすることができる。また、水分補給部１３の内部にガーゼや、綿、布、又はゲル状の部材などを充填し、それらの部材によって液体が保持されるようにしてもよい。
【００８２】
なお、上記各実施形態に係る血糖値センサ１００による計測を行う場合、計測精度を向上させるため、その計測の前に、血糖値センサ１００のゲル部１０を当接させる体表部分の角質層をできるだけ除去しておくのが望ましい。
【００８３】
なお、本発明は、上記実施の形態及び図面によって限定されるものではない。本発明の要旨を変更しない範囲で実施の形態及び図面に変更を加えることができるのはもちろんである。
【産業上の利用可能性】
【００８４】
本発明は、血糖値の検出に好適であり、特に、医療分野などに有用である。
【符号の説明】
【００８５】
１ 光学センサ
２ 携帯端末
３ 貼り付け用フィルム
４ 皮膚
１０ ゲル部
１１ 検出部
１２ 通信部
１３ 水分補給部
２０Ａ、２０Ｂ ゲル
３０ 光源
３１ ビームサンプラ
３２ ビーム強度計
３３ ビームスプリッタ
３４ 偏光板
３５ プリズム
３６ 金属薄膜
３７ 対物レンズ
３８Ａ、３８Ｂ フォトダイオード
４０ 導波路
５０ 光源
５１ ハーフミラー
５２ ミラー
５３、５４ 導波路
５５ ミラー
５６ ハーフミラー
５７ 干渉計
７０、７１ 結合回折格子
１００ 血糖値センサ
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血糖値を検出する血糖値センサに関する。
【背景技術】
【０００２】
予防医学や医療費抑制が叫ばれる中で、血管障害リスクを多面的に抑制することは大変有意義である。分子レベルではグルコースや中性脂肪、コレステロール、ストレスマーカーなどが血管障害の重要な原因物質とされる。また、疫学的には過食、飲酒、喫煙、運動不足などが血管障害の誘発因子とされており、メタボリックシンドローム（通称メタボ）や糖尿病などが血管障害のリスクファクタとして挙げられている。このような背景から、初期のメタボ患者や糖尿病患者及びその予備軍に対して血管障害リスクの原因物質、誘発因子及びリスクファクタを抑制するように積極介入することの意義は大きいと考えられる。
【０００３】
現状行われているいわゆるメタボ検診や、今後活用が進むＨｂＡ１Ｃ計測などの検診によって、これまで見過ごされていた隠れ糖尿病罹患者が顕在化する時代が到来すると思われる。特に、糖尿病患者の大部分は食事や運動などの生活習慣を改善することによって合併症の発生リスクを大幅に抑制することができることから、自己管理の重要性が叫ばれている。
【０００４】
血糖値を自己管理をする際に、血糖値センサは主要な役割を担っている（例えば、特許文献１参照）。しかし、現状では、血糖値センサは、日内変動の激しい血糖値の瞬間的な値を計測するものであるため、計測結果のばらつきが大きい。現状の血糖値センサの計測操作は簡便ではあるものの、準備から片付けまでには数分以上を要するため、仕事中や旅行中などで昼食後１時間後又は２時間後の血糖値を正確に計測するのには困難がつきまとう。
【０００５】
また、糖尿病患者にとって大きなリスクである低血糖症状に対して、１日数回程度の血糖値の計測では足りない。しかも、指裂血を計測対象とする穿刺採血方式を採用しているため、利用者からの不満は大きいうえ、データ再現性も必ずしも高いものではない。
【０００６】
一方で、連続的に血糖値を計測できる次世代のセンサとして期待されている酵素電極埋め込み方式のセンサは、現状の血糖値センサ以上に侵襲性が高い（例えば、特許文献２参照）。逆に、研究段階にあるほぼすべての非侵襲の血糖値センサは、現状の血糖値センサよりもデータ再現性に乏しく、原理的にその向上は期待しがたい。
【０００７】
血糖値推定値を非侵襲に得るセンサとしては経皮イオントフォレシス方式を採用した腕時計型のセンサが最もよく知られている（例えば、特許文献３参照）。しかしながら、この方式では、イオントフォレシスの電気刺激が結果的に侵襲的であったため、多くのケースで皮膚に損傷を与えているのが実情である。
