JP2009514619A - 身体組織中のグルコース・レベルを割り出すための装置 - Google Patents

Abstract

【解決手段】 非侵襲的にグルコースを検出するための装置は、１ＭＨｚ未満の低周波数および１０ＭＨｚを超える高周波数の電界に対する組織または血液の応答を測定するための電気的検出装置（２）を具備する。前者は皮膚水和度および汗によって主として支配され、他方、後者は、現在のグルコース・レベルからの貢献を含んでいる。２つの信号を組合せることによって、より高い精度が可能になっている。装置は、皮膚および／または素早い動きに対する装置の圧力を検出することを可能にする力または加速度センサ（４、５）をさらに具備する。温度センサ（６）または代替的な灌流センサ（７）のようなさらなるセンサ・モジュールは、測定された結果の精度を改善する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、身体組織/血液内のグルコース・レベルを割り出すことおよびその精度を改善するための様々な概念に関する。

WO 2005/053523およびWO 2005/053526は、身体組織中のグルコース・レベルを割り出すための非侵襲性（non-invasive）の生体内技術の様々な側面について記載している。これらの書類において説明されている技術は、適度な精度をもたらしはするが、長期的な精度は、測定が行なわれるパラメータを厳密に制御することを用いてのみ達成されることが可能である。このことは、状況によっては、望ましくないかもしれない。

よって、本発明の全般的な目的は、生体内の非侵襲的なグルコース測定の精度を改善する方法を提供することである。

この目的は、独立形式の請求項のいずれかにおいて記載された手段によって達成される。

本発明の第１の側面によれば、本装置は、光学的検出装置だけでなく電気的検出装置を具備することが記載されている。電気的検出装置は、電界に対する組織の応答について記述する少なくとも１つの第１パラメータを測定するために身体組織にこの電界を印加するのに適した電極配置を有している。光学的検出装置は、組織による光の反射および伝送を記述する少なくとも１つの第２パラメータを測定するための光源および光受信器を具備する。本装置は、第１、第２パラメータの組合せからグルコース・レベルを割り出すための評価回路をさらに具備している。電界上の応答から得られたパラメータ、および光学的な応答から得られた別のパラメータを組合せることによって、検討対象の組織の中の血液灌流レベルへの信号の依存を無くすか、少なくとも減じることが可能になる。

本発明の第２の側面では、組織のグルコース・レベルに依存するグルコース・パラメータを非侵襲的に測定するための検出装置を含んでいる。この検出装置は、例えば、誘電的な（inductive）測定値および／または光学的な測定値に基づくことが可能である。この検出装置に加えて、本装置は、本装置が組織に対して押し付けられる力を示す力パラメータを測定するための力センサと、グルコース・レベルを割り出すための評価回路と、を具備している。これによって、精度が上がる。なぜなら、非侵襲性の方法によって測定されたパラメータが、一般に本装置が組織に対して押し付けられる力に依存するからである。よって、力パラメータを測定することによって、本装置が組織に対して適切に押し付けられていない／取り付けられていない場合、または、水分、血圧変化変動のような印加される圧力に大きな増加を引き起こす身体内の生物物理上の変化が生じた場合、グルコース・パラメータによる結果が修正されることが可能であり、また／または警告が発せられることが可能である。

発明の第２の側面と密接に関係する第３の側面では、本装置は、グルコース・レベルに依存する組織のグルコース・パラメータを非侵襲的に測定するための検出装置を具備している。本検出装置は、やはり、例えば誘電的な測定値および／または光学的な測定値に基づき得る。本装置は、グルコース・レベルを割り出すための評価回路だけでなく本装置の加速度を測定するための加速度センサをさらに含んでいる。このように特徴を組合せることは、装置／身体の加速（これは、例えば、腕に本装置をつけて、腕を動かす場合に生じ得る）の最中、装置が組織に押し付けられる力が変化し、このことによって、検出装置から得られた測定値を修正すること、および／または少なくとも装置の機能の一部を抑制することが必要になり、また／またはユーザに警告を発することが望ましいという理解に基づいている。このことは、また、動きが制限されていることが予想される睡眠、または事務、または運転のような評価アルゴリズム中の動きに関連してではなくグルコース・レベルに関連して測定値が変化したということをより強く確信させる期間を示すことができる。

第４の側面では、本装置は、組織に電界を印加するための電極配置を有する電気的検出装置を具備している。この検出装置は、
１０ＭＨｚを越える場の周波数における少なくとも１つの第１パラメータと、
１ＭＨｚ未満の場の周波数における少なくとも１つの第２パラメータと、
を測定するように適合されている。

本装置は、第１、第２パラメータの組合せによってグルコース・レベルを割り出すための評価回路をさらに具備している。

このことは、第２パラメータが主として皮膚の水和度（water hydration）のみに依存する一方、第１パラメータが汗だけでなくグルコース・レベルにも依存するという理解に基づいている。２つのパラメータを（例えば、較正データを用いて）組合せることによって、結果の皮膚の水和度に対する依存度を減じることが可能になる。

以下の本発明の詳細な説明を考慮すれば、本発明がより良く理解されるとともに上記したもの以外の目的が明白になるであろう。そのような記述は、添付の図面に対して言及がある。

１． 概観
図１は、本発明の様々な側面を示す装置の実施形態の概観を示している。

見て分かるように、本装置は、制御装置および評価回路１を具備している。制御装置および評価回路１は、例えば、後述の様々なタスクを行なうことに適するマイクロプロセッサ、周辺回路、およびソフトウェア・コンポーネントとして実現されることが可能である。また、装置は様々なセンサ・モジュール２乃至８を具備している。

電気的検出装置２は、ユーザの組織に電界を印加するための電極を有しており、またこの電界に対する組織の応答を記述する少なくとも１つのパラメータを測定する。

光学的検出装置３は、組織による光の伝送または反射について記述する少なくとも１つのパラメータを測定するための光源および光受信器を有している。

力センサ４は、装置が組織に対して押し付けられる力あるいは装置とその下の組織との間の力、あるいは柔軟なセンサ素子の場合の表面に亘る力の分布または測定される組織の力を示す力パラメータを測定するように設計されている。

加速度センサ５は、装置の加速度（減速度を含む）を測定する。

温度センサ６（あるいは温度センサは複数であることが有利である）は、１つまたは複数の温度値を測定するために用いられる。温度センサは、例えば、組織の表面上、または装置内、または周囲の温度を測定するために用いられる。

代替的な灌流センサ７は、例えば（他の幾つかのセンサ・モジュールに加えて、またはそのようなモジュールの代わりに）組織の血液灌流レベルに依存するパラメータを測定するために設けられることが可能である。

