WO1998053733A1

WO1998053733A1 - Appareil d'inspection dans lequel un interferometre optique est utilise

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Publication number: WO1998053733A1
Application number: PCT/JP1997/001755
Authority: WO
Inventors: Tsuyoshi Sonehara; Yuji Miyahara; Masao Suga
Original assignee: Hitachi, Ltd.
Priority date: 1997-05-26
Filing date: 1997-05-26
Publication date: 1998-12-03
Also published as: US6381015B1

Description

明細書光干渉計を用いた検査装置技術分野

本発明は，生体等の試料に光を照射し，試料により散乱又は反射された光を光干渉計を用いて検出して，試料の屈折率や減衰係数等の光学的定数の分布，及び試料の幾何学的サイズ等に関する情報を検査する光干渉計を用いた検査装置に関する。背景技術

光干渉計を用いて，生体等の試料に低コヒーレンスな光を照射し，試料により散乱又は反射された光を検出して，試料の光学的性質や幾何学的サイズに関する計測を目的とする装置の報告例として， S P I E，第 1 8 8 9巻， 1 9 9 3年，第 1 9 7頁から第 2 1 1頁（文献 1 ) , ォプティックスレターズ第 2 1巻， 1 9 9 6年，第 1 8 3 9頁から第 1 8 4 1頁（文献 2 ) ，及び第 5 7回応用物理学会講演予稿集，第 0分冊，第 1 2 1 3頁（文献 3 ) がある。

文献 1では，スーパールミネッセントダイオード（S L D ) からの光を分波して，分波された各光を音響光学変調器によリ各々異なる周波数で変調する光干渉計を用いて，試料によリ散乱又は反射された光を検出している。音響光学変調器は，光に純粋な周波数シフトを付与でき，光干渉計により検出された信号の処理は，単一周波数での狭帯域受信，又はビート信号に同期したロックイン検波で済み，信号処理が比較的単純である。しかし，光学系の構成が，複雑で大型で光学系の調整が煩雑であり，さらに多波長の光により試料を計測することが面倒である等の欠点がある。文献 2, 文献 3では， PZTを位相変調器として用い参照光を変調する光干渉計を用いて，試料により散乱又は反射された光を検出している。文献 2では，光干渉計の出力を，バンドパスフィルタ一に通過させた後に包絡線検波を行ない，次いで AD変換器によるサンプリングを実行ししている。文献 3では，光干渉計の出力を，単一モード光ファイバを通して干渉光をフイタリングして反射直進光のみをフォトダイォードで検出した後に，ハイパスフィルタを通し AD変換器によるサンプリングを実行している。 PZTを用いた参照光の変調は，装置構成が比較的小型で済み，光学系の調製が容易であり，さらに多波長の光による試料の計測への拡張もそれほど困難ではない。発明の開示

上記従来技術の PZTを位相変調器として用いた参照光の変調では，側帯波と搬送波の光路が同一であり側帯波と搬送波とを分離できないために，参照光に持続して純粋な周波数シフトを付与することは不可能であり，参照光に何らかの位相変調が付与されることになり，光干渉計により検出された光検出器の出力信号を単なる単一周波数で狭帯域受信するだけでは，安定した信号が検出できないという問題があつた。

包絡線検波，ハイパスフィルタを使用する従来技術は，安定した信号の検出を達成するに十分な技術とは言えず，変調信号に同期したロックィン検波等の狭帯域受信に比較すると，信号の受信帯域が遥かに広い（例えば，周波数 Ι ΚΗ ζのとき，時定数 1 s e cとするロックイン検波に比較して 1 000倍以上，信号の受信帯域が広い）ため，光干渉計を用いた光の高感度（原理的に単一光子の検出が可能）な検出を行なうという特徴を十分に生かすことができず，理論限界に近い信号対雑音比（h をプランク定数， Bを検出系の帯域， Pを信号光のパワー，を光の周波数とするとき，信号対雑音比 =SZN=PZ (h vB) であり，この S ZNを量子雑音限界と呼ぶことがある）も達成できない。

本発明の目的は，光干渉計を用いた光の高感度検出を理論限界に近い信号対雑音比で行なうために， P Z Tや電気光学変調器等の位相変調を付与する一般の光変調器を用いる光干渉計により光検出を行ない，安定な信号検出と，信号の狭帯域受信とを同時に可能にする光干渉計を用いた検査装置を提供することにある。

本発明の光干渉計を用いた検査装置では，光干渉計により試料の所定の点に照射光を照射し試料から散乱又は反射された光を信号光として検出し，参照光，照射光，信号光のうちの 1つ又は 2つ又は 3つに付与する位相変調の基本周波数を f とする時，光検出器の出力信号のうち，位相変調の基本周波数 f の奇数倍の周波数を持つ少なくとも 1つの第 1の信号成分と，位相変調の基本周波数 f の偶数倍の周波数を持つ少なくとも 1つの第 2の信号成分とを検出して，第 1，第 2の信号成分の振幅から信号光の相対強度を算出する。

本発明の，生体内のグルコース濃度を検出して生体内の血糖値をモニタする血糖値モニタリング装置では，可視，近赤外，赤外（ 5 0 0 n m 〜2 0 0 0 0 n m ) の範囲でグルコースが吸収する所定の波長の光を発する光源と，光源からの光を生体に照射する照射光と参照光とに分波し，生体によって散乱又は反射された光である信号光と参照光とを合波する分波合波手段と，信号光を位相変調する変調器と，分波合波手段により合波された光を検出する光検出器とを具備する光干渉計を具備し，光検出器からの信号の中の，変調器の基本変調周波数の 1倍の周波数を持つ第 1の信号成分の振幅 V：を検出する第 1の検出手段と，光検出器からの信号の中の，変調器の基本変調周波数の 2倍の周波数を持つ第 2の信号成分の振幅 V ₂とを分離して検出する第 2の検出手段と，第 1，及び第 2の信号成分の振幅を用いて， J i及び J ₂をベッセル関数， Θを信号光の位相変調の振幅として，信号光の強度 V 'を式， V*= ( 1/2 ) x [ {VtZJ i ( Θ ) } ²+ {V₂/ J ₂ ( Θ ) } ²] ^1/2 により求める手段とを有し，生体内の組織の複数の界面の間での光路長と，複数の界面の間での光の減衰とを求めてグルコース濃度を検出する。また，本発明の血糖値モニタリング装置では，上記第 1の信号成分の振幅 V,と，上記第 2の信号成分の振幅 V₂とを，フーリエ変換手段により光検出器からの信号をフーリエ変換して求める。図面の簡単な説明

第 1図は本発明の第 1の実施例の光干渉計を用いた検査装置の構成を示す図であリ，

第 2図は第 1の実施例における，角周波数 ωの信号成分の振幅 V ，及び角周波数 2 ωの信号成分の振幅 V ₂の経時変化の例を示す図であり，第 3図は第 2図に示す振幅 Vい V ₂の経時変化の影響を除去した結果の経時変化を示す図であり，