【０００８】
血糖値は、低血糖などの最低レベルであっても一般的な生化学分析としては十分に高濃度である。血糖由来の糖は、中性の低分子であるため、積極的な電気刺激など無しに皮膚上に自然拡散だけでも移動してくることが知られている。この位置の糖は皮膚細胞によって随時消費されるため、大血管から採血される血液中の血糖値と比較すればその濃度は確実に低く、血糖値とは一致しない。このため、血糖値センサの測定の対象としては不適当であると考えられている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】特開平８−３３８７９８号公報
【特許文献２】特開２００３−２６５４４４号公報
【特許文献３】特許第４２９５９７０号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
このように、血糖値センサを開発する業界では、１０年以上の間、世界的に非侵襲・連続計測を最大の課題として抱えているが、未だにその課題は解決されていない。
【００１１】
本発明は、上記実情に鑑みてなされたもので、低侵襲かつ連続に、血糖値を検出することができる血糖値センサを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
上記目的を達成するために、本発明の第１の観点に係る血糖値センサは、
血糖値に関する情報を経皮的に検出する血糖値センサであって、
皮膚に貼り付けられ、グルコースに応答して膨潤するグルコース応答性ゲルと、
前記グルコース応答性ゲルに水分を補給する水分補給部と、
皮膚を通して浸透するグルコースによる前記グルコース応答性ゲルの膨潤度を光学的に検出する検出部と、
前記検出部により検出された前記グルコース応答性ゲルの膨潤度に基づいて、血糖値の推定値を算出する推定部と、
前記推定部によって算出された血糖値の推定値を記憶する記憶部と、
を備える。
【００１３】
前記グルコース応答性ゲルが、ボロン酸基を官能基として有する、
こととしてもよい。
【００１４】
前記水分補給部は、
グルコース応答性を有しないグルコース非応答性ゲルである、
こととしてもよい。
【００１５】
前記検出部は、
前記グルコース応答性ゲルの第１の膨潤度と、
前記グルコース非応答性ゲルの第２の膨潤度と、
を同時に検出し、
前記推定部は、
前記第１の膨潤度と前記第２の膨潤度との違いに基づいて、前記血糖値の推定値を算出する、
こととしてもよい。
【００１６】
前記検出部は、
表面プラズモン共鳴又は前記グルコース応答性ゲルが当接する光導波路内における光の全反射により発生する該光の位相の遅延に基づいて、前記グルコース応答性ゲルの膨潤度を検出する、
こととしてもよい。
【発明の効果】
【００１７】
本発明に係る血糖値センサによれば、グルコースにより膨潤するグルコース応答性ゲルを皮膚に貼り付けて、その膨潤度を光学的に検出することにより、血糖値を間接的に計測する。このゲルは、グルコースによる親和性に基づく可逆な構造変化を起こして膨潤するものであるので、連続的な血糖値の計測が可能である。また、酸化酵素などによって刺激性の副産物を生成することなく低侵襲に血糖値の計測が可能である。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る血糖値センサの構成を示す斜視図である。
【図２】図１の血糖値センサの構成を示す模式図である。
【図３】図２の検出部の光学系の構成を示す図である。
【図４】界面でレーザ光が反射する様子を示す図である。
【図５】グルコース応答性ゲルが、グルコースに応答して膨潤したときの反射光強度の入射角依存性を示すグラフである。
【図６】フォトダイオードで検出される反射光強度の時間変化の一例である。
【図７】本発明の第２の実施形態に係る血糖値センサにおける検出部の一部の構成を示す図である。
【図８】本発明の第３の実施形態に係る検出部の構成を示す図である。