誘導的（inductive）センサ８は、組織の誘導的な応答（すなわち印加される磁界に対する組織の応答）を測定するために用いられることが可能である。

センサ・モジュールのこのリストは全てを網羅しているわけではない。装置は、測定されたグルコース・レベルに対して影響を有するパラメータを割り出す（非侵襲性であることが有利である）することを可能にする他のセンサ・モジュールを備えていてもよい。また、１つまたは複数のセンサが、これらに対応するパラメータが無視されることになっている場合、省略されることが可能である。最後に、モジュールのうちの幾つかは１つへと組合せられ得る。例えば、力、加速度センサは、この両方が、力または表面上での力の分布を基本的に測定するので、単一のモジュールへと一体化されてよい。

最後に、装置は、また、制御ユニット１を外部データ処理および／または制御回路に接続するためのインターフェース１１を備えることが有利である。原則として、装置の動作は以下の通りである。制御ユニット／評価回路１は、様々なセンサ・モジュール２乃至８（またはそれらの一部）を動作させて、装置自体（例えば装置内の温度）だけでなく、ユーザの状態（例えば組織の電気的・光学的な応答）と、ユーザの環境（例えば周囲の温度）の状態とに依存する多くのパラメータを測定する。評価回路１は、例えば多次元的な較正データおよび／またはアルゴリズム的な規則を用いて様々な測定データを組み合せて、信号を算出するかグルコース・レベルを示す値を表示する。

装置の可能な機械的なセット・アップが、図２に示されている。示されている装置は、ほぼ腕時計の形および大きさを有しており、リストバンド２１によって腕または脚２０上に装着されることが可能である。装置は、第１筐体部３９ａおよび第２筐体部３９ｂを備える筐体２２を有している。ユニット２３がその正面側に配置され、電極配置２４がその裏面側に配置されている。筐体の内部は、制御ユニットおよび評価回路１の回路と、様々なモジュール２乃至８の少なくとも一部と、バッテリー２５とのための空間を提供する。しかしながら、これが単に可能な実施形態の１つの有利な例に過ぎないことに留意されなければならない。他のデザインが同様に用いられることが可能である。例えば、制御ユニットおよび評価回路１の一部あるいは全体が、有線または無線通信手段によって図２の装置に接続された独立の装置の中に配置され得る。

リストバンド２１を用いる代わりに、装置は、接着テープのような他の手段によって身体に付けられてもよい。

以下、図１および図２の装置の様々な部分が、より詳細に説明される。

２． 電気的検出装置
電気的検出装置２は、電界に対する組織の応答を測定する役目をする。この応答は、例えば（複素）電気的インピーダンス、または一般的な誘電特性で表現されることが可能である。電界は１つまたは複数の電極配置によって組織に印加される。

本実施形態では、電気的検出装置によって測定される１０ＭＨｚを越える場の周波数についてのインピーダンス（またはインピーダンスに関連付けされた値）は、すべての測定されたパラメータの中でグルコースまたはその派生物に最も強く依存する測定パラメータであり、よって、「グルコース・パラメータ」とも称される。しかしながら、別の実施形態においてグルコースが主として光学的方法によって測定される場合、光学的に測定されたパラメータが「グルコース・パラメータ」と称され得る。「グルコース・パラメータ」は、また、様々な測定値の組合せ、例として光学的および誘電的な測定値の組合せから得られ得る。

本実施形態に戻ると、皮膚組織のインピーダンス測定は、スタンドアロン型装置または組合せ構造として動作可能な様々なセンサを用いて、行なわれることが可能である。これらのセンサは体の複数の位置に取り付けられることが可能で、こうして異なった領域に関連付けされた組織のマイクロ血管新生（micro vascularisation）の差が検査されることが可能になる。例えば、血管が身体の末端（すなわち手および足）に近づくに連れてマイクロ血管新生の程度が増えるので、そのような組織において、血液の誘電率変化に対する相対感度がより大きくなる。例えば、耳たぶでは、耳たぶが容量結合された測定を行なうに際して血液灌流の程度が最も大きいという利点がある。しかしながら、利用可能な組織表面積の大きさ、およびそのような位置で生じる移動に対して明らかに制約がある。

２．１ 差分センサ
有利な実施形態では、電気的検出装置２は、形状の相違する幾つかの電極の配置を有する差分センサを具備している。このことが、以下に説明される。

人間の皮膚は、様々な物理的性質および生物学的機能を備えた幾つかの波状の平行層と見なされることが可能である。真皮層は、血液灌流が最も多いので、血糖の変化に最も感度が高いと考えられる。真皮層は、他の層（例えば表皮および角質層）の下方に位置しているので、真皮層の誘電特性を直接測定することは、皮膚表面に置かれた非侵襲性センサでは不可能である。よって、差分センサの目的は、検討対象の全体積の測定に対する様々な層の影響を識別するために深さについての測定を達成することである。

ここで選択される方法は、幾何学的特徴（geometry）が相違する（例えば幅、間隔が相違する）複数の電極配置を用いる。概して、信号の貫通深さは、電極幅および電極間隔が増加するに連れて増加する。多層システムについては、各層ごとに、相違する電極幅および間隔における誘電率変化の大きさに対する最大感度が存在する。相違する電極配置からの測定結果を組合せることによって、個別の層の貢献度を突き止めることが可能になる。電位分布の有限要素をモデル化するシミュレーションによって、センサの幾何学特徴が最適化され、特定の層の誘電特性の変化に対して最大の感度を達成することが可能になる。

例えば、２つの電極配置からなるセンサが考慮されることが可能である。１つの電極配置は短センサと呼ばれる。電極の規模および分離が小さいことによって、電極が上層皮膚層の変化に対して感度が良くなる。第２の組は長センサと呼ばれる。電極の大きさが大きくまた隙間が大きいことによって、より深い層、この場合真皮に対して電極の感度が良くなる。

図３は、そのようなセンサの例を示している。点を付された領域は電極を表しており、丸はその上に電極配置が配置される基部３２を貫くコンタクト３１を表している。

第１電極配置は、細い隙間３４によって基本電極３５から分離された細い帯状電極３３を具備している。第２電極配置は、より太い隙間３７によって基本電極３５から分離されたより太い帯状電極３６を具備している。換言すれば、２つの電極配置は、共通の第１電極、すなわち基本電極３５を有している。

基本電極３５は、例えば接地されることが可能であり、帯状電極３３、３６はＡＣ信号を伝送する。

第１電極配置はより上の皮膚層の特性に対して感度が良い。第２電極配置はより大きく、またより深い皮膚層、この場合、真皮の特性に対して感度が良くなるように、グランドまでの距離がより大きい。

電極配置の各々を駆動するとともにそれらからの信号を受信するための回路は、例えば、WO 2005/053523において（１つの電極配置について）示されているのと同じものであり得る。これは、参照することによってその全体が本明細書に組み入れられる。しかしながら、その回路の一部が、２つの電極配置を駆動するために複数にされる必要があるであろう。

