JP3184521B2 - 濃度を決定するための測定装置及び測定システム - Google Patents

濃度を決定するための測定装置及び測定システム

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JP3184521B2 JP50882791A JP50882791A JP3184521B2 JP 3184521 B2 JP3184521 B2 JP 3184521B2 JP 50882791 A JP50882791 A JP 50882791A JP 50882791 A JP50882791 A JP 50882791A JP 3184521 B2 JP3184521 B2 JP 3184521B2
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Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 本発明は、吸収性及び混濁基質において、光又は赤外
線の如く電磁放射線を吸収する物質の濃度の非侵襲性測
定に関する。詳細には、発明は、人又は動物体組織の如
く、吸収性及び混濁基質の血液において見いだされるグ
ルコースの如く物質に向けられる。
多数の技術が、非侵襲性光学監視方法によるグルコー
スの定量のために提案された。（「血液グルコースセン
サー：概説」、Peura,R.A.とMendelson,Y.、バイオセン
サーにおけるIEEE/NSFシンポジウムの議事録、ロサンジ
ェルス、CA、1984を参照せよ）。提案された方法の多く
は、赤外線を使用する、透過性及び拡散反射吸収測定に
よる。
米国特許第４、863、265号は、血液における構成要素
濃度の非侵襲性定量のための装置と方法を開示する。特
に、装置は、血液における飽和酸素の濃度を定量する。
装置は、２つのLEDを使用し、一方は赤色光（66nm）を
発し、そして他方は、組織に光を透過させるために赤外
線（940nm）を発する。各波長において、装置は、各脈
搏サイクルに対して最小及び最大光レベルを使用して、
血液の不透明度における変動を測定する。受信された光
レベルが十分な振幅でないならば、LED出力は増大され
る。
技術において公知の赤外線測定方法は、強力な吸収性
溶剤において溶解された分析物を計量する問題にあまり
適合されない。公知の方法は、「グルコース」波長とグ
ルコース吸収のない「基準」波長における放射線を使用
する、分離又は直接交互測定と、グルコース吸収帯につ
いての差分波長変調とを含む（C.Dahne、D.Gross、ヨー
ロッパ特許０ 160 768と参照文献）。公知の方法にお
いて、信号は、組織と毛管血液流における水によって呈
示された強力な背景に容易に失われる。男性の大人の血
液におけるグルコースの標準濃度範囲は、４〜6mmol/l
（70〜110mg/dl）である。
このため、人又は動物体において見いだされる吸収性
及び混濁基質において光吸収物質の濃度を正確に測定す
るために十分な長期感度を有する非侵襲性方法及び装置
の必要性が存在する。
発明の要約 本発明は、放射線吸収体において、それぞれ、異なる
波長λ１とλ２の電磁放射線の２つのビームを周期的又
は連続的に照射するシステムを具備する。一方の波長λ
１における放射線は、他方の波長λ２における放射線と
連続等時間間隔において交番される。
波長の一方、例えば、λ１は、測定される分析物によ
り高度に吸収性であるように選択されるが、他方のλ２
は、分析物により実質的に非吸収性であるように選択さ
れる。このようにして、単一ビームが、放射線λ１とλ
２の等持続時間及び振幅の一連の連続交互パルスから形
成される。透過性／反射性ビームは、光学的に検出さ
れ、そして電気信号が、検出ビーム強度に比例して発生
される。分析物が存在しないと、システムは、検出ビー
ムの強度がパルス期間中一定D.C.信号である如く較正さ
れる。
分析物が存在する時検出信号の変動は、制御信号を生
成するために時間積分される。この制御信号は、検出信
号をゼロ又はヌルにしようとする方向にレーザービーム
の一方の強度を絶えず調整するために使用される。制御
信号はまた、分析物濃度の測度であり、そして基準電圧
に対して較正され、分析物濃度値として表示される。
本方法と先行技術において公知な方法の間の重要な差
異は、公知な方法と対照的に、この発明の方法は、アナ
ログ又はデジタルレベルにおいて（すなわち、電子回路