【図９】導波路のレーザ光の光路を説明するための図である。
【図１０】本発明の第４の実施形態に係る血糖値センサの光学センサの構造を示す模式図である。
【図１１】図１０の光学センサの構造を示す上面図である。
【図１２】血糖値センサの他の構成例を示す模式図である。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
本発明の実施の形態について、図面を参照して詳細に説明する。
【００２０】
（第１の実施形態）
まず、本発明の第１の実施形態について説明する。
【００２１】
図１には、本実施形態に係る血糖値センサ１００の斜視図が示されている。図１に示すように、血糖値センサ１００は、光学センサ１と携帯端末２とを備える。
【００２２】
光学センサ１は、貼り付け用フィルム３によって例えば上腕部に貼り付けられている。光学センサ１は、血糖値に関する情報を経皮的に検出する。光学センサ１は、検出した血糖値に関する情報を、ボディエリアネットワーク（ＢＡＮ）により、携帯端末２に送信する無線通信機能を有している。ここで、ボディエリアネットワークとは、極めて近距離で行われる通信ネットワークである。このボディエリアネットワークを用いれば、例えば人が携帯する装置間での通信が可能となる。
【００２３】
携帯端末２は、ボディエリアネットワークにより、光学センサ１と無線通信可能な無線通信機能を有している。携帯端末２は、この無線通信機能を用いて、光学センサ１によって検出された血糖値に関する情報（後述するゲル部１０のゲル２０Ａのグルコースによる膨潤度）を受信する。携帯端末２は、受信した血糖値に関する情報に基づいて血糖値の推定値を算出し、算出された血糖値の推定値を記憶する。このようにして、ある期間における血糖値の推移が取得される。
【００２４】
図２には、光学センサ１の構成が模式的に示されている。図２に示すように、光学センサ１は、ゲル部１０と、光学検出部１１と、通信部１２とを備えている。
【００２５】
図３に示すように、ゲル部１０には、２種類のゲル２０Ａ、２０Ｂが設置されている。
【００２６】
一方のゲル２０Ａは、グルコース応答性を有するグルコース応答性ゲルである。ゲル２０Ａには、ボロン酸基を官能基として有するもの、より好ましくは、フェニルボロン酸基が付与されたものが用いられる。
【００２７】
フェニルボロン酸基を有するゲル２０Ａは、水分等に含まれる水酸基との結合と分離を繰り返している。ゲル２０Ａは、水酸基と結合し、さらにグルコースが結びつくと、電荷を帯び、その電荷による反発力でゲル２０Ａが膨潤する。ゲル２０Ａは、膨潤すると、その誘電率が変化する。検出部１１は、この誘電率の変化を光学的に計測する。
【００２８】
なお、グルコースとの結び付きが失われると、ゲル２０Ａは再び収縮する。このように、ゲル２０Ａは、周辺のグルコースの濃度に応じて膨潤と収縮とを繰り返すので、グルコースの濃度の連続計測が可能となる。
【００２９】
ゲル２０Ａとして好適なものには、例えば、４−（ジヒドロキシボロノ）スチレン、３−（メタ）アクリルアミドフェニルボロン酸、Ｎ−（４’−ビニルベンジル）−４−フェニルボロン酸カルボキサミド、３−（（メタ）アクリルアミジルグリシルアミド）フェニルボロン酸、３−（メタ）アクリルアミド−２−トリフルオロメチルフェニルボロン酸、３−（メタ）アクリルアミド−４−ペンタフルオロエチルフェニルボロン酸、５−（メタ）アクリルアミド−２−ヘプタフルオロプロピルフェニルボロン酸、５−（（メタ）アクリルアミジルグリシルアミド）−２−ヘプタフルオロプロピルフェニルボロン酸、５−（メタ）アクリルアミド−２，４，６−ビス（ヘプタフルオロプロピル）フェニルボロン酸、３−（メタ）アクリルアミド−２−（１，１，２，２，３，３−ヘキサフルオロプロピル）フェニルボロン酸、３−（メタ）アクリルアミド−４−（１−クロロ−１，１，２，２，３，３−ヘキサフルオロプロピル）フェニルボロン酸、５−（メタ）アクリルアミド−２−（ペルフルオロ−１，４−ジメチル２，５−ジオキサオクチル）フェニルボロン酸などがある。