２つの電極配置を駆動するための回路の可能なデザインが図４に示されている。見て分かるように、回路は（信号生成要素）電圧制御発振器（ＶＣＯ）４０を具備している。ＶＣＯ４０は、周波数が可変なＡＣ電圧を生成する。周波数は、例えば制御ユニット１によって設定されることが可能である。ＶＣＯ４０からの信号は、スイッチ４１に供給される。スイッチ４１は、ＶＣＯ４０からの信号を、それぞれ既知の抵抗素子Ｒ１、Ｒ２、およびインダクタンスＬ１、Ｌ２を介して第１電極配置（Ｃｌによって示されている）または第２電極配置（Ｃ２によって示されている）のいずれかに二者択一的に供給する。各経路については、抵抗素子（Ｒ１またはＲ２）とインダクタンス（Ｌ１またはＬ２）との間の点での電圧は、測定回路４３に供給される。測定回路４３は、電圧の振幅Ａ１またはＡ２に加えて位相ｐｈｉ１またはｐｈｉ２も測定する。これらの測定された信号は、制御装置および評価回路１内でさらに処理される。

図４に示されている回路がそのような回路の多くの可能な実施形態のうちの１つに過ぎないことに留意されればならない。特に、測定は、（例えば、ショート・パルスを用いて）時間領域において、続くフーリエ解析とともに行なわれ得る。そのような装置はWO 04/021877に記載済みである。

さらなる信号の処理は、一般的に、例えば、おそらく適切な重みで信号を重み付けした後で、振幅の差または比を算出することによって２つの電極配置によって得られた信号を比較するステップを具備するであろう。

電気的検出装置２の信号を評価する（そして、実際には、全ての測定モジュール２乃至８の信号を評価する）ために用いられる較正の一般的なアルゴリズムおよび方法は、WO 2005/053526に記載されている。

代替的な実施形態では、図３のレイアウトは、例えば接地電極相互間で３つ以上の隣接帯状電極を用いることによって第１、第２電極配置が空間的により多く重なり合う場を有するとともに中央の帯状電極が（第１電極配置を形成するために）グランドかあるいは（第２電極配置を形成するために）他の帯状電極と同じ信号のいずれかに印加されるデザインによって置換されることが可能である。この場合、スイッチ４１は、個々の帯状電極をグランドまたはＶＣＯ４０からの信号の一方に接続することを可能にする適切なスイッチ列によって置換されるであろう。この装置は、各電極配置についての測定を行なうとともに次いで２つの結果を比較するように操作されるであろう。

並列の帯状電極からなる電極デザインも、次の項において示される。

差分センサにおいて用いられる信号の周波数は、１０ＭＨｚを超える、例として数１０ＭＨｚ乃至数ＧＨｚの範囲内であることが有利である。WO 2005/053523に記載されているように、この周波数範囲内での測定はグルコース濃度あるいはその変化に特に感度が良い。

２．２ 湿気および汗センサ
本装置は、皮膚の汗（表面水分含有量）を測定する水分／汗センサをさらに具備することが可能である。これは、グルコース含有量の直接の測定値でなく、皮膚の誘電的および電気的な応答に影響するインポート・パラメータである。よって、皮膚の水和度および汗についてのより正確な知識によって、より正確な結果を得ることが可能になる。

皮膚の水和度も、皮膚の電気的特性に強く影響するので、電気的検出装置によって測定されることが有利である。

皮膚の水和度を測定するために、電気的検出装置は、電気的および誘電的な応答を測定することに関しては主要なグルコース・センサ（すなわち本実施形態中の差分センサ）と同じ電極を用いることができ、または独立した電極を用いることができる。いずれの場合でも、電気的検出装置は、電極間のインピーダンスを測定する。

インピーダンス測定は、差分センサに類似する誘電性媒体の容量測定に基づくが、はるかに低い周波数、有利には１０ＭＨｚ未満、特に１ＭＨｚ未満に固定されて、または１ｋＨｚ乃至１０ＭＨｚの範囲内の信号周波数における広範囲の周波数掃引を用いて行なわれる。同様に、この範囲内に周波数貢献を有する１つのパルスが、有利には範囲外の周波数についての後続のディジタルおよび／またはアナログ・フィルタリングとともに、用いられることが可能である。皮膚表面の水和度の変化に起因するあらゆる誘電率の変化は、精密測定キャパシタの容量を変化させる。この測定は、水和度レベルのわずかな変化さえ検知することができる。測定の再現性は非常に高く、測定時間は非常に短い（１ｓ）。また、近接して離された小さな電極を用いる場合、測定深さは非常に小さくなり得る（１００μｍ）。測定深さはセンサの幾何学的特徴に依存して変わり得る。低周波数の皮膚表面の抵抗値が測定される。この種の測定は広く用いられている電流皮膚反応（ＧＳＲ）検知に類似している。

２つの測定が行なわれることが有利である。第１の測定は好ましくは約１ｋＨｚ乃至１００ｋＨｚで実行されて第１パラメータを提供し、第２の測定は好ましくは約１００ｋＨｚ乃至１０００ｋＨｚの間で実行されて第２パラメータを提供する。約１ｋＨｚでの第１の測定は主として表面の汗に依存することが見出され、他方、１００ｋＨｚを越える測定は主としてよりより下層の皮膚層の水和度に依存する。両方の周波数で測定することによって、システムについてのよりよい知識が獲得されることが可能である。

２．３ 信号生成
電気的検出装置２の電極配置によって用いられる様々な信号を生成することは簡単である。周波数と周波数範囲に応じて、信号電圧は単純なＬＣまたはマイクロ波発振器、または位相ロック・ループ（ＰＬＬ）および関連回路（すなわちミキサ、分周器、多くの信号周波数などの重ね合せ）によって制御される発振器、または直接ディジタル合成（ＤＤＳ、時にＮＣＯ、数値制御発振器と呼ばれる）を用いて生成され得る。これらのシステムはすべて０乃至約１００ＧＨｚの周波数を生成することができる。信号源は、電気部品としてまたは完全に組み立てかつ検査されたユニットとして多くの業者によって市販されている。

そのような信号源用の重要なパラメータは、周波数範囲、周波数、および振幅安定性である。携帯機器については、電力消費量も非常に重要な数値である。

測定は、数ｋＨｚ乃至３５０ＧＨｚを超える周波数範囲の中で行なわれることが可能である。時に、複数の電極配置が、１つの周波数または周波数範囲に対して用いられ得る。また、相違する電極配置が、検査対象の組織領域に関して違った風に配置され得る。

２．４ 結論
説明されたように、電気的検出装置２は少なくとも２つのパラメータを測定する。第１パラメータは、電極配置によって生成された１０ＭＨｚを越える場の周波数における場に対する組織の応答について記述する。第２パラメータは、電極配置によって生成された１ＭＨｚ未満の場の周波数における場に対する組織の応答について記述する。第１のパラメータはグルコースに、また皮膚水和度にも強く依存し、他方、第２のパラメータは、主として皮膚水和度に依存するので、評価回路１において２つを組合せることによって皮膚水和度への依存度を減じることが可能になる。