第 4図は従来の技術と第 1の実施例の信号処理での信号帯域幅の比較を示す図であり，

第 5図は本発明の第 2の実施例の光干渉計を用いた検査装置の構成を示す図であリ，

第 6図は本発明の第 3の実施例の光干渉計を用いた検査装置の構成を示す図であリ，

第 7図は第 3の実施例にけるステージの変位 Xと検出される信号の強度の変化を模式的に示す図，

第 8図は本発明の第 4の実施例の光干渉計を用いた検査装置の構成を示す図であり，

第 9図は本発明の第 5の実施例であリ，光干渉計を用いた無侵襲血糖値モニタリング装置の構成を示す図であり，

第 1 0図は第 5の実施例の無侵襲血糖値モニタリング装置を構成する第 1の筐体の詳細な構成を示す図であり，

第 1 1図は第 5の実施例の無侵襲血糖値モニタリング装置を構成する第 2の筐体の詳細な構成を示す図であり，

第 1 2図は第 5の実施例の無侵襲血糖値モニタリング装置により得られる測定値を模式的に示す図であり，

第 1 3図はグルコース水溶液と蒸留水の差吸光度スぺクトルを示す図である。発明を実施するための最良の形態

本発明を詳細に説明するために，以下，添付の図面に従ってこれを説明する。

(第 1の実施例）

第 1図は本発明の第 1の実施例の光干渉計を用いた検査装置の構成を示す図である。本実施例では，広く知られたマイケルソン型光干渉計を使用する。光源 1として波長え = 8 4 0 n m，コヒ一レンス長 L _c = 3 5 μ πιのスーパールミネッセントダイォ一ド（ S L D ) を，光検出器 9 として半導体フォトダイオードを使用する。光源 1からの光はレンズ 2 で平行化され，ビームスプリッター 3により参照光 4 0と試料 7を照射する照射光 4 1の 2つの光に分割（分波）される。本実施例の装置で検査可能な試料 7の例としては，異なる屈折率を持つ多層試料，粒子が分散された試料，生体試料等があり，例えば，屈折率の空間分布等の試料内部の情報，試料内部の光学定数（屈折率等）が不連続に変化する境界面の形状等を知ることができる。

照射光 4 1はレンズ 6で試料 7内の所定の点 4 2に集光させる。発振器 1 0により駆動される P Z T 5に取り付けられた参照ミラー 4によリ垂直に反射された参照光 4 0と，照射光 4 1が試料 7内の所定の点 4 2で後方散乱された光（信号光 4 3 ) と力，ビ一ムスプリッター 3において合成される。参照光 40と所定の点 4 2で後方散乱された光とが重ね合わされた合成光は，レンズ 8で集光され，光検出器 9で検出される。光検出器 9の出力電流は，電流入力型のアンプ（増幅器） 1 1で電圧信号に変換される。アンプ 1 1の出力信号は，複数のロックインアンプ 1 2 — 1， 1 2 - 2 , ···, 1 2— Lに並列に入力される。 P Z T 5には発振器 1 0からの出力信号が入力されており， ωを変調の角周波数として，光路長 L iが時間 tに対し後で示す（式 3 ) の形に変調されている。変調周波数の異なる倍数の周波数を持つ参照信号が，複数の口ックインァンプ 1 2— 1， 1 2— 2， ···， 1 2— Lの各々に入力され，光検出器 9 の出力信号のうち，位相変調の基本周波数 ίの奇数倍の第 1の周波数を持つ第 1の信号成分の少なくとも 1つと，位相変調の基本周波数 f の偶数倍の第 2の周波数を持つ第 2の信号成分の少なくとも 1つとが検出され，検出された第 1，第 2の信号成分の各振幅を用いて信号光の強度が，信号処理装置 1 4により算出される。

光源 1からの光のビームスプリッタ一 3による分割点から，参照ミラ一 4までの光路長 1^と，試料 7内の所定の（散乱）点 4 2までの光路長 L₂との間で，（式 1 ) の条件が満足される時にだけ，光検出器 9の光電面上で参照光と信号光（照射光 4 1が試料 7内の所定の点 4 2で後方散乱された光）との間で良く干渉が起こり十分大きな干渉信号が得られる。（式 1 ) において， L_cは光源 1のコヒーレンス長である。ここでコヒ一レンス長 L_cとは，スーパールミネッセントダイオード（ S L D) の発振光の波長をえ， S LDの発振光のスペクトルの半値全幅を厶 λとする時， L_c= 1 n ( 2 ) ( 2/π ) ( λ ²ノ厶 λ ) ，又は L _cは，試料が入射光に対して垂直に置かれた平面ミラーである場合の干渉信号の強度分布を（式 1 ) の左辺（L i— l^) の関数として見たときの強度分布の半値全幅である。

L !- L₂ ≤L_C … （式 1 ) (式 1 ) の条件が十分に満たされる時，アンプ 1 1の出力信号の時間変化 V ( t ) は（式 2 ) の形となる。

V ( t ) =V_DC+V*c o s { 2 k (L₁-L₂) } … （式 2 ) 但し， k = 27i;Z;L (えは照射光の波長）， V_DCは参照光と信号光の間の干渉により変化しない直流成分であり，試料が（式 1 ) を満足する範囲にある時，境界の反射率，又は散乱粒子による後方散乱係数に， V* は比例し， V*はアンプ 1 1の出力信号の振幅である。 PZT 5には発振器 1 0からの出力信号が入力されており， Aを P ZT 5に印加する発振器 1 0の出力信号の振幅， ωを変調の角周波数として光路長 L ,が時間 tに対して（式 3 ) の形に変調されている。

L！ ( t ) =L。十 As i η ω t … （式 3 )

(式 3 ) を（式 2 ) に代入し， L。一 L₂ = ALとおくと，（式 4 ) を得る。（式 4 ) において， J _nは n次のベッセル関数であり，加算∑は n = 1 , 2， ···, ∞について行なう。

V ( t ) = V_DC+ V* c o s { 2 k (厶 L+As i n ω t ) }

= V_Dc + V* C O S ( 2 k Δ L) J。（ 2 kA) +

2 V* c o s ( 2 k Δ L ) ∑ J _2n ( 2 k A) X c o s { 2 n ω t }

- 2 V* s i n ( 2 k Δ L ) ∑ J _{2 n}- i ( 2 k A) X

s i n { ( 2 n - 1 ) ω t }

… （式 4) 従って，アンプ 1 1の出力信号の角周波数 Νω {Ν= 2 η (ηは， 1， 2, …の何れか）：偶数 } の信号成分の振幅 V_2nは（式 5 ) ，角周波数 Μω {M= 2m- 1 (mは， 1 , 2， …の何れか）：奇数）の信号成分の振幅 V_2m— iは（式 6 ) となる。

V_2n= 2 V* J ₂„ ( 2 k A) c o s ( 2 k Δ L ) … （式 5 )

V_2m-

V*J _2ln- ₁ ( 2 kA) s i n ( 2 kAL) … （式 6 ) ところ力'， AL = L。一 L₂は光干渉計の光路差の定数項であるが，この光路差△ Lの値の安定度を，波長; Lに比べて十分に小さくするのは非常に困難である。低コヒーレンスな光源を用いた計測では機械的な方法で光路差を変化させるため，ステージ類の温度変化，バックスラッシュ等があり，試料の寸法変化等まで考慮すると，光路差の値の安定度を，波長えに比べて十分に小さく保持することは実際上不可能である。即ち，光路差の時間変化を，厶し ( t ) =AL*+ 5 ( t ) により表わすとは ( t ) の時間平均値であり時間変化しない項である）， δ ( t ) 《えとすることは困難である。例えば，光源の波長を λ = 84 0 n m= 0. 00084mmとすると， δ ( t ) < 0. 0 0084mm とする必要があるが， L₂を一定に保持することは，試料保持台の構成部品の温度分布，雰囲気の温度変化，試料内部の温度変化等の存在，特に生体試料では体動のために， L₂，即ち試料内の所定の点を，波長 λ のオーダで一定に保持することは，非常に困難である。

即ち，厶し ( t ) は時間的に変化するので，（式 4) は，（式 3 ) による変調の他に， AL ( t ) の時間変化による変調を受け，（式 5 ) ， (式 6 ) における c o s { 2 k AL ( t ) } ， s i n { 2 kAL ( t ) } の値は，測定中に（+ 1〜ー 1 ) の範囲で大きく変動する可能性を含む。 2 k Δ L ( t ) = 4 π厶 L ( t ) / λ = { 4 π AL*/ λ + 4 π δ ( t ) /λ } であるから，例えば， 5 ( t ) が， 5 ( t ) = 0から δ ( t ) = λ/2の間で時間変化すると， c o s { 2 k AL ( t ) } , s i n { 2 kAL ( t ) } の値は，測定中に（+ 1〜一 1 ) の範囲で大きく変動する。 δ ( t ) ≥λを満たして変化する場合には， c o s { 2 kAL ( t ) } ， s i n {2 kAL ( t ) } の値は，（+ 1〜一 1 ) の全範囲で大きく変動する。