【００３０】
他方のゲル２０Ｂは、グルコース応答性を有しないグルコース非応答性ゲルである。ゲル２０Ｂには、例えばゲル２０Ａと同じゲル骨格を有し、フェニルボロン酸基が付与されていないものを用いることができる。ゲル２０Ｂは、ゲル２０Ａに対して水分を補給する水分補給部として機能する。
【００３１】
ゲル２０Ｂは、グルコースによって膨潤することはないが、汗や体表温度等の他の環境要因に応じてその誘電率が変化する。これはゲル２０Ａについても同じである。検出部１１は、このような他の環境要因によるゲル２０Ａの誘電率の変化を相殺するために、ゲル２０Ｂについても検出部１１により、誘電率の変化を光学的に測定する。
【００３２】
これらのゲル２０Ａ、２０Ｂは、皮膚４に直接貼り付けられる。
【００３３】
検出部１１は、皮膚４に浸透したグルコースによるゲル２０Ａの膨潤度を光学的に検出する。検出部１１は、図３に示すように、光源３０と、ビームサンプラ３１と、ビーム強度計３２と、ビームスプリッタ３３と、偏光板３４と、プリズム３５と、金属薄膜３６と、対物レンズ３７と、フォトダイオード３８Ａ、３８Ｂとを備える。
【００３４】
光源３０は、例えば半導体レーザである。この半導体レーザは、例えば波長が６３５ｎｍのレーザ光を発振出力する。レーザ光のビーム径は、０．１〜１ｍｍ程度でよい。なお、光源３０として、赤色、白色ＬＥＤ（Light Emitting Diode）等を用いてもよい。
【００３５】
光源３０から出力されたレーザ光は、ビームサンプラ３１に入射する。ビームサンプラ３１は、一部のレーザ光の成分を反射して、ビーム強度計３２に入射させる。ビーム強度計３２は、入力されたレーザ光の強度を計測する。この計測値は、検出されるレーザ光の反射光強度の補正に用いられる。
【００３６】
ビームスプリッタ３３は、ビームサンプラ３１を通過したレーザ光を２つに分岐させる。
【００３７】
偏光板３４は、入射した２つのレーザ光を直線偏光に変換して出射する。この直線偏光は、後述するプリズム３５と金属薄膜３６との間の界面Ｆに対してＰ偏光となる。
【００３８】
プリズム３５としては、屈折率の高いガラスが採用される。プリズム３５は、偏光板３４によりＰ偏光となった２つのレーザ光を入射する。
【００３９】
プリズム３５上には金属薄膜３６が蒸着されている。金属薄膜３６は、例えば金膜（Ａｕ）である。この他、Ａｇ、Ｃｕ、Ｚｎ、Ａｌ、Ｋなどの薄膜も、金属薄膜３６として用いることができる。金属薄膜３６の厚みは、例えば５０ｎｍである。金属薄膜３６は、プリズム３５上に例えば蒸着により成膜されている。
【００４０】
図４に示すように、プリズム３５に入射した２つのレーザ光は、プリズム３５と金属薄膜３６の間の界面Ｆに、全反射条件を満たしエバネッセント光による表面プラズモン共鳴現象を発生させる入射角θで入射する。
【００４１】
界面Ｆで反射した２つのレーザ光は、プリズム３５から出射して、対物レンズ３７に入射する。対物レンズ３７は、各レーザ光を屈折させて出射する。対物レンズ３７から出射された２つのレーザ光は、フォトダイオード３８Ａ、３８Ｂに到達する。
【００４２】
フォトダイオード３８Ａ、３８Ｂは、界面Ｆで反射されたレーザ光を受光する。フォトダイオード３８Ａ、３８Ｂは、その反射光の強度を検出する。
【００４３】
図５のグラフには、フォトダイオード３８Ａ、３８Ｂで受光される反射光の強度の入射角依存性の一例が示されている。このグラフでは、横軸が界面Ｆへの平行光束の入射角度θを示しており、縦軸がその入射角θにおける反射光の強度を示している。図５には、２本の特性曲線（ａ）、（ｂ）が示されている。
【００４４】
特性曲線（ａ）は、ゲル２０Ａがまだ膨潤していない状態での反射光の強度の入射角依存性を示す曲線である。この曲線によれば、表面プラズモン共鳴現象により、入射角θ１において反射光の強度が最も減衰している。この入射角θ１を、共鳴角という。本実施形態では、当初の反射光の強度が最も暗くなるように、界面Ｆへのレーザ光の入射角度をθ１に設定している。