３． 光学的検出装置
光学的検出装置３は、主として血流の変化および定められた体積の皮膚およびその下方の組織の灌流特性を割り出すとともに定量化することを目的とし、概して、検査対象の空間体積の灌流と体積比の変化についての指標を生成することを可能にする。皮膚組織中の血液灌流レベルを変化させ得る、身体の生理学的変化に関連を有する多くの要素がある。光学的検出装置を電気的検出装置２からの信号と組合せるセンサは、血液量およびフローの独立した測定値が用いられて電気的検出装置２からの信号の対応する変化を補償することができるというさらなる長所を有している。補償を行なうことを目的として、そのような変化を生じさせる要素の異なる指標を有することは有用である。

センサは、このさらなるパラメータが取り出されることができるとともに微小血管のフローの変化の影響を償うために用いられることができるように、血流と灌流を測定することを目的としている。また、装置の精度を上げるために、信号が付加的なパラメータとして役立つことが可能である。

光学的検出装置３の実現形態は、組織の体積による放射光の反射率および／または吸収度を測定するための、光検出器と組み合わされた、例えば広帯域の可視スペクトル中の光源を含んでいる。発信器と受信器との間の距離によって、監視されている皮膚組織の体積および入射光の貫入の深さを決定することができる。大きく離れていると、貫入深さが深いほど、感度が良くなることが可能になる傾向がある。光源は、装置に組み入れられるか、または組織内の放射光の正確な伝送経路を決定するための光学的な導波路技術を用いることによって外部光源から駆動されることが可能である。同様に、放射光は、装置自身の中のディスクリート型部品によって直接検知されてもよいし、または導波路システムによって外部センサへと取り出されてもよい。

統合センサ構造内で貫入深さ測定を変えることは、導波路構造からの入力および出力信号を多重化することを組合せて、例えば照射されている導波路と受信導波路の間の距離を変えることによって達成されることが可能である。光学的検出装置は、例えば、光導波路を介して導波路に接続された検出システムと光源とを具備し、例えばセンサ製造中の際の発光ポリマーを用いることによって光源がセンサ装置自体と統合されることが可能である。光活性（opto-active）ポリマーは、電気的検出装置２の電極配置の補助構造を形成することができる。このことは、これによって２つの測定信号を同じ組織体積の中へと直接接続することが可能になるという利点を有する。センサのセンサ部品は、１つのフォトダイオード素子、または貫入深さまたは測定されている表面上の分布特性の変化に応じて下方の組織の反射特性の変化を明らかにするためにも使用可能な一連の検出素子、から構成されることが可能である。

光源は、下方の組織または流体の吸収および反射特性と整合するように選択された特定のスペクトル・バンドまたは狭帯域光を生成することが可能であり、あるいは広帯域スペクトルを含むことが可能である。ＣＣＤ配列の例では、隔たり距離情報との組合せで、広帯域スペクトル応答が達成されることが可能である。

光学的検出装置３の具体的な実施形態は、（図３の配置の代わりとしての）帯状電極４５の配置とともに、図５に示されている。

上記のように、帯状電極４５は、例えば、偶数の電極が接地されるとともに奇数の電極が信号に付される第１電極配置、および２つの電極が接地されるとともに別の２つの電極が信号に付され、さらに別の２つの電極が接地される第２電極配置等において動作させられることが可能である。

見て分かるように、図５の装置は、光検出器４７と関連付けられている多くの光源４６をさらに具備する。例えば、２つまたは３つの光源４６が、光検出器４７のすぐ近くに配置されることが可能である。こうすることによって、波長の異なる光源および／または光検出器からの距離が異なる光源を用いることが可能になっている。

光源４６は、例えば発光ダイオードであり、光検出器は、例えばフォトダイオードである。

装置の別の実施形態が図６乃至図８に示されている。装置は、やはり、多くの並列の帯状電極４５を具備しており、光源および光検出器を備えている。しかしながら、この場合、光源は電極配置の下方に位置しており、電極配置すなわち隣接する帯状電極４５相互間の隙間を介して光を発信する。光検出器も電極配置の下方に位置ており、組織から反射されるとともに電極配置を介して発信された光を受け取る。

この実施形態では、各光源は、発光体４６ａおよび導波路４６ｂを具備している。光源は導波路４６ｂへその光を放射するように配置され、他方、導波路には帯状電極４５相互間の隙間内において表面格子または粗くされた領域４８が設けられている。これにより、光を導波路４６ｂから引き離すとともに光が組織へと放射される。

同様に、各光検出器は、光センサ４７ａおよび導波路４７ｂを具備している。導波路４７ｂは、導波路４６ｂとほぼ同じデザインであり、また帯状電極４５相互間の隙間において表面格子または粗くされた領域４９を有している。組織から反射された光は、格子または粗くされた領域４９上で散乱させられ、また導波路４７ｂへと接続される。光は、導波路４７ｂから光センサ４７ａに投射される。

図６乃至図８の実施形態において、電極配置は、組織に面する第１面、および組織と反対の方を向いている第２面と実質的に平坦である。導波路４６ｂ、４７ｂは第２面に位置している。

図８に示されているような導波路光検出器を用いる代わりに、ＣＣＤカメラが電極の下方に配置されることが可能である。こうすることによって、反射光の空間的に解像された画像を受け取ってデータをより良く解釈することが可能になっている。

３．１ 波長
既に述べたように、光学的検出装置３の主な目的は、組織の血液灌流を測定することである。灌流を感度良く測定することを可能にする波長を分析するために、８５０ｎｍ乃至３５０ｎｍの範囲で掃引された周波数のマイクロ分光計（ドイツ、ドルトムントのベーリンガー・インゲルハイム・マイクロパーツ株式会社）を用いて実験が行なわれた。指先端での発信が、灌流特性の変化を引き起こすための異なった手の状態（上げた状態および下げた状態）で測定された。それぞれのグラフは、図９に示されている。

４５０乃至８００ｎｍの範囲、特に５５０および７００ｎｍの波長によって、より大きな血管を含むより下層および上層の真皮の血管床の血液灌流測定が最も効果的になることが見出された。

ＮＩＲ光がより深くの下層組織（筋肉／脂肪層等）の灌流特性を監視するためにも用いられることが可能であり、他方、緑の波長（５５０ｎｍ）が、血液による吸光度について、ひいては微小血管システムでの変化に対する特徴をより良く示すことが知られている。