手段により）２つの信号を電子的に比較する代わりに、
光学レベルにおいて直接に（すなわち、光学手段によ
り）、（分析物が吸収する）分析物波長λ１と（分析物
が本質的に吸収しない）基準波長λ２において獲得され
た信号の差を形成することである。λ１とλ２における
強度信号の差は、出力として、分析物の濃度に比例する
制御信号を与える光学的零位配置において使用される。
２つの波長λ１とλ２は、放射線が、これらの波長に
おいて同一程度の基質吸光を正確に有する如く選択され
る。注意：基質吸光は、分析物のない基質試料において
ビームによって受けた吸収と散乱の和である。この発明
の方法では、現在公知の方法よりも、人の組織において
より低いグルコース濃度を検出する。
図面の詳細な説明 第１図は、発明のシステムのブロック図である。
第２図は、第１図のブロック図の種々の位置における
波長の行Ａ−Ｇを示すタイミング図である。３つの列
は、種々の分析物条件下の波長を示す。すなわち、列１
は、試料基質において分析物が存在しない較正条件であ
り、列２は、試料基質への分析物の導入の後の過渡条件
であり、そして列３は、定常状態が獲得された後の分析
物に関する。
第３図は、測定の被検物における固定位置において光
学プローブを維持する際に使用される光学装置の略図で
ある。
発明の詳細な説明 発明を図面に関連して記載する。
発明は、近赤外線を使用して、人の組織においてグル
コース測定の特殊な場合に適用される場合において記載
される。これは、特に強力な吸収性及び混濁基質におい
て、電磁放射線を吸収する任意の種の濃度を測定するた
めに、発明の一般適用性から決してそれてはいない。
A.一般動作 この発明の方法において、測定は、２つの波長λ１と
λ２において放射線の「半周期」として規定された交互
パルスの曲線ＡとＢを単一ビーム（曲線Ｃ）に結合する
ことにより為される。単一ビームは、試料４、すなわ
ち、耳たぶに対して照射され、こうして、検出器５によ
って検出される応答ビーム（曲線Ｄ）を提供する。分析
物が存在しないと、光強度は、曲線Ｄ、行１に示された
如く、一定である。一定強度λ１とλ２半周期応答ビー
ムによって検出器５に発生された電気的応答は、ゼロ又
はヌル（曲線Ｅ行１）であるように較正される。分析物
が非ゼロ濃度である時、ビームの強度は、もはや一定で
はない。半周期の一方の強度は、曲線Ｄ行２において示
された如く、他方に関して変化する。この変化は、検出
器５によって検出され、そして検出器５によって与えら
れた交流（AC）信号の振幅は、分析物濃度（曲線Ｅ行
２）を表現する。この信号は、分析物濃度を計量するた
めに直接使用されず、代わりに、２つの半周期の相対強
度を変化させるための光学的零位配置において使用され
る。AC信号は、ロックイン増幅器７において増幅及び整
流される。生ずるDC信号は、積分器８において積分さ
れ、制御信号（曲線Ｆ行３）を生成する。検出器５から
の信号をゼロ（曲線Ｅ行３）に復元するために必要とさ
れた制御信号の値は、分析物濃度の標識として使用され
る。
測定幾何構成は、直接透過、透過反射又は減衰全反射
のいずれかである。直接透過は、実施例によりここで示
される。
B.理 論 本発明の方法を支配する原理が、Beer−Lambertの法
則、Ｐ＝P0e-kxが有効であるという仮定で、以下の簡単
に概説される。
上記の関係において、P0は、試料に照射される入射視
準ビームのパワーであり、ｋは吸収係数（通常1/cm）で
あり、そしてｘは相互作用が行われる試料の長さ（cm）
である。式を簡単化するために、本質的な量のみが保持
され、そして信号は、放射のみと考える。散乱は、ｋに
おいて含められ、そしてその寄与が明示的に望まれるな
らば、ｋを吸収及び散乱効果の和によって置き換えるこ
とが、直接の作用である。
上記のために、波長λ１とλ２において収集されたパ
ワーは、それぞれ、Ｐλ１＝P01e-k1xとＰλ２＝P02e
-k2xである。
背景の吸収がλ１とλ２において同一である準備が為
されるために、分析物が存在しないならば、差は、 Ｓ＝ΔＰ＝Ｐλ１−Ｐλ２＝０ である。この差は、以後、誤差信号と呼ばれる。検出器
において生成された電気信号は、光パワーに比例すると
仮定される。
分析物が存在する時、それは、波長の一方において吸
収するが、他の波長では吸収せず、これは、第１波長、
例えばλ２に対して、吸収係数は、例えば、Δｋだけ変
化したことを意味する。このため、 Ｓ≠０＝P0［ｅ１−（ｋ−Δｋ）ｘ−e-kx］又は ＝P0e-kx［ｅΔkx−１］ 今、小さなΔｋ、すなわち、＜0.1に対して、公知の近