【００４５】
特性曲線（ｂ）は、ゲル２０Ａがグルコースに応答して膨潤したときの反射光強度の入射角依存性を示す曲線である。ゲル２０Ａは、誘電体であり、皮膚４を浸透して出てきたグルコースにより膨潤すると、その誘電率（屈折率）が低下し、反射光強度の入射角依存性が特性曲線（ａ）から特性曲線（ｂ）へシフトし、共鳴角もθ１からθ２へシフトする。
【００４６】
ゲル２０Ａがグルコースに応答して膨潤すると、入射角θ１での反射光強度もＩ１からＩ２へ変化する。フォトダイオード３８Ａでは、この反射光強度の変化を観測することができる。図６には、フォトダイオード３８Ａの反射光強度の時間変化の一例が示されている。図６に示すように、ゲル２０Ａがグルコースに応答し膨潤すると、ゲル２０Ａの誘電率（屈折率）が低下して、結果的に、反射光強度が変化する。
【００４７】
一方、ゲル２０Ｂについてはグルコースに対して膨潤しないため、その反射光強度はグルコースに応じて変化せず、その変化は汗や体表温などの他の変動要因によるものとなる。
【００４８】
図２に戻り、通信部１２は、ゲル２０Ａの膨潤に対応するフォトダイオード３８Ａの出力値と、ゲル２０Ｂに対応するフォトダイオード３８Ｂの出力値とを、ボディエリアネットワークにより、携帯端末２に送信する。
【００４９】
携帯端末２（図１参照）は、これらの出力値を受信し、受信した出力値に基づいて、血糖値の推定値を算出する。より具体的には、携帯端末２は、フォトダイオード３８Ａの出力値から、フォトダイオード３８Ｂの出力値を差し引いて、他の変動要因による誘電率の変化分を除去した上で、血糖値の推定値を算出する。
【００５０】
ゲル２０Ａ、２０Ｂの膨潤度とフォトダイオード３８Ａ、３８Ｂの出力値との相関関係、ゲル２０Ａの膨潤度と皮膚４内のグルコース濃度との相関関係、皮膚４内のグルコース濃度と血糖値との相関関係は予め求められ、携帯端末２に保持されている。携帯端末２は、これらの相関関係に基づいて、血糖値の推定値を算出する。
【００５１】
携帯端末２は、算出した推定値を記憶する。このような処理が所定の時間間隔で繰り返し行われることにより、所定の期間（例えば、１時間）の血糖値の推移が取得される。なお、携帯端末２は、算出した推定値が予め設定した閾値を下回るか、あるいは算出した推定値の時間変化が有意な血糖値の低下を示しているか否かを判定することにより、低血糖の危険性を検出するようにしてもよい。低血糖の危険性が検出されると、携帯端末２は、発信音を鳴らしたり、バイブレーションで筐体を鳴動させたり、表示画面に警告を表示させるなどして、その危険性を外部に報知するようにしてもよい。
【００５２】
以上詳細に説明したように、本実施形態に係る血糖値センサ１００によれば、グルコースにより膨潤するグルコース応答性のゲル２０Ａを皮膚４に貼り付けて、その膨潤度を光学的に検出することにより、血糖値を間接的に計測する。このゲル２０Ａは、親和性に基づく可逆な構造変化を起こして膨潤するものであるので、連続的な血糖値の計測が可能である。また、この血糖値センサ１００によれば、酸化酵素などによって刺激性の副産物を生成することなく、低侵襲に血糖値の計測が可能である。
【００５３】
（第２の実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態について説明する。
【００５４】
本実施形態に係る血糖値センサ１００は、検出部１１の構成が上記第１の実施形態に係る血糖値センサ１００と異なる。
【００５５】
図７には、本実施形態に係る検出部１１の構成が示されている。図７に示すように、本実施形態に係る検出部１１は、プリズム３５の代わりに、導波路４０が設けられている。この導波路４０は、例えばポリマー製とすることができる。
【００５６】