幾つかの波長での測定値および／または幾つかの隔たり距離を組合せることによって、様々な真皮および一般的な組織層からの灌流特性についてのデータを精緻化することが可能になる。相違する深さでの時間的応答の差が取り出されることも可能である。１つの有利な実施形態では、好ましくは少なくとも２つの波長において測定が実行される。一方は、可視の範囲のスペクトル（４５０ｎｍ乃至８００ｎｍ）においてであり、もう一方は近赤外線（８００ｎｍ乃至１０μｍ）においてである。

４． 力センサ、加速度センサ
力センサおよび加速度センサは、監視対象の組織の物理的な動きによって引き起こされるかあるいは装置と組織の間の圧力の変化によって引き起こされる電気的検出装置２（または他のセンサ・モジュール）の変化の大きさを割り出し、また／または定量化することを目的としている。

力センサの可能な１つの実施形態が、図２に示されている。この実施形態において、下部筐体部３９ｂ、すなわち組織上に置かれる基部３２は、一方の側においてのみ上部筐体部３９ａ上に置かれている。他方、圧電力センサ４は、他方の側と上部筐体部３９ａとの間に配置されている。組織に対する上部筐体部３９ａの圧力の増加は、力センサ４によって測定される力の増加に繋がるであろう。

力センサ４によって測定される力はリストバンド２１が及ぼす力の値でもある。さらなるまたは代替的な力センサがリストバンド２１に直接付されてもよい。

図２に示されているように、筐体２２は第１筐体部３９ａと第２筐体部３９ｂとを具備することが有利である。リストバンドは第１筐体部３９ａに取り付けられ、力センサは２つの筐体部の間の力を測定するように適合されている。

力センサ４が第１筐体部３９ａと第２筐体部３９ｂとの間に取り付けられる代替的な実施形態が、図１０および図１１において概略的に示されている。いずれの場合でも、第１筐体部３９ａはリストバンド２１に接続され、他方、第２筐体部３９ｂは非侵襲性のグルコース検知器、例として電気的検出装置２、を有している。

図１０の実施形態では、力センサ４は、２つの筐体部の間の中央に配置された低負荷セルであり、他方、図１１の第２実施形態では、力センサ４は、広がりを持った圧力検知材料の層である。

圧力または力センサ４は、例えば圧電効果を用いて、取り付けられたことに関連する装置の応答の変化の大きさおよび装置の組織に対する接触圧力を測定するとともに定量化することを目的としている。力センサは、筐体に関連するセンサによって素子に与えられた力の変化を測定するために装置の筐体内に組み入れられることが可能であり、または、力センサは、装置が組織に取り付けられたことによって印加される外力を測定する。そのように測定することによって、移動に関連する組織への装置の取り付け圧力の時間的変化および時間的な生理学的変化を測定することができる。このようなセンサの別の実現形態は、センサ基板へ統合された電歪性材料を用いることによって印加された力を直接測定することを含み得る。

皮膚中の血流は装置内で測定されている信号に対して影響があると信じられている。力センサが用いられて、装置の組織に対する物理的圧力の変化によって測定されるインピーダンス信号に外乱が生じているかを検出することができる。力センサは、印加される圧力の変化を補償するために抽出され且つ用いられるとともに装置の精度を上げるためのさらなるパラメータとして役立つことが可能なさらなるパラメータを提供することができ、また／または不適当な測定条件を検出するための手段を提供することができる。

単純な力センサ４の代わりに、またはこれに加えて、加速度センサ５が筐体２２の中に（例えば図２に示されている位置において）取り付けられて、装置および組織が経験する加速の量および方向を測定することができる。

速度および方向情報の両方が、これらのパラメータの変化率に加えて定められて、測定されている組織においてどのような生理学的変化が生じているかもしれないかを示すことができる。

皮膚中の血流は装置内で測定されている信号に対して影響があると信じられている。力および／または加速度センサが用いられて、組織の測定が行なわれているときの物理的な動きが血流の変化によって影響を受けているかどうかを測定することができる。よって、力および／または加速度センサは、微小血管のフローの変化の影響を補償するためのさらなるパラメータを提供することができ、ひいては装置の精度が上がる。

制御ユニット／評価回路１は、電気的検出装置２によって測定されたパラメータと力センサ４および／または加速度センサ５および他のセンサ・モジュールからの信号の組合せとからグルコース濃度を割り出すように適合されている。有利な実施形態では、装置は、力センサ４または加速度センサ５からの信号の変動が所与の閾値を越えているとき、その動作の一部を抑制し、また／または警告を発するように適合されている。特に、力があまりにも強く変化していることや加速度が大き過ぎると見出された場合に、測定が中断されることが可能であり、または測定結果が無視されることが可能であり、またはユーザが忠告を受けることが可能である。

５． 温度センサ
温度センサ６は、１つまたは複数の温度パラメータを測定するために１つまたは複数の測温体を具備している。幾つかの温度が測定されることが有利である。これらの温度は、周囲の環境温度、装置内および電極配置上の温度、さらに皮膚の表面温度を含んでいる。これらの測定は、熱電対または赤外線検知法を含む様々な検出器を用いて行われることが可能である。組織の誘電特性が主に水の特性によって影響を受けるギガヘルツ領域での所定の深さでの組織の誘電特性の変化を観察することによって、真皮内の温度変化が評価されることが可能である。例えば、US 2005/0083992を参照されたい。

図１２に示されているグラフは、１型糖尿病患者のグルコースのプロフィールを、皮膚と接触したセンサ・プレート上に取り付けられたＰｔ １０００素子によって測定された皮膚温度とともに示している。患者は規則的な日々の活動を送っており、侵襲性の血糖監視装置で行なわれた測定に従った定期的なインシュリン注射によって患者の血糖が制御された。皮膚温度を含む様々な体温が糖尿病患者内でグルコースを見積もるために用いられることが可能であることが、以前、報告された。しかしながら、図１２から分かるように、血糖の測定値と表面温度の間に直接の呼応はほとんどない。換言すれば、２つのパラメータの間に相関があるのであれば、この相関は、体温だけでなく外部温度要因の影響およびその皮膚温度への影響によって大きく乱される。これは、周囲の温度によって導入される温度課題に従って統制されている。この影響は、また、微小血管の灌流の変化に反映されており、また様々なグループによって非常に詳しく研究された。よって、グルコースに関連する他の信号、例としてインピーダンスあるいは光学に基づいてグルコース信号を補償するために、皮膚温度を含む体温を測定することに対して大きな関心がある。

６． 誘導的検出装置
誘導的検出装置８は、少なくとも１つの電気的コイルおよび非定値の電流を生成するための電流源を具備している。この電流によって、組織内の磁場が上昇する。その応答が用いられて、特にグルコース濃度に依存するパラメータを割り出することができる。適切な装置はEP1220638またはWO 04/028358に記載されている。その応答は、グルコース濃度および／または組織の他の関連する状態変数に依存するさらなるパラメータを提供することができる。