従って，アンプ 1 1の出力信号を狭帯域受信機やロックインアンプに入力して，アンプ 1 1の出力信号の角周波数 Νω {Ν= 2 η (ηは 1， 2， …の何れか）：偶数 } の信号成分の振幅 V_2n，角周波数 Μω {Μ = 2 m- 1 (mは 1 , 2, …の何れか）：奇数 } の信号成分の振幅 V _2m-】のうちの特定の 1つの振幅のみを測定したのでは，検出される信号は， s i n { 2 k Δ L ( t ) } ， c o s { 2 k Δ L ( t ) } の変化のため大きく揺らぎ，特定の信号成分の振幅は， s i n { 2 kAL*+ 2 k 5 ( t ) } , c o s { 2 kAL*+2 k δ ( t ) } の形で変動する。

本実施例では，第 1，第 2， …，第 Lのロックインアンプ 1 2— 1，

1 2— 2， ···， 1 2— Lにアンプ 1 1の出力信号を入力し， P Z T 5に入力した発振器 1 0の出力信号の基本周波数 f の M {M= 2m- 1 (m は 1， 2， …の何れか）：奇数 } 倍の周波数 M f を持つ参照信号を周波数遁倍器 1 6— j により生成し（ j≠ 1 ) ，ロックインアンプ 1 2— j

( ( jは 1， 2, …の何れか））に入力し， PZT 5に入力した発振器

1 0の出力信号の基本周波数 f の N {N= 2 n (nは 1， 2, …の何れか）：偶数 } 倍の周波数 N f を持つ参照信号を周波数通倍器 1 6— kにより生成し，ロックインアンプ 1 2— k ( は ≠：)'でぁり， 1， 2， …の何れか）に入力し，第 1のロックインアンプ 1 2— 1において角周波数 Μω { = 2m- 1 (mは 1， 2， …の何れか）：奇数）の信号成分の振幅 V_2m— を，第 2のロックインアンプ 1 2— 2において角周波数 Νω {Ν= 2 η (ηは 1， 2， …の何れか）：偶数 } の信号成分の振幅 V_2nを測定して，（式 5 ) 及び（式 6 ) から（式 7 ) を求める。

2 V*= [ {V_2ffi- i / J _2m- i ( 2 k A) } ²

+ {V_2n/J₂n ( 2 kA) } ²] ^1/2 … （式 7 ) 又は，（式 5) ，（式 6 ) において， n= l， 2， ···, n_maxに関する加算∑_n， m= 1 , 2， …， m_maxに関する加算∑_∞を行ない（式 8) ，

(式 9) を得て，（式 1 0) により V*を求めることもできる（n_max, m_maxは予め定められる整数）。（式 10 ) の右辺は kALに依存しないので，（式 1 ひ）によれば精度良く V*を求められる。

∑_nV₂ n = 2 V* c 0 s ( 2 k Δ L ) ∑_nJ_2n ( 2 k A) ··· (式 8 )

2 V* s i n ( 2 k AL) ∑_m J _2m -, ( 2 k A) ··· (式 9 ) 2V*= [ {Σπ,νϊπ,-ι Σ. J _2m-i ( 2 k A) } ²

+ {∑nV_2n/∑_n J _2n ( 2 k A) } ²] ^1/2 … （式 1 0 ) 第 1のロックインアンプ 1 2— 1において角周波数 ωの信号成分の振幅 V！を，第 2のロックインアンプ 1 2— 2において角周波数 2 ωの信号成分の振幅 V₂を測定する時には，（式 7 ) において m=n= 1として， (式 1 1 ) を得る。

2 V*= [ {V,/ J i ( 2 k A) } ²+ {V₂/ J 2 ( 2 k A) } ²] ^1/2

… （式 1 1 ) 信号処理装置 14は，測定値 V_2m—い V_2n， J _2m-i (2 kA) , J _2η

(2 k Α) から（式 7) 又は（式 1 0) の右辺の値を計算する。（式 7 ) 又は（式 1 0 ) から明らかなように，（式 7 ) 又は（式 1 0 ) の右辺の値は，の時間変化の影響を殆ど受けず，本実施例の方法では，熱膨張等による Δ Lの時間変化を受けず十分に安定した計測が行なえる。また，信号検出にロックインアンプを使用しているので，信号帯域幅をハィパスフィルタだけを用いた場合等に比較して遥かに狭くでき，高い信号対雑音比が得られる。例えば，周波数 Ι ΚΗ ζのとき，時定数 1 s e cとするロックイン検波では，ハイパスフィルタだけを用いた場合の 1 / 1 000以下の受信帯域であり，信号対雑音比は約 30倍となる。第 2図，第 3図は本実施例による測定の結果例である。第 2図，第 3 図は，空気中でガラス基板を試料とし，ガラス基板からの反射光を測定した結果である。第 2図は，角周波数 ωの信号成分の振幅 Vi，角周波数 2 ωの信号成分の振幅 V ₂の経時変化の例を示す図である。第 2図から明らかなように， 30分の間に 1波長以上厶しが変動しており，この変動に伴って振幅 V₂のいずれもが大きく変動している。使用した PZT 5の圧電定数 0. 08 μπι/ν， ΡΖΤ 5印加した発振器 1 0の出力信号の振幅 2. 2 V, 光源 1として用いたスーパールミネッセントダイオード（ S LD) の波長 8 40 nmから， 2 k A= 2 x { 2 %/ ( 8 4 0 X 1 0~⁹) } X 0. 0 8 X 1 0一 ⁶ X 2. 2 = 2. 6 3 3となる。第 3図は，この 2 k Aを用いて信号処理装置 1 4により（式 1 1 ) の右辺を計算し，第 2図に示す振幅 Vi， V₂の経時変化の影響を除去した結果（V*) の経時変化を示す図である。第 3図から明らかなように， 3 0分にわたり十分に安定した値が得られている。即ち， V*の平均値は 3 0分の間で 1 %以下の変動しか示さない。また， V*の平均値に重畳する雑音も最大 1 0 %程度である。本実施例では，単位相のロックィンアンプを使用し，参照信号の周波数を 1 k H z，時定数を 3 0 0 m s としておリ，等価雑音帯域幅は 1 H z以下の非常に狭帯域であり，毎秒光子 1個程度のパワーまで検出し得る低雑音の測定を実現している。測定の精度は 3 % r m sである。

第 4図は，従来の技術と本実施例における信号処理での信号帯域幅の比較を示す図である。例えば，変調周波数を 1 kH zとする従来の技術では，上記の△ Lの変動に由来する信号の大きな揺らぎを避けるためには，信号処理の信号帯域幅を 1 kH z程度に取る必要があるが，本実施例では，上記のの変動に由来する信号の大きな揺らぎを避け，しかも信号帯域幅を 1 H z程度に抑えることができ，約 3 0倍の SZNの改善を実現できるので， 1 mWの光源を使用して 3 OmWの光源を用いた場合と同等の結果が得られる。光源の出力を同一にすると，光の散乱又は減衰の大きい試料（例えば，色素がドープされた試料，血液等のように光を強く吸収する試料）の計測において，より深い位置（部位）の情報が得られる。即ち， P _{i n}を照射光（光の周波数）のパワー， R_bを試料中の所定の点の反射率又は後方散乱係数，試料中の光の減衰係数を β , hをプランク定数， Bを検出系の帯域とする時， d< { l Z ( 2 ) } I n {P _{i n} · R_b/ (h v B) } を満たす，深さ dの部位の情報が得られる。なお，第 1図の構成において，ロックインアンプを使用せず，アンプ 1 1の出力信号を AD変換器に入力し， 2 ( 2m- 1 ) f , 4 η ίの何れょリも大きいサンプリング周波数でサンプリングし，フーリエ変換器を使用して，又は信号処理装置 14においてフーリエ変換により，信号成分の振幅 V^-,, V_2n (例えば， V ， V₂) を求めても（式 7 ) 又は