導波路４０は、光源３０から発せられ、偏光板３４を通過し、入射したレーザ光を、入射角度θで金属薄膜３６上で複数回反射させた後、出射する。導波路４０から出射された反射光は、上記第１の実施形態と同様に、フォトダイオード３８Ａに入射されてその強度が検出される。
【００５７】
本実施形態によれば、レーザ光を金属薄膜３６に複数回反射させることができるので、表面プラズモン共鳴によるレーザ光の減衰率を向上することができる。これにより、反射光強度の変化に対するセンサの感度を向上させることができる。
【００５８】
（第３の実施形態）
次に、本発明の第３の実施形態について説明する。
【００５９】
本実施形態に係る血糖値センサ１００では、検出部１１の構成が、上記第１、第２の実施形態に係る血糖値センサ１００と異なる。
【００６０】
図８には、本実施形態に係る検出部１１の一部の構成が示されている。図８に示すように、この検出部１１は、光源５０と、ハーフミラー５１と、ミラー５２と、導波路５３、５４と、ミラー５５、ハーフミラー５６と、干渉計５７と、を備える。
【００６１】
光源５０は、上記第１の実施形態に係る光源３０（図３参照）と同様に、レーザ光を出射する。
【００６２】
ハーフミラー５１は、光源５０から発せられたレーザ光を分岐させる。ミラー５２は、ハーフミラー５１で反射されたレーザ光を全反射する。
【００６３】
導波路５３は、グルコース応答性ゲルであるゲル２０Ａに接するように設けられている。図９には、導波路５３におけるレーザ光の進路が示されている。図９に示すように、本実施形態では、ゲル２０Ａと導波路４０との間に金属薄膜３６が設けられていない。ゲル２０Ｂと導波路４０との間も同様である。
【００６４】
導波路５３は、レーザ光を入射角度θで複数回反射させた後、出射する。ゲル２０Ａと接する面で全反射する際に発生するエバネッセント光により、反射するレーザ光の位相は、遅延する。ゲル２０Ａは、皮膚４を介して浸透したグルコースにより膨潤して、誘電率が変化する。ゲル２０Ａの誘電率が変化すると、反射するレーザ光の位相の遅延量も変化する。
【００６５】
導波路５４は、グルコース非応答性ゲルであるゲル２０Ｂに接するように設けられている。この導波路５４における反射するレーザ光の位相の遅延量の変化は、グルコースの濃度とは無関係で、他の環境要因によるものである。
【００６６】
導波路５４から出射されたレーザ光は、ミラー５５で反射され、ハーフミラー５６で反射され、干渉計５７に至る。一方、導波路５３から出射されたレーザ光は、ハーフミラー５６を経て、干渉計５７に至る。
【００６７】
干渉計５７は、入射した２つのレーザ光の干渉縞を検出し、その干渉縞に基づいて、２つのレーザ光の位相差を検出する。この位相差は、通信部１２により、携帯端末２に送信される。
【００６８】
レーザ光の位相差と皮膚４内のグルコース濃度との相関関係、皮膚４内のグルコース濃度と血糖値との相関関係は予め求められており、携帯端末２に保持されている。携帯端末２は、これらの相関関係に基づいて、血糖値の推定値を算出する。携帯端末２は、算出された血糖値の推定値を記憶する。
【００６９】
（第４の実施形態）
次に、本発明の第４の実施形態について説明する。
【００７０】
図１０には、本実施形態に係る血糖値センサ１００の光学センサ１の構造が示されており、図１１には、光学センサ１の上面図が示されている。
【００７１】
図１０、図１１に示すように、導波路５３、５４の両端には、結合回折格子７０、７１が設けられている。レーザダイオード６０から出射されたレーザ光は、結合回折格子７０を介して導波路５３、５４へ入射する。
【００７２】
結合回折格子７０によるレーザ光の１次回折光は、上記第３の実施形態での導波路５３内のレーザ光と同様に、導波路５３、５４内で全反射を繰り返しつつ、結合回折格子７１に到達する。結合回折格子７１によりレーザ光の１次回折光は、ＬＳＩ６３上に形成されたフォトダイオード６１に入射する。
【００７３】
フォトダイオード６１の検出値は、上記各実施形態と同様に、通信部１２により携帯端末２に送信され、携帯端末２で血糖値の推定値が求められ、記憶される。