７． 超音波検出器
本装置は、また、超音波検出器を具備することが可能である。そのような超音波検出器は、血液または組織中で音の速さを測定し、例えばWO 2005/017642に記載されているように、グルコース・レベルについてのさらなる情報を提供することが可能である。

８． 評価回路
評価回路１は、センサ・モジュール２乃至８の信号を組合せて組織中のグルコース・レベルの測定値を得る。すでに述べたように、信号の評価のために用いられる一般的なアルゴリズムおよび較正法は、WO 2005/053526において、特にその「Calibration」の項および「Normal Operation」の項に記載されている。その開示内容は本明細書に組み込まれる。

８．１ 改良
以下では、グルコース・レベルを割り出すために装置の評価回路によって用いられるアルゴリズムに対する幾つかの精緻化について説明する。基本的に、有利なアルゴリズムは、２つの部分に分割されることが可能である。便宜上、これらの２つの部分をそれぞれ基本分析と専門的分析と称する。このアルゴリズムの主要部分は３ステップで発生する基本分析である。

３ステップは次のとおりである：
１．電磁気の逆散乱問題の解決策
２．外乱の影響を除去するための信号の補正
３．補正された信号のグルコース濃度への変換
ここで、電磁気の逆散乱は、散乱した電磁波フィールドを皮膚および下方組織についての情報へと、すなわち多層皮膚システムを特徴づける導電率および誘電率についての情報へと、変換する数学的方法を指している。これらの誘電特性は、グルコース濃度の変化によって影響されると思われるので、グルコース濃度と皮膚の誘電特性の間の関数上の関係が少なくとも経験的に知られていれば、導電率および誘電率がグルコース濃度の測定値として用いられることが可能である。

しかしながら、皮膚および下方組織の誘電特性は、その値および／またはグルコースの変化だけでなく、他の様々な影響、例として温度変化、汗の変化、皮膚中の水分の移動または血液微小循環系の変化、灌流特性、センサ接触圧力などへの組織の変化等によっても影響を受ける。ここで、グルコースと誘電特性の間の主要な相互作用に関連しない、すなわち主要な検出プロセスに関連しない全ての効果および要因は、外乱効果と見なされる。本アルゴリズムでは、このような外乱効果とグルコース効果とが識別される。そして、グルコース効果は、主要な検出プロセスと関係のある効果を意味する。よって、皮膚および下方組織の誘電特性をグルコース濃度へと変換することは、２ステップで行なわれる。まず、外乱効果の補償がステップ２で実行される。その結果、誘電性パラメータの中で観察されるそれ以外の変化が、グルコース変化の効果であると考えられることが可能になる。次に、この補正された（すなわち、補償された）誘電特性をグルコース濃度へと対応して変換することが、ステップ３で行なわれる。

ステップ２、３を実行することができるように、グルコースの効果だけでなく組織の誘電性パラメータと外乱効果との間の関数上の関係を決定しなければならない。

もっぱら、この関数上の関係は、統計的処理によって導かれることが可能である。すなわち、良く知られた重回帰である（例えば、Huesler & Zimmermann, 2001を参照されたい）。

専門的分析は、グルコース時系列の分析に専ら向けられている。目指すことは、グルコース濃度の時間上の展開を特徴づけるパターン、規則性、および統計法則を特定することである。次に、これらの法則が用いられて、過去の濃度についての知識に基づいて近い将来のグルコース濃度についての予測を行なうことができる。この専門的分析が正確な予測をすることができることは期待されないが、近い将来のあり得る濃度の範囲を狭めることは可能であり得る。よって、専門的分析は、補足的また補助的な特徴を有する。

８．２ 較正
再び、基本的な較正アルゴリズムはWO 2005/053526の「測定」の項に記載されており、参照することによって本明細書に組み込まれる。下記では、そのアルゴリズムに対する幾つかの改良が記述されている。

アルゴリズムの開発段階中に、重回帰分析用のデータが、何人かの被験者について繰り返し収集されるべきである。そして、同じ、回帰モデルの一般的な形態を用いて、回帰が、各患者について個々に実行される。その結果、自由なモデル・パラメータ（回帰母数）の個々の組が各被験者について得られる。適切な統計的有意性テストを適用して、各パラメータについて、それが被験者ごとにまたは被験者グループごとに著しく異なるかをチェックする。パラメータの組に著しい差が見つからない場合、グローバルなパラメータの組で、すなわち全てのパラメータの組に対する中間値で、運用することができる。モデル・パラメータのうちの幾つかが被験者グループごとに著しく異なる場合、これらのグループの各々について、対応する代表的なグループ・パラメータが決定されなければならない。この代表的グループ・パラメータは、グループの構成要素を平均することによって簡単に得られる。最後に、パラメータのうちの幾つかが被験者ごとに変わる場合、対応する個々のパラメータを決定するために各被験者についての個別の較正（すなわち回帰）が実行されなければならない。これらの較正の要素は。測定された組織での生物物理学なサイクルを考慮に入れるためにまた動的である必要があり得る。装置が日々の活動において使用されることになっている場合、較正パラメータの少なくとも一部もそのような日々の活動の中で記録されるべきである。

８．３ さらなる実験データ
図１３乃至図１５は、電気的検出装置２、光学的検出装置３、力センサ４が実行されている最中に止血帯が患者の上腕に付された場合の１つの実験を示している。止血帯によって印加された圧力は、図１３に示されている。電気的検出装置によって測定された容量は、すべての図において示されている。光の反射率は図１４に示されている。また、力センサによって測定された力は、図１５に示されている。

見て分かるように、止血帯によって引き起こされた血液灌流の増加は、全ての信号に違った風に影響する。このことによって、信号における灌流に関連する影響が少なくとも一部除去されることが可能になっている。