(式 1 0) (例えば，（式 1 1 ) ) から V*が得られる。なお，以上の説明では，参照ミラ一 4を P Z T 5に取り付けて参照光の位相を変調したが，参照ミラーを固定して振動させず，試料を P ZT 5に取り付けて信号光の位相を変調しても同様の結果が得られることは勿論である。

(第 2の実施例）

第 5図は本発明の第 2の実施例の光干渉計を用いた検査装置の構成を示す図である。本実施例の構成は，基本的に第 1の実施例の構成とほぼ同様であり，第 1の実施例の構成と異なる点は， P ZT 5を用いて光路長 1^を変調する代わりに，電気光学変調器 1 5を用いて基本周波数 5 MH zで照射光 4 1及び信号光 43を位相変調し，複数のロックインァンプ 1 2— 1， 1 2— 2， '-·， 1 2— Lの代わりに，中心周波数力，変調基本周波数 5MH zの 1倍， 2倍， …， L倍である，各々， 5MH z , 10 MHZ , ···, ( 5 X L ) MH zでバンド幅が 1 00 k H zのバンドパスフィルタ 1 7— 1， 1 7— 2， ···， 17— Lに入力して，ノンドパスフィルタ 17— 1， 1 7— 2， '··， 1 7— Lの出力を，各々，検波器 1 9- 1 , 1 9— 2， ···， 1 9—Lに入力して 2乗検波して， V ²， V ₂ ², …， V_L ²を求める点にある。

また，本実施例の，照射光 4 1の光路に電気光学変調器 1 5を入れて変調する構成では，強度が大きい参照光の強度変調がなくなり，オフセット誤差の少ない測定が実現できる。理想的な位相変調では強度変調はないが，現実の位相変調では少しは強度変調がかかる。一般に，参照光の強度が信号光の強度よりも大きいので，信号光 43を位相変調する方カ，強度変調がかかることの影響が小さい。また，本実施例の構成では，変調周波数の帯域幅と検波する時の帯域幅が大きく，より高速な測定が行なえ，かつ生体の i n v i v oの測定等において試料が動いたり振動する場合にも対応できるという効果がある。例えば，本実施例ではバンド幅が 1 00 k H z以上ののバンドバスフィルタを使用し，時定数を約 6 μ s e c以下とするので，生体の体動の影響が少ない。

なお，第 5図の構成において，バンドパスフィルタ，検波器を使用せず，アンプ 1 1の出力信号を AD変換器に入力し，サンプリング定理を満足するサンプリング周波数でサンプリングしフーリエ変換器を使用して，又は信号処理装置 14においてフーリエ変換により信号成分の振幅 V_2m— V_2n (例えば， V V₂) を求めても，（式 7 ) 又は（式 1 0 )

(例えば，（式 1 1 ) ) から V*が得られる。

(第 3の実施例）

第 6図は本発明の第 3の実施例の光干渉計を用いた検査装置の構成を示す図である。本実施例では，第 1，第 2の実施例と同様な低コヒーレンス光干渉計を，光ファイバ 2 1を用いて構成している。光源 1，光検出器 9は，第 1，第 2の実施例で用いた光源，光検出器と同一である。但し，光源として用いるスーパ一ルミネッセントダイオード（S LD) 1の出力をレンズでコリメ一卜することなく， S LDチップからの出力を光ファイバ 50に直接に結合し，ファイバ一ビグティルとして，コリメート用のレンズ等の光学系による損失をなくして，スーパ一ルミネッセントダイォード 1からの光を効率よく光カプラー 2 1に接続する光ファイノく 50に導入している。光ファイバ 50により光カプラー 2 1に導入された光は， 2 X 2 (入力口数 2，出力口数 2) の光カプラー 2 1により 2本に分岐され，光ファイバ 5 1， 52に導入され，各々，コリメ —トレンズ 22， 23により平行光束が形成される。コリメ一トレンズ 22による平行光束は，ステージ 2 に置かれた 2つのゥエッジ基板 3 0 , 3 1からなる試料 7に照射され，コリメ一トレンズ 2 3による平行光束は，参照ミラ一 4に垂直に照射される。

2つのゥエッジ基板 3 0 , 3 1は互いに向かい合う面が平行に設置され，コリメートレンズ 2 2による平行光束は，この向かい合う面に垂直に入射される。ゥエッジ基板 3 0 , 3 1による反射光は信号光として，参照ミラー 4による反射光は参照光として，各々，レンズ 2 2とレンズ 2 3 により再び逆向きに光ファイバ 5 1， 5 2に導入される。参照光と信号光は光カプラー 2 1で合波され，光カプラー 2 1に接続する光ファイバ 5 3に光接続された光検出器 9で検出される。

本実施例では，信号光と反射光の光路差を参照ミラー 4を移動して変化させ，平行に向かい合ったゥエッジ基板 3 0， 3 1の間の微少な距離を測定できる。平行移動ステージ 2 5に取り付けらた参照ミラー 4は，参照光の進行方向に移動する。ゥエッジ基板 3 0からの反射光，又はゥエッジ基板 3 1からの反射光の何れかの光路長と，参照光の光路長とが光源のコヒーレンス長以内で一致する時にのみ，信号光が光検出器 9により検出される。ゥエッジ基板 3 0， 3 1はガラスから構成される。本実施例では，参照光の位相変調を Ρ Ζ Τ 5を用いて行なう力 Ρ Ζ Τ 5により光ファイバに振動を付与し，直接ミラ一を振動させ位相変調を行なう場合の振動の振幅よリも，遥かに小さい振幅で大きな位相変調が得られる（ファイバの屈折率は振動に対して敏感に変化するためである）。 Ρ Ζ Τ 5により直接ミラーを光の波長程度に振動させ位相変調を行なう場合， Ρ Ζ Τ 5として積層圧電体を用いる必要があった。単層の圧電体では駆動電圧 1 V当りの変位振幅は数 η π！〜 1 O n mであるが，この程度の変位振幅の振動を光ファイバに付与すれば，光ファイバの出力光に光の波長程度の位相変調を付加できると考えられる。また，光フアイバにより光路を構成することにより，光ファイバが空間フィルタとして作用（向きの異なる光が検出器に入射しなくなる）し，干渉の効率が向上し，検出される信号の安定度が増加する。

本実施例では，光検出器 9による光検出後の信号処理を行なう構成は第 2の実施例と同一である。本実施例では，第 2の実施例と異なり，変調周波数の基本周波数成分 V,ではなく，変調周波数の基本周波数の 3 次高調波成分 V ₃を測定するので，変調信号の電気的漏洩の影響を受けなくなり（変調信号と周波数が異なる信号を検出するためである），低オフセットの測定が実現できる。 2乗検波器 1 9一 1， 1 9一 2の出力をアナログ演算回路 2 6に出力し，（式 1 2 ) の右辺を，アナログ演算により求め信号処理の速度向上を図る。

2 V*= [ {V₂ZJ₂ ( 2 k A) } ²+ {Vs s ( 2 k A) } ²] ^{1 2}

… （式 1 2 ) 第 7図は本実施例におけるステージ 2 5の変位 Xと検出される信号の強度の変化を模式的に示す図である。ゥエッジ基板 3 0からの反射光，又はゥエツジ基板 3 1からの反射光に対応する 2つのピークが存在する。この 2つのピーク間の距離 1 0 6 μπιは，ゥエッジ基板の平行な面の間の距離（ 2 1 2 βτη) の 1ノ2の値に対応する。実際に検出されるピークの中心位置は，ガウス関数を当てはめて 1 μπιの精度で決定できる。本実施例によれば，マイクロメータ等では測定が困難な小さな間隙をミクロンオーダ一の精度で測定できる。