【００７４】
このように、本実施形態によれば、結合回折格子７０、７１を備えているので、レーザダイオード６０と導波路５３、５４との光結合や、導波路５３、５４とフォトダイオード６１との光結合とが容易になる。
【００７５】
また、本実施形態によれば、結合回折格子７０、７１を備えているので、レーザダイオード６０やフォトダイオード６１を、その結合回折格子７０、７１の下部に設けることができる。これにより、光学センサ１のダイサイズを０．１〜３ｍｍ角程度に小さくすることができる。
【００７６】
以上詳細に説明したように、上記各実施形態に係る血糖値センサ１００によれば、経皮血糖値センサ１００で一般的に利用されるイオントフォレシスのように、人体に電圧を印加する必要がなくなるので、皮膚４が炎症するリスクを回避することができる。
【００７７】
また、本実施形態によれば、血糖値センサ１００で利用されている内部の酵素反応、電気化学反応を伴わないため、副次的な健康リスクを低減することができるうえ、一般的な血糖値センサよりも長時間安定的に利用することができると予想される。
【００７８】
上記各実施形態で用いられた導波路は、平板の導波路に限られない。例えば導波路として光ファイバーを用いることができる。
【００７９】
また、上記各実施形態では、フェニルボロン酸基を有するゲルを用いたが、その他のボロン酸基を含有するゲルであっても、グルコース応答性（グルコースにより膨潤して屈折率が変化する性質）を有していれば用いることが可能である。
【００８０】
また、上記各実施形態では、グルコース応答性を有しないゲル２０Ｂをゲル２０Ａへの水分補給部としたが、水分補給部をゲル部１０とは独立して設けるようにしてもよい。図１２には、このような構成の血糖値センサ１００が模式的に示されている。図１２に示すように、血糖値センサ１００では、水分補給部１３がさらに設けられている。水分補給部１３はゲル部１０と接しており、水分をゲル部１０に直接補給できるようになっている。
【００８１】
水分補給部１３は、ゲル部１０以外には、水分の過度な蒸散や漏出が抑えられるように液密に構成されている。水分補給部１３の内部を空洞とし、その空洞に液体が充填されるようにすることができる。また、水分補給部１３の内部にガーゼや、綿、布、又はゲル状の部材などを充填し、それらの部材によって液体が保持されるようにしてもよい。
【００８２】
なお、上記各実施形態に係る血糖値センサ１００による計測を行う場合、計測精度を向上させるため、その計測の前に、血糖値センサ１００のゲル部１０を当接させる体表部分の角質層をできるだけ除去しておくのが望ましい。
【００８３】
なお、本発明は、上記実施の形態及び図面によって限定されるものではない。本発明の要旨を変更しない範囲で実施の形態及び図面に変更を加えることができるのはもちろんである。
【産業上の利用可能性】
【００８４】
本発明は、血糖値の検出に好適であり、特に、医療分野などに有用である。
【符号の説明】
【００８５】
１ 光学センサ
２ 携帯端末
３ 貼り付け用フィルム
４ 皮膚
１０ ゲル部
１１ 検出部
１２ 通信部
１３ 水分補給部
２０Ａ、２０Ｂ ゲル
３０ 光源
３１ ビームサンプラ
３２ ビーム強度計
３３ ビームスプリッタ
３４ 偏光板
３５ プリズム
３６ 金属薄膜
３７ 対物レンズ
３８Ａ、３８Ｂ フォトダイオード
４０ 導波路
５０ 光源
５１ ハーフミラー
５２ ミラー
５３、５４ 導波路
５５ ミラー
５６ ハーフミラー
５７ 干渉計
７０、７１ 結合回折格子
１００ 血糖値センサ
【特許請求の範囲】
【請求項１】
血糖値に関する情報を経皮的に検出する血糖値センサであって、
皮膚に貼り付けられ、グルコースに応答して膨潤するグルコース応答性ゲルと、
前記グルコース応答性ゲルに水分を補給する水分補給部と、
皮膚を通して浸透するグルコースによる前記グルコース応答性ゲルの膨潤度を光学的に検出する検出部と、