参照
1. American Diabetes Association, 1999. Clinical practice recommendations 1999, Diabetes Care 22:S77-S78.
2. The Diabetes Control and Complications Trial Research Group, 1993. The effect of intensive treatment of diabetes on the development and progression of long-term complications in insulin-dependent diabetes mellitus. N Engl J Med 329:977-986.
3. Shamoon, H., 2000. Continuous glucose monitoring: the next step towards closing the loop. Diabetes Technol Ther 2:57-59.
4. Bode, BW., Gross, TM., Thornton, KR., Mastrototaro, JJ., 1999. Continuous glucose monitoring used to adjust diabetes therapy improves glycosylated haemoglobin: a pilot study. Diabetes Res ClinPrac 46:183-190.
5. Cheyne E., Kerr, D., 2002. Making 'sense' of diabetes: using a continuous glucose sensor in clinical practice. Diabetes Metab Res Rev 18 (Suppl 1):S43- S48.
6. Khalil, OS., 2004. Non-invasive glucose measurement technologies: an update from 1999 to the dawn of the new lxdllennium. Diabetes Technol Ther. Oct;6(5):660-97.
7. Hoeber, R., 1910. Eine Metode, die elektrische Leitfaehigkeit im Inner von Zellen zu messen. Pfiuegers Arch. Gesamte Physiol. Menschen Tiere. 133, 237.
8. Hoeber, R., 1910. Eine 2weites Verfahren die Leitfaehigkeit im Inner von ZeIlen zu messen. Pfiuegers Arch. Gesamte Physiol. Menschen Tiere. 133, 237.
9. Fricke, H., 1925. The electric capacity of suspensions with special reference to blood. J. Gen. Physiol. 9, 137-152.
10. Martinsen, 0.G., Grimnes, S., Schwan, H.P., 2002. Interface phenomena and dielectric properties of biological tissue. Encyclopedia of Surface and Colloid Science, 2643-2652.
11. Schwan, H.P., 1957. Electrical Properties of Tissue and Cell Suspensions. In Advances in Biological and Medical Physics; Lawrence, J.H., Tobias, C.A., Eds.; Acad. Press: New York; Vol. V, 147-209.
12. Pethig R, KeIl DB. The passive electrical properties of biological systems: their significance in physiology, biophysics and biotechnology. Phys Med Biol. 1987 Aug; 32(8) :933-70.
13. Schwan HP., 1993. Mechanisms responsible for electrical properties of tissues and cell suspensions. Med Prog Technol. -94;19(4):163-5.
14. Caduff A., Hirt E., Feldman Y., AIi Z., Heinemann L., 2003. First human ex- periments with a novel non-invasive, non-optical continuous glucose monitoring system. Biosensors and Bioelectronics 19: 209-217.
15. Alavi, S.M.; Gourzi, M.; Rouane, A.; Nadi, M.; 2003. An original method for non invasive glucose measurement: Preliminar results. 23rd Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society, Istanbul; Turkey.
16. Gourzi M. et al., 2003. Study of a new electromagnetic sensor for glycaemia measurement. Journal of Medical Engineering & Technology. Number 627, 276-281.
17. Park, JH., Kim, CS., Choi, BC, Ham, KY., 2003. The correlation of the complex dielectric constant and blood glucose at low frequency. Biosens Bioelec- tron. Dec 15;19(4):321-4.
18. Fuchs K., Kaatze U., 2001. Molecular dynamics of carbohydrate aqueous solutions. Dielectric relaxation as a function of glucose and fructose concentration. JPhys Chem B 105:2036-2042.
19. Hillier, TA., Abbott, RD., Barrett, EJ., 1999. Hyponatremia: evaluating the correction factor for hyperglycemia. Am J Med. Apr; 106(4):399-403.
20. Hayashi Y., Livshits L., Caduff A., Feldman Y., 2003. Dielectric spectroscopy study of specific glucose influence on human erythrocyte membranes. J Phys D: Appl Phys 36:369-374.
21. Caduff, A., Livshits, L., Hayashi, Y., Feldman, Yu.; 2004. Cell Membrane Response on d-Glucose Studied by Dielectric Spectroscopy. Erythrocyte and Ghost Suspensions. J Phys ChemB: 108, 13827-30.
22. Zavodnik, IB., Piasecka, A., Szosland, K., Bryszewska, M., 1997. Human red blood cell membrane potential and fluidity in glucose solutions. Scand J Clio. Lab Invest. Feb; 57(l):59-63.
23. Roe, MW., Mertz, RJ., Lancaster, ME., Worley, JF., Dukes, ID., 1994. Thap- sigargin inhibits the glucose-induced decrease of intracellular Ca2+ in mouse islets of Langerhans. Am J Physiol. Jun; 266(6 Pt l):E852-62.
24. Pfutzner, A., Caduff, A., Larbig, M., Schrepfer, T., Forst, T., 2004. Impact of posture and fixation technique on impedance spectroscopy used for continuous and non-invasive glucose monitoring. Diabetes Technol Ther. Aug;6(4):435-41.
付言
本発明の現在の好ましい実施形態が示され且つ記載されている一方、本発明はそれに限定されず、請求項の範囲内で種々な別の方法で具現化および実行され得ることが明確に理解されるべきである。

図１は、本発明の様々な側面を具現化する装置のブロック回路図である。 図２は、本装置の一実施形態の断面図である。 図３は、図２の実施形態の電極のレイアウトを示している。 図４、図３の実施形態の電極を駆動するための可能な回路図。 図５は、光源および光検出器の配置を伴った、電極レイアウトの第２実施形態である。 図６は、光源および光検出器の異なる配置を伴った第３実施形態である。 図７は、図６のＶＩＩ−ＶＩＩ線に沿った断面図である。 図８は、図６のラインＶＩＩＩ−ＶＩＩＩ線に沿った断面図である。 図９は、手を上げ、また下げたときについての指先での光の発信を示している。 図１０は、力センサの第１の可能な配置を示している。 図１１は、力センサの第２の可能な配置を示している。 図１２は、１型糖尿病患者における数日間に亘る皮膚温度およびグルコース・プロファイルを示している。 図１３は、異なる袖圧力（細線）についての１５ＭＨｚでの電極容量（太線）の依存を示している。 図１４は、図１３の実験について、５５０ｎｍでの光の反射率（細線）を、電極容量（太線）とともに示している。 図１５は、やはり図１３の実験について、力センサによって測定された力（細線）を、電極容量（太線）とともに示している。

Claims (30)