なお，第 6図の構成において，バンドパスフィルタ，検波器，アナ口グ演算回路を使用せず，アンプ 1 1の出力信号を AD変換器に入力し，サンプリング定理を満足するサンプリング周波数（バンドバスフィルタの最大透過周波数の 2倍以上の周波数）でサンプリングし，フーリエ変換器を使用して，又は信号処理装置 1 4においてフーリエ変換により信号成分の振幅 V_2m—い V_2n (例えば， V₂， V₃) を求めても，（式 7 ) 又は（式 1 0 ) (例えば，（式 1 2 ) ) から V*が得られる。

本発明によれば，熱膨張，機械的なバックスラッシュに起因する信号のドリフトのない安定な信号検出と，光干渉計による信号検出特有の量子雑音限界に近い高感度特性を達成するための狭帯域受信とを同時に行ない， 1時間に渡って信号の揺らぎが数％以内である高い安定性を持つ信号を高い信号対雑音比で得ることができ，光の散乱又は減衰の大きい生体等の試料（例えば，色素が分散された試料，血液等）の測定では，

1 mm以上の大深度の部位まで，正確（厚さ 0. 1 mmの試料で 0. 1 %の誤差で）に屈折率，吸収係数の分布を測定できる。

なお，（式 4) ，（式 6 ) ，（式 7 ) は，参照光と信号光の平均光路差が Δ Lとなるように，参照光を反射するミラーを振幅 Aで振動させて参照光を位相変調した場合の式であるが，（式 4) , (式 6 ) ，（式 7 ) を，さらに一般化できる。参照光と信号光の平均光路差を D，参照光の位相変調における振幅を Θ = 2 kA, øを任意の定数として，（式 3 ) を（式 3' ) と一般化でき，この時，参照光と信号光の間の位相差は

(式 1 3 ) となる。

L, ( t ) =L₂ + D/2 + {Θ/ ( 2 k) } s i n (ω t +0 )

… （式 3' )

2 k { L i ( t ) - L₂} = k D+ Θ s i n ( ω t + ø ) … （式 1 3 ) (式 1 3 ) を（式 2) に代入して，（式 4) ，（式 5 ) , (式 6 ) にそれぞれ対応する，（式 4' ) ，（式 5' ) ，（式 6' ) を得る。

V ( t ) =V_DC + V*c o s {kD+ Θ s i n (ω t + ø ) }

= V_DC + V* c o s ( kD) J o ( Θ ) +

2 V* c o s (kD) ∑ J _2n (Θ ) X c o s { 2 n ( ω t + ø ) }

- 2 V*s i n (kD) ∑ J _{2 n}- i ( Θ ) X

s i n { ( 2 n- l ) (ω ΐ + φ) } … （式 4，）

V_2n= 2V*J _2n ( Θ ) c o s (kD) … （式 5，）

V_2ffi-₁= 2 V* J _2m- i ( Θ ) s i n (kD) … （式 6，）以下同様にして，（式 7 ) 〜（式 1 2 ) において， 2 八を0に， 2 Δ Lを Dに置き換えた対応する式がそれぞれ成立する。

(第 4の実施例）

第 8図は本発明の第 4の実施例の光干渉計を用いた検査装置の構成を示す図である。第 4の実施例は第 1の実施例と基本的に共通する構成であり，第 1の実施例とは，参照ミラー 4を振動させず，ビ一ムスプリツター 3を PZT 5により，参照光 40 , 照射光 4 1に対して 45度の方向に振動させる点で異なる。第 8図の構成では，参照光 40と信号光 4 3とが位相変調を受け， P ZT 5の振動方向の変位を第 1の実施例と同様に As i η (ω t ) とすると，（式 4' ) ，（式 5' ) ，（式 6' ) において， Dを 2 ALに， θを 2 f 2) k Aに置き換えた式に対応する（式 4" ) ，（式 5" ) ，（式 6" ) がそれぞれ成立する。

V ( t ) = V_DC+ V* c o s { 2 k Δ L

+ 2 (-T2) kAs i n (w t + 0) }

= V_DC + V* c o s ( 2 k Δ L ) J。 { 2 { 2 ) k A} +

2 V*c o s ( 2 kAL) ∑ J_2n { 2 { 2) k A}

X c o s { 2 n ( ω t + ) }

- 2 V* s i n ( 2 k AL) ∑ J _2n_, { 2 { 2 ) k A}

X s i n { ( 2 n - 1 ) (ω t + ø ) } … （式 4" )

V_2n= 2 V* J 2 n { 2 f 2 ) k A} c o s ( 2 k Δ L ) … （式 5" ) V_2m- i = 2 V* J _2m-! { 2 {f 2 ) k A} s i n ( 2 k Δ L)

… （式 6" ) 以下，（式 5" ) ，（式 6" ) を用いて，（式 7) 〜（式 1 2) を求められる。本実施例では，同一の大きさの位相変調を得るために，第 1の実施例に比べ，？2丁 5の振動の振幅が1/ " 2で済む効果がある。また，本実施例では参照光 40と信号光 43の位相を変調する位相変調器として， P ZT 5により振動させるビームスプリッタ一 3を配置するカ，本実施例と同様にビームスプリッター 3を振動させる構成で，試料 7と参照ミラー 4の位置だけを入れ替えて，照射光 4 1と参照光 4 0の位相を変調してもほとんど同一の効果を得ることができる。

(第 5の実施例）

第 9図は本発明の第 5の実施例であリ，光干渉計を用いた無侵襲血糖値モニタリング装置の構成を示す図である。第 1 0図，第 1 1図，第 1 2図はそれぞれ，本実施例の無侵襲血糖値モニタリング装置を構成する第 1，第 2の筐体の詳細な構成を示す図，本実施例の無侵襲血糖値モニタリング装置により得られる測定値を模式的に示す図である。本実施例では，血糖値の変化によく連動して変化することが知られている眼房水 (眼球中の体液）のグルコース濃度を，眼球内部の吸収係数の変化から求めるという原理を使用する。第 9図に示す無侵襲血糖値モニタリング装置は，伸縮性をもつバンド 5 7により被験者 5 8の頭部に固定される第 2の筐体 5 6と，試料（被験者 5 8の眼球）に光を照射する光学系，信号光の検出系及び信号処理系を収納し，得られる血糖値の結果を表示する表示装置 5 5を含む第 1の筐体 5 4と，第 1の筐体 5 4と第 2の筐体 5 6とを結ぶ光ファイバ 5 1とから構成される。第 2の筐体 5 6には伸縮性のバンド 5 7が付いており，バンド 5 7で被験者 5 8の頭部に固定され，第 2の筐体 5 6は被験者 5 8の眼球の位置に固定されて眼に光が照射される構成となっている。

第 1 0図に第 1の筐体 5 4の詳細構成を示す。波長 7 0 O n mから 2 5 0 0 n mの近赤外光は，赤外線から真空紫外線の領域の電磁波，即ち波長 2 O O n mから 2 0 0 0 0 n mの間の電磁波の中で，生体への透過性が比較的良く数 mm程度の厚さの生体試料を透過し，生体光計測に使用できる。血糖値，即ち血中グルコース濃度の測定には近赤外領域におけるダルコースの吸収波長を使用すればよい。近赤外領域のダルコースの吸収波長としては， 1 0 3 0 n m， 1 2 0 0 n m , 1 5 8 0 n m , 2 2 8 0 n m等が知られている。しかし，波長 7 0 0 n mから 2 5 0 0 η mの近赤外領域において波長 1 400 nm以上の領域では水の吸収が強くなるため， 1 c m以上の厚さの部位でのグルコース濃度の測定は不利となる。本実施例では，眼球を角膜と網膜間の光路長を持つ吸収測定用のセルと見做す。このセルの光路長は 1 cm以上であるため， 1 400 n m以下の波長を用いることが有利である。この領域で水の吸収に対するグルコースの吸収のコントラス卜が最も良いのは 1 03 0 nm帯の吸収である。