前記検出部により検出された前記グルコース応答性ゲルの膨潤度に基づいて、血糖値の推定値を算出する推定部と、
前記推定部によって算出された血糖値の推定値を記憶する記憶部と、
を備える血糖値センサ。
【請求項２】
前記グルコース応答性ゲルが、ボロン酸基を官能基として有する、
ことを特徴とする請求項１に記載の血糖値センサ。
【請求項３】
前記水分補給部は、
グルコース応答性を有しないグルコース非応答性ゲルである、
ことを特徴とする請求項２に記載の血糖値センサ。
【請求項４】
前記検出部は、
前記グルコース応答性ゲルの第１の膨潤度と、
前記グルコース非応答性ゲルの第２の膨潤度と、
を同時に検出し、
前記推定部は、
前記第１の膨潤度と前記第２の膨潤度との違いに基づいて、前記血糖値の推定値を算出する、
ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか一項に記載の血糖値センサ。
【請求項５】
前記検出部は、
表面プラズモン共鳴又は前記グルコース応答性ゲルが当接する光導波路内における光の全反射により発生する該光の位相の遅延に基づいて、前記グルコース応答性ゲルの膨潤度を検出する、
ことを特徴とする請求項１乃至４のいずれか一項に記載の血糖値センサ。
【請求項１】
血糖値に関する情報を経皮的に検出する血糖値センサであって、
皮膚に貼り付けられ、グルコースに応答して膨潤するグルコース応答性ゲルと、
前記グルコース応答性ゲルに水分を補給する水分補給部と、
皮膚を通して浸透するグルコースによる前記グルコース応答性ゲルの膨潤度を光学的に検出する検出部と、
前記検出部により検出された前記グルコース応答性ゲルの膨潤度に基づいて、血糖値の推定値を算出する推定部と、
前記推定部によって算出された血糖値の推定値を記憶する記憶部と、
を備える血糖値センサ。
【請求項２】
前記グルコース応答性ゲルが、ボロン酸基を官能基として有する、
ことを特徴とする請求項１に記載の血糖値センサ。
【請求項３】
前記水分補給部は、
グルコース応答性を有しないグルコース非応答性ゲルである、
ことを特徴とする請求項２に記載の血糖値センサ。
【請求項４】
前記検出部は、
前記グルコース応答性ゲルの第１の膨潤度と、
前記グルコース非応答性ゲルの第２の膨潤度と、
を同時に検出し、
前記推定部は、
前記第１の膨潤度と前記第２の膨潤度との違いに基づいて、前記血糖値の推定値を算出する、
ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか一項に記載の血糖値センサ。
【請求項５】
前記検出部は、
表面プラズモン共鳴又は前記グルコース応答性ゲルが当接する光導波路内における光の全反射により発生する該光の位相の遅延に基づいて、前記グルコース応答性ゲルの膨潤度を検出する、
ことを特徴とする請求項１乃至４のいずれか一項に記載の血糖値センサ。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【公開番号】特開２０１２−７０９０７（Ｐ２０１２−７０９０７Ａ）
【公開日】平成２４年４月１２日（２０１２．４．１２）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１０−２１７５５８（Ｐ２０１０−２１７５５８）
【出願日】平成２２年９月２８日（２０１０．９．２８）
【出願人】（５０４１３６５６８）国立大学法人広島大学 (924)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年４月１２日（２０１２．４．１２）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年９月２８日（２０１０．９．２８）
【出願人】（５０４１３６５６８）国立大学法人広島大学 (924)
【Ｆターム（参考）】
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