1. 身体組織または血液中のグルコース・レベルを割り出すための装置であって、
   前記組織または血液に電界を印加するための電極配置（３３、３５、３６、４５）を有する、前記電界に対する前記組織または血液の応答について記述する少なくとも１つの第１パラメータを測定するための電気的検出装置（２）と、
   前記組織または血液による光の伝送または反射について記述する少なくとも１つの第２パラメータを測定するための光源（４６）および光検出器（４７）を具備する光学的検出装置（３）と、
   前記第１、第２パラメータの組合せからグルコース・レベルを割り出すための評価回路（１）と、
   を具備する装置。
2. 前記電極配置（３３、３５、３６、４５）に異なる周波数の電圧を印加するためのＡＣ電圧源（４０）をさらに具備する、請求項１の装置。
3. 前記光学的検出装置（３）は、少なくとも第１、第２波長について前記第２パラメータを割り出すように適合される、先行する請求項のいずれかの装置。
4. 前記第１波長は可視スペクトル内にある、請求項３の装置。
5. 前記第２波長は近赤外線スペクトル内にある、請求項３または４の装置。
6. 前記電界を受けている前記組織または血液の少なくとも一部の中で前記第２パラメータを測定するために、前記光源（４６）は前記電極配置（３３、３５、３６、４５）を介して通じて光を放射するように配置され、また／または前記光検出器（４７）は電極配置（３３、３５、３６、４５）を介して伝送された光を測定するように位置する、先行する請求項のいずれかの装置。
7. 前記光源（４６）および／または光検出器（４７）は、前記電極配置（３３、３５、３６、４５）内の隙間を介して伝送される光を放射または測定するように位置する、請求項６の装置。
8. 前記光学的検出装置（３）は、入射光および／または出射光を伝送するための導波路（４６ｂ、４７ｂ）を具備する、先行する請求項のいずれかの装置。
9. 前記電極配置（３３、３５、３６、４５）は平面的で且つ前記身体組織または血液と面する第１面と、対向する第２面と、を有し、
   前記導波路（４６ｂ、４７ｂ）は、前記第２面に位置する、
   請求項８の装置。
10. 身体組織あるいは血液中のグルコース・レベルを割り出すための装置であって、
    前記グルコース・レベルに依存する前記組織または血液のグルコース・パラメータを非侵襲的に割り出すための検出装置（２）と
    前記装置と前記組織または血液との間の力を示す力パラメータを測定するための力センサ（４）と、
    前記グルコース・レベルを割り出すための評価回路（１）と、
    を具備する、特に先行する請求項のいずれかの、装置。
11. リストバンド（２１）または接着テープをさらに具備し、
    前記力センサ（４）は、前記リストバンドまたは接着テープによって印加される力を測定するように適合された、
    装置１０の装置。
12. 第１、第２の筐体部（３９ａ、３９ｂ）と、前記第１筐体部と接続されたリストバンド（２１）とを具備し、
    前記検出装置は、前記第２筐体部（３２）内または上に配置され、
    前記力センサ（４）は、前記第１、第２筐体部（３９ａ、３９ｂ）間の力を測定するように適合された、
    装置１０の装置。
13. 前記評価回路（１）は、前記パラメータおよび前記力センサからの信号の組合せからグルコース濃度を割り出すように適合された、請求項１０乃至１２のいずれかの装置。
14. 前記装置は、前記力センサからの信号の変動が閾値を越える場合、前記装置の動作の少なくとも一部を抑制するように適合された、請求項１０乃至１３のいずれかの装置。
15. 前記装置は、前記力センサからの信号の変動が所与の閾値を越える場合、警告を発するように適合された、請求項１０乃至１４のいずれかの装置。
16. 身体組織あるいは血液中のグルコース・レベルを割り出すための装置であって、
    前記グルコース・レベルに依存する前記組織または血液のグルコース・パラメータを非侵襲的に割り出すための検出装置（２）と
    前記装置の加速度を測定するための加速度センサ（５）と、
    グルコース・レベルを割り出すための評価回路（１）と、
    を具備する、特に先行する請求項のいずれかの、装置。
17. 前記装置は、前記加速度が閾値を越える場合、前記装置の動作の少なくとも一部を抑制するように適合された、請求項１６の装置。
18. 前記装置は、前記加速度センサ（５）からの信号が所与の閾値を越える場合、警告を発するように適合された、請求項１６または１７の装置。
19. 前記検出装置（２）は、前記グルコース・パラメータを測定するために前記組織または血液に電界を印加するための電極配置（３３、３５、３６、４５）を具備する、請求項１０乃至１８のいずれかの装置。
20. 身体組織または血液中のグルコース・レベルを割り出すための装置であって、
    前記組織または血液に電界を印加するための電極配置（３３、３５、３６、４５）を有する電気的検出装置（２）を具備し、
    前記検出装置（２）は、
    前記電極配置（３３、３５、３６、４５）によって生成される場に対する前記組織または血液の前記場の１０ＭＨｚを超える周波数における応答について記述する少なくとも１つの第１パラメータと、
    前記電極配置（３３、３５、３６、４５）によって生成される場に対する前記組織または血液の前記場の１０ＭＨ未満、特に１ＭＨｚ未満の周波数における応答について記述する少なくとも１つの第２ラメータと、
    を測定するように適合され、
    前記装置は、前記第１、第２パラメータの組合せからグルコース・レベルを割り出すための評価回路（１）をさらに具備する、
    特に先行する請求項のいずれかの装置。
21. 前記電極配置は、前記第１パラメータを測定するための第１電極と、前記第２パラメータを測定するための第２電極と、を具備する、請求項２０の装置。
22. 前記組織または血液に電界を印加して前記組織または血液の前記電界に対する応答について記述する第１、第２パラメータを測定するための電極配置（３３、３５、３６、４５）を具備し、
    前記第１、第２電極配置（３３、３５、３６、４５）は、異なる幾何学的特徴を有する、
    先行する請求項のいずれかの装置。
23. 各電極配置（３３、３５、３６）は、隙間（３４、３７）によって分離された第１（３５）、第２電極（３３、３６）を具備し、
    前記第１電極配置（３３、３５）の前記隙間（３４）は、前記第２電極配置（３６、３５）の前記隙間（３７）より小さな幅を有する、
    請求項２２の装置、
24. 前記第１、第２電極配置（３３、３５、３６、３５）は、共通の第１電極（３５）を有する、請求項２３の装置。
25. 前記第１電極配置（３３、３５）の前記第２電極（３３）は、前記第２電極配置（３６、３５）の前記第２電極（３６）より小さな幅を有する、請求項２３または２４の装置。
26. ４５０乃至８００ｎｍの範囲、特に５５０および／または７００ｎｍの波長の光の前記組織または血液による伝送および／または反射について記述する少なくとも１つのパラメータを測定するための光源（４６）および光検出器（４７）を有する光学的検出装置（３）を具備する、先行する請求項のいずれかの装置。
27. 超音波検出器（７）をさらに具備する先行する請求項のいずれかの装置。
28. 前記組織または血液に電界を印加するための電極配置（３３、３５、３６、４５）を有する電気的検出装置（２）をさらに具備し、
    前記電気的検出装置（２）は、前記電極配置（３３、３５、３６、４５）によって生成される場に対する前記組織または血液の前記場の１０ＭＨｚ未満、特に１ＭＨｚの周波数における応答について記述する少なくとも１つのパラメータを測定するように適合された、
    先行する請求項のいずれかの装置。
29. 前記組織または血液に電界を印加するための電極配置（３３、３５、３６、４５）を有する電気的検出装置（２）をさらに具備し、
    前記電気的検出装置（２）は、前記電極配置（３３、３５、３６、４５）によって生成される場に対する前記組織または血液の前記場の少なくとも１ＫＨｚの周波数における応答について記述する少なくとも１つのパラメータを測定するように適合された、
    先行する請求項のいずれかの装置。
30. 前記組織または血液に電界を印加するための電極配置（３３、３５、３６、４５）を有する電気的検出装置（２）をさらに具備し、
    前記電気的検出装置（２）は、１ｋＨｚと１００ｋＨｚとの間の周波数において第１パラメータを測定するとともに１００ｋＨｚと１ＭＨｚとの間の周波数において第２パラメータを測定するように適合された、
    先行する請求項のいずれかの装置。

Images