第 1 3図にグルコース水溶液と蒸留水の差吸光度スぺクトルを示す。 9 6 0 nmの負のピークは， 9 60 n mに水の吸収ピークが存在し，グルコースが溶解して水分子が減少して 960 nm帯における水分子の吸収が減少したことを示している。従って，この負のピークはグルコース以外の任意の物質の溶解によつて発生し，グルコースに対する選択性はない。 1 0 50 nmのピークはグルコース自身の吸収に由来するピークであり， 1 03 0 nmのグルコース吸収のピークが 960 nmの水の吸収ピークの広がりのためにやや長波長側にシフトしたと考えられる。本実施例では，光源 1として波長 400 nmから 2000 nmにわたり平坦な発光スぺクトル特性を持つタングステン ·ハロゲンランプを使用し，回折格子で構成された分光器と所定の幅を持ったスリットをタンダステン 'ハロゲンランプに取り付け，中心波長 1 0 50 nm，スペクトル半値全幅 20 nmの光を光源 1から出力する。光源 1からの光のスぺクトル幅（ 20 nm) は，第 1 3図の 1 0 50 nm付近のピークの幅（約 5 0 nm) よりも小さい。また，光源からの光の波長とスペクトル幅から算出したコヒーレンス長は約 24 μπιとなる。

第 1，第 2，第 4の実施例と同様に，光源 1からの光はビームスプリッター 3で分割し，一方の光は可動距離が 1 0mmの自動直進ステージ 25上に固定されたミラ一 4で反射させて参照光 40とし，他方の光は電気光学変調器 1 5を通して位相を変調した後に光ファイバ 5 1に入力して，被験者 58の眼球への照射光 4 1とする。電気光学変調器 1 5による位相変調の周波数 f は 5 MHzである。眼球から反射された信号光 43は電気光学変調器 1 5で位相変調されビームスプリッター 3で再び参照光 40と合波される。参照光 40も光ファイノく 52に入力して光路長を稼ぎ，信号光 43と参照光 40との光路長をステージ 25の可動距離内で一致させる。光検出器 9の出力は，中心周波数が f = 5MH zのパンドパスフィルタ 1 7— 1と中心周波数が 2 f = 1 OMH zのバンドパスフィルタ 1 7― 2とにそれぞれ入力され，パンドバスフィルタ 1 7 ― 1の出力は検波器 1 9— 1に，バンドバスフィルタ 1 7— 2の出力は検波器 1 9— 2にそれぞれ入力されて，検波器 1 9一 1， 1 9一 2はそれぞれ ²と V₂ ²に比例した電圧を出力する。

なお，バンドパスフィルタ 1 7— 1， 1 7- 2のバンド幅 Bは約 10 0 k H zであり，回路系の応答時間（〜2 （ 3. 5 B) ) を 6 ^ s程度の速いものとする。検波器 1 9— 1， 1 9 - 2の出力電圧は ADコンバーター 59でデジタル化され，中央処理装置 60において（式 7 )

(又は（式 1 1 ) ) に基づいて V*を求める。中央処理装置 60は同時にステージ 25のモーター制御回路 6 1の動作を制御し， 1秒に 1回ステージ 25上のミラ一 4を往復運動させ，参照光 40の光路長を 40m mの範囲で走査し，検出される信号光 43の発生地点を走査する。第 1 1図は第 2の筐体 56の詳細構成と，光が照射される被験者の眼球

(試料）付近の拡大を示す図である。試料へ光を照射するための光ファィバ 5 1の先は光をコリメ一タレンズ 65を内蔵した筐体 56につながつている。光ファイバ 5 1から射出される光は，コリメータレンズ 65 で平行光束化され，眼球 62に照射される。眼球内は比較的透明であり光散乱が生じないので，眼球において発生する主な信号光は，角膜 63 からの反射光と網膜 64からの反射光となる。網膜 64と角膜 63の間の光路長は，成人の場合， 3 Omm程度（網膜 64と角膜 63の間の距離を 2 3 mm，水の屈折率を 1 . 3 3 3とすると 3 0. 7 mm) である _c 従って，ミラ一 4を往復運動させて，参照光 40の光路長を変化させ走査していくと，参照光 4 0のある第 1の光路長では，角膜からの反射光に基づく信号が得られ，参照光 40の第 1の光路長よりいくらかずれた第 2の光路長では，網膜からの反射光に基づく信号が得られることになる。即ち，ステージ 2 5の変位に対して検出される信号光の信号強度をプロットすると，第 1 2図に模式的に示すように，角膜 6 3と網膜 64 の間の光路長 n (nは眼球の屈折率，は眼球の幾何学的厚さである _c ) だけ離れた 2つのピークを持つ曲線となる。 2つのピーク間の距離から光路長 n が求まり，各ピークの面積を積分した値から，それぞれの信号光の強度が求められる。眼球における光吸収により，眼球内を透過する光は減衰するので，この減衰の分だけ，角膜 6 3に当たる光の強度と網膜 64に当たる光の強度とは異なっている。角膜 6 3および網膜 6 4での反射率を一定と仮定し，眼球内の吸収係数を α， 2つのピークの面積強度を S₂とするとランバートの法則により，（式 1 4 ) が成立する（Kは角膜及び網膜の反射率とで決まる既知の定数である）。 l o g ( _i/ ₂) = 2 α £/ 1 η ( 1 0 ) +Κ … （式 1 4 ) 吸収係数 αは，眼房水中のグルコース濃度 Cに対して（式 1 5 ) のような依存性を持つ。

α= 1 η ( 1 0 ) Χ ε Ο + αο … （式 1 5 ) εはグルコースのモル吸収係数， α。はバックグラウンドである水自身の吸収係数（既知）である。眼球の屈折率 ηはグルコース濃度によって変化するが，眼球の屈折率 ηのグルコース濃度による変化は，吸収係数 αの変化に比較すれば小さいので無視し，眼球の屈折率 ηを一定値 1. 3とすると， ί (眼球の幾何学的厚さ）を計測される信号のピーク位置間距離から求められる。また，グルコースの吸収波長 1 0 5 0 nmにおける吸収係数 εは， ε = 3. 7 X 1 0~⁶ { (mmo 1 /L ) ^_1 ( c m) 一¹〉であることが知られている。 β (= 2 ε ) ， β 2 (= 2 α。 η ( 1 0 ) ) ， Κの各量を既知として，（式 1 4 ) ，（式 1 5 ) より（式 1 6 ) を得て，実測値からグルコース濃度 Cを（式 1 7 ) により求められる。

1 o g ( S !/S₂) = β ,C & + β ₂Ά +K … （式 1 6 )

C= { l o g ( S :/S₂) -β ₂Ά - ) / (β ) … （式 1 7 ) 被験者に対して糖分の経口投与して糖負荷試験を行ない，（式 1 7 ) を用いて，異なる時点 t t ₂で同一の被験者に関する実測値 {i ( t l) , A ( t 2) ) からグルコース濃度 C (C ( t ， C ( t 2) ) の相対変化量を（式 1 8 ) として検出でき，被験者の眼球内でのグルコース濃度の変化を容易に知ることができる。

AC = C ( t ₂) -C ( t ,) … （式 1 8 ) 本実施例ではバンド幅が 1 00 kH z以上ののバンドバスフィルタを使用し，時定数を約 6 s e c程度とするので，眼球の動きの影響を受けず眼球からの反射信号を得ることができ，（式 1 8 ) から，眼房水中のグルコース濃度の相対変化を求められ，無採血の血糖値モニタリングが可能になる。また，第 1 0図の構成において，バンドパスフィルタ，検波器を使用せず，アンプ 1 1の出力信号を AD変換器 59に入力し，サンプリング定理を満足するサンプリング周波数でサンプリングしフ一リェ変換器を使用して，又は信号処理装置 14においてフーリエ変換により信号成分の振幅 Vi， V₂を求めても，（式 7 ) 又は（式 1 0 ) (例えば，（式 1 1 ) ) から V*が得られる。更に，フーリエ変換により信号成分の振幅 V_2n， V_2m-, ( (式 5 ) ，（式 6 ) ) を求め，（式 7 ) 〜 (式 1 2 ) を求めてもよい。

本実施例では眼球の界面における反射を利用したが，血管壁面，血球表面，屈折率が不連続に変化するその他の任意の生体内の複数（少なくとも 2 ) の界面を持つ生体内組織の部位においても，複数の界面の間での光路長と，複数の界面の間での光の減衰を求めることにより，本実施例と同様の方法が適用できることは言うまでもない。即ち，生体内の組織の複数の界面の間での光路長と，複数の界面の間での光の減衰とを求めてグルコース濃度を検出して，血糖値をモニタリングする装置が実現できる。

本実施例では，測定部位として光路長が 1 c m以上の眼球を選択したため， 1 0 3 0 n m帯のグルコース吸収帯を利用し，ハロゲンランプのような白色光源を分光して得た光を使用したが，より光路長が短くなる測定部位，例えば，毛細血管や血球自身をセルと見做して，より吸収の強い 1 5 8 0 n mや 2 2 8 0 n m付近のグルコース吸収帯を利用することも勿論可能である。また， 1 5 8 0 n m付近のグルコース吸収帯を利用する場合には，既に市販されているスーパ一ルミネッセント（ S L D ) 光源を光源 1として使用できる。上記のグルコース吸収帯の何れの吸収帯を用いるにしても，波長が適合する任意の半導体光源が利用可能である。本実施例では，グルコースの吸収ピークの波長にほぼ相当する波長の光を使用したが，固体及び液体の近赤外の吸収スペクトルは，常に 1 0 n m〜数十 ri m程度広がっているので，吸収ピークから数十 n mずれた波長の光でも構わない。また本実施例では，グルコース吸収帯の単一の波長の光を使用したが，グルコース以外の物質によって吸収されるような複数の波長の光を用いて，光の波長を切り換えて試料に照射して，グルコース以外の物質濃度もほぼ同時に測定できる。試料に照射する光の波長を切り換えて，グルコースの測定に使用する光の波長の近傍の波長において吸収を持つグルコース以外の物質（妨害成分）の濃度変化をモニタするこにより，妨害成分の濃度変化によらずグルコース濃度を正確にモニタすることも可能となる。

以下に図面で使用している参照番号をまとめておく。

1は光源， 2 , 6， 8はレンズ， 3はビームスプリツター， 4はミラー， 5は P ZT， 7は試料， 9は光検出器， 1 0は発振器， 1 Iはアンプ， 1 2— 1， 1 2- 2, ···, 1 2— Lはロックインアンプ， 14は信号処理装置， 1 5は電気光学変調器， 1 6— 1 , 1 6 - 2, ···, 1 6— 1^ま周波数遁倍器， 1 7— 1， 1 7— 2, ···， 1 7—Lはバンドパスフィルタ， 1 9— 1， 1 9 - 2 , ···, 1 9— Lは検波器， 2 1は光力ブラ一， 22， 23はコリメートレンズ， 24はステージ， 25は平行移動ステ —ジ， 26はアナログ演算回路， 30， 3 1はゥエッジ基板， 40は参照光， 4 1は照射光， 42は試料内の所定の点， 43は信号光， 50， 5 1， 5 2， 5 3は光ファイバ， 54は第 1の筐体， 5 5は表示装置， 56は第 2の筐体， 57はバンド， 58は被験者， 59は ADコンパ一ター， 60は中央処理装置， 6 1はモータ一制御回路， 6 2は眼球， 6 3は角膜， 64は網膜， 6 5はコリメ一タレンズである。

Claims

請求の範囲

1 . 光源からの光を試料に照射する照射光と参照光とに分波し，前記試料によって散乱又は反射された光である信号光と前記参照光とを合波する分波合波手段と，前記照射光と前記参照光と前記信号光のいずれかを位相変調する変調器と，前記分波合波手段により合波された光を検出する光検出器とを具備する光干渉計を用いた検査装置において，前記光検出器からの信号の中の，前記変調器の基本変調周波数の奇数倍の周波数を持つ第 1の信号成分の振幅と，前記基本変調周波数の偶数倍の周波数を持つ第 2の信号成分の振幅とを分離して検出する検出手段と，前記第

1，及び第 2の信号成分の振幅を用いて，前記信号光の強度を求める手段とを有することを特徴とする光干渉計を用いた検査装置。

2 . 前記検出手段は，前記第 1の信号成分の振幅を検出する第 1の検出手段と，前記第 2の信号成分の振幅を検出する第 2の検出手段とを有することを特徴とする請求の範囲第 1項に記載の光干渉計を用いた検査装置。

3 . 前記第 1 , 及び第 2の検出手段が，ロックインアンプであることを特徴とする請求の範囲第 2項に記載の光干渉計を用いた検査装置。

4 . 前記変調器が電気光学変調器であり，前記第 1の検出手段は，前記第 1の信号成分を通過させる第 1のバンドバスフィルタと，該第 1のバンドバスフィルタに接続する第 1の検波器とを具備し，前記第 2の検出手段は，前記第 2の信号成分を通過させる第 2のバンドバスフィルタと，該第 2のバンドパスフィルタに接続する第 2の検波器とを具備することを特徴とする請求の範囲第 2項に記載の光干渉計を用いた検査装置。

5 . 前記検出手段は，前記第 1及び第 2の信号成分の振幅をフーリエ変換により求めることを特徴とする請求の範囲第 1項に記載の光干渉計を用いた検査装置。

6. 光源からの光を試料に照射する照射光と参照光とに分波し，前記試料によって散乱又は反射された光である信号光と前記参照光とを合波する分波合波手段と，前記照射光及び前記信号光を位相変調する変調器と，前記分波合波手段によリ合波された光を検出する光検出器とを具備する光干渉計を用いた検査装置において，前記光検出器からの信号の中の，前記変調器の基本変調周波数の奇数倍の周波数を持つ第 1の信号成分の振幅を検出する第 1の検出手段と，前記光検出器からの信号の中の，前記基本変調周波数の偶数倍の周波数を持つ第 2の信号成分の振幅とを分離して検出する第 2の検出手段と，前記第 1，及び第 2の信号成分の振幅を用いて，前記信号光の強度を求める手段とを有することを特徴とする光干渉計を用いた検査装置。

7. m_max， n_maxを予め定められる整数， mを 1， 2, ···, m_mftXなる整数， nを 1， 2， ···， n_maxなる整数，前記第 1の信号成分の振幅を

V_2m -！, 前記第 2の信号成分の振幅を V_2n， J 及び J _2nをベッセル関数， Θを前記変調器が与える位相変調の振幅として，前記信号光の強度 V*を，式

V*= ( 1/2 ) X [ {∑_mV_2m-₁/∑_mJ _2ffi_₁ ( θ ) } ²

+ {∑_nV_2n/∑„ J _2η ( θ ) } ²] ^1/2

により求めることを特徴とする請求の範囲第 6項に記載の光干渉計を用いた検査装置。

8. 前記奇数倍が 1倍，前記偶数倍が 2倍であり，前記第 1の信号成分の振幅を Vi，前記第 2の信号成分の振幅を V ₂， J ,及び J ₂をベッセル関数として，前記信号光の強度 V*を，式

V*= ( 1/2 ) X [ {Vノ J！ ( Θ ) } ²+ {V₂/J ₂ ( Θ ) } ²] ^1/2 により求めることを特徴とする請求の範囲第 6項に記載の光干渉計を用いた^ ^査装置。

9. 光源からの光を試料に照射する照射光と参照光とに分波し，前記試料によって散乱又は反射された光である信号光と前記参照光とを合波する分波合波手段と，前記照射光及び信号光を位相変調する変調器と，前記分波合波手段により合波された光を検出する光検出器とを具備する光干渉計を用いた検査装置において，前記光検出器からの信号の中の，前記変調器の基本変調周波数の奇数倍の周波数を持つ第 1の信号成分の振幅と，前記基本変調周波数の偶数倍の周波数を持つ第 2の信号成分の振幅とを分離して検出するための，前記光検出器からの信号をフーリエ変換するフーリエ変換手段と，前記第 1，及び第 2の信号成分の振幅を用いて，前記信号光の強度を求める手段とを有することを特徴とする光干渉計を用いた検査装置。

1 0 . 光源からの光を試料に照射する照射光と参照光とに分波し，前記試料によって散乱又は反射された光である信号光と前記参照光とを合波する分波合波手段と，前記照射光及び前記信号光を位相変調する変調器と，前記分波合波手段により合波された光を検出する光検出器とを具備する光干渉計を用いた検査装置において，前記光検出器からの信号の中の，前記変調器の基本変調周波数の奇数倍の周波数を持つ第 1の信号成分の振幅と，前記基本変調周波数の偶数倍の周波数を持つ第 2の信号成分の振幅とを分離して検出する検出手段と，前記第 1，及び第 2の信号成分の振幅を用いて，前記信号光の強度を求める手段とを有することを特徴とする光干渉計を用いた検査装置。

1 1 . 光源からの光を試料に照射する照射光と参照光とに分波し，前記試料によって散乱又は反射された光である信号光と前記参照光とを合波する分波合波手段と，前記照射光を位相変調する変調器と，前記分波合波手段によリ合波されだ光を検出する光検出器とを具備する光干渉計を用いた検査装置において，前記光検出器からの信号の中の，前記変調器の基本変調周波数の奇数倍の周波数を持つ第 1の信号成分の振幅と，前記基本変調周波数の偶数倍の周波数を持つ第 2の信号成分の振幅とを分離して検出する検出手段と，前記第 1，及び第 2の信号成分の振幅を用いて，前記信号光の強度を求める手段とを有することを特徴とする光干渉計を用いた検査装置。

1 2. 光干渉計を用いた検査装置において，試料によって散乱又は反射された光を信号光として検出する光検出器の出力信号の中の，参照光に付与した位相変調の基本周波数の奇数倍の周波数を持つ第 1の信号成分の振幅と，前記基本変調周波数の偶数倍の周波数を持つ第 2の信号成分の振幅とを分離して検出する検出手段と，前記第 1 , 及び第 2の信号成分の振幅を用いて前記信号光の強度を求める手段とを有することを特徴とする光干渉計を用いた検査装置。

13. 光源からの光を試料に照射する照射光と参照光とに分波して，該参照光の光路長を所定の周波数で変化させ，前記試料によって散乱又は反射された光である信号光と前記参照光との合波光を生成する工程と，前記合波光の中から前記信号光を分離して検出する工程とを有する光干渉計を用いた検査方法において，前記信号光の中の，前記所定の周波数の奇数倍の周波数を持つ第 1の信号成分の振幅と，前記所定の周波数の偶数倍の周波数を持つ第 2の信号成分の振幅とを分離して検出する工程と，前記第 1及び第 2の信号成分の振幅を用いて前記信号光の強度を求める工程とを有することを特徴とする光干渉計を用いた検査方法。

14. m_mBX, n_m8Xを予め定められる整数， mを 1 , 2， ···, m_maxなる整数， nを 1 , 2， …， n_maxなる整数，前記第 1の信号成分の振幅を V_2m—い前記第 2の信号成分の振幅を V_2n, 前記光源からの光の波長をえ， J ^-！及び J _2nをベッセル関数， 2 Aを前記光路長の変化の振幅， k=2 ;rZ;Lとして，前記信号光の強度 V*を，式，

V*= ( 1 /2 ) X [ {∑_mV_2ffi-₁/∑_ffi J _2m -, ( 2 k A) } ²

+ {∑„V J ( 2 k A) } つ ^1/2

により求めることを特徴とする請求の範囲第 1 3項に記載の光干渉計を用いた検査方法。

1 5. 前記奇数倍が 1倍，前記偶数倍が 2倍であり，前記第 1の信号成分の振幅を Vi，前記第 2の信号成分の振幅を V₂，前記光源からの光の波長を I， J ,及び J ₂をベッセル関数， 2 Aを前記光路長の変化の振幅， k- 27r_ えとして，前記信号光の強度 V*を，式， V*= ( 1/2 ) X

[ {V: J , ( 2 k A) } 2 + {V₂/ J ₂ ( 2 k A) } ²] ^1/2，により求めることを特徴とする請求の範囲第 1 3項に記載の光干渉計を用いた検査方法。

1 6. 光源からの光を生体に照射する照射光と参照光とに分波し，前記生体によって散乱又は反射された光である信号光と前記参照光とを合波する分波合波手段と，前記信号光を位相変調する変調器と，前記分波合波手段により合波された光を検出する光検出器とを具備する光干渉計を用いた検査装置により，前記生体内のグルコース濃度を検出して前記生体内の血糖値をモニタする血糖値モニタリング装置において，前記光検出器からの信号の中の，前記変調器の基本変調周波数の 1倍の周波数を持つ第 1の信号成分の振幅 V！を検出する第 1の検出手段と，前記光検出器からの信号の中の，前記基本変調周波数の 2倍の周波数を持つ第 2 の信号成分の振幅 V₂とを分離して検出する第 2の検出手段と，前記第 1，及び第 2の信号成分の振幅を用いて， J！及び J ₂をベッセル関数， 6を前記信号光の位相変調の振幅として，前記信号光の強度 V*を式， V*= ( 1/2 ) X [ {V J : ( θ ) } 2 + {V₂/J ₂ ( θ ) } つ ^1/2 により求める手段とを有し，前記生体内の組織の複数の界面の間での光路長と，前記複数の界面の間での光の減衰とを求めてグルコース濃度を検出することを特徴とする血糖値モニタリング装置。

1 7. 光源からの光を生体に照射する照射光と参照光とに分波し，前記生体によって散乱又は反射された光である信号光と前記参照光とを合波する分波合波手段と，前記信号光を位相変調する変調器と，前記分波合波手段によリ合波された光を検出する光検出器とを具備する光干渉計を用いた検査装置により，前記生体内のグルコース濃度を検出して前記生体内の血糖値をモニタする血糖値モニタリング装置において，前記光検出器からの信号の中の，前記変調器の基本変調周波数の奇数倍の周波数を持つ第 1の信号成分の振幅 V ,と，前記基本変調周波数の偶数倍の周波数を持つ第 2の信号成分の振幅 V₂とを分離して検出するための，前記光検出器からの信号をフ一リェ変換するフーリェ変換手段と，前記第 1，及び第 2の信号成分の振幅を用いて， J i及び J ₂をベッセル関数， Θを前記信号光の位相変調の振幅として，前記信号光の強度 V*を，式， V*= ( 1/2 ) X [ {V./J： ( Θ ) } ²+ {V₂/J ₂ ( Θ) } ²] ^1/2 により求め，前記生体内の組織の複数の界面の間での光路長と，前記複数の界面の間での光の減衰とを求めてグルコース濃度を検出することを特徴とする血糖値モニタリング装置。