似ｅΔkx＝１＋Δkxが成り立つ。そのため、Ｓ＝P0Δkx
e-kx、すなわち、誤差信号は、Δｋ、すなわち、分析物
濃度に比例する。また、誤差信号は、所与の分析物濃度
に対して、経路長に関して最大値を有することが見られ
る。この最大値は、上記の方程式の微分を取ることによ
り獲得される。それは、1/kの経路長において発生す
る。
分析物濃度が非ゼロである時、誤差信号は発生される
が、システムは、一方の成分波長の強度を変化させるこ
とによりゼロに保持しようとする。
P02＝（１＋ｆ）P01 ここで、ｆは平衡状態に関するλ２における強度の相
対変化である。
Ｓ＝P01e-k1x−P02e-2x＝０ P01e-k1x−（１＋ｆ）P01e-2x＝０ e-k1x＝（１＋ｆ）e-k2x １＋ｆ＝ｅΔkx Δkxが、期待された如く小値であるならば、近似ｅ
Δkx＝１＋Δkxが有効である。これは、 ｆ＝Δkx につながり、あるいは、平衡強度からの相対偏差は、分
析物濃度と経路長に比例する。
基準波長において分析物吸収があるならば、信号は、
分析物波長と基準波長において分析物吸収の差に比例し
て減少する。
散乱を正しく説明するために、波長選択が、散乱の相
対重要度に影響する測定幾何構成を相当な考察により、
試料基質（すなわち、吸光スペクトル）における吸収と
散乱の和スペクトルに基づいて行われなければならな
い。
以下の表１は、表の同一線に背景吸収値と組み合わせ
て発明を実施するために使用される、グルコースが吸収
する幾つかの波長を示す。指示された波長における水吸
収係数がまた、表に示される。
波長を微調整するために、対の一方を一定に保ち、他
方は調整される。好ましくは、グルコース波長は、グル
コースの感度を一定にするために、一定に保持される。
基準波長は、好ましくは、水吸収スペクトルの穏やか又
は浅い傾斜に位置する。急しゅんな傾斜では、正確な制
御は、より困難である。表Ｉにおいて、幾つかの基準波
長が、急しゅんな傾斜に位置する。他のものは、ピーク
又はその近くにある。幾つかの基準波長は、グルコース
吸収を有する。
微調整は、第１図の点線に示された代替的な実施態様
において記載される如く、自動的に達成される。
C.好ましい実施態様 次の実施例は、添付の図面を参照して発明を示す。こ
の発明は、ここで具体的に例示されない多数の他の実施
態様を使用して実施されるが、保護から排除されてはな
らない。
2.1μｍにおけるグルコース吸収の強度のために、本実
施態様は、波長対2.10/1.48μｍに対して考案された。
この波長選択は、唯一の実施例であり、他の適切な波長
対は、この応用の範囲から排除されない。
第１図と第２図を参照すると、この実施例の放射源
は、それぞれ、波長λ１とλ２において動作する２つの
パルスレーザー１、２からなる。第２図のタイミング図
において、システムのいろいろな点におけるこれらのビ
ームの光強度と結果の検出電圧は、種々の条件に対して
時間に対してプロットされる。すなわち、列１は、基質
に分析物が存在しない較正システムに対するいろいろな
波形を示し、列２は、試料基質への分析物の導入の後の
過渡条件を示し、そして列３は、試料基質に分析物が存
在する定常状態条件を示す。次は、タイミング図の波形
の要約である。
A.Aと記された構成要素ビームにおける相対光パワー B.Aに逆位相において変調されるＢと記された構成要素
ビームにおける相対光パワー。このパワーのオン値は、
調整可能であり、信号Ｆに比例する。
C.試料の前の結合ビームにおける相対光パワー。試料の
ない較正ビームにおいて、これはAC成分を有さない。
D.試料の後の相対光パワー。システムは、ＤのAC成分を
ゼロに保持しようとする。
E.DのAC成分に比例するロックイン増幅器７の出力。こ
れはサーボループに対する誤差信号である。システム
は、Ｅをゼロに保持しようとする。
F.積分誤差信号は、構成要素ビームの一方に対して強度
制御電圧に等しい。
G.初期値からのＦ電圧の偏差。ゼロシフト回路（差動増
幅器）を使用して獲得される。較正プロセスの最終段階
において、ポテンショメーター13は、ゼロユニットの表
示値（Ｇ）を与えるように調整される。その後、Ｇは分
析物濃度に比例する。
注意：上記の用語「相対光パワー」は、この応用にお
いて使用された特定検出システムで測定された光パワー
を言及する。一般に、検出システムの感度は、２つの異
なる波長において同一ではなく、実際には、「相対光パ
ワー」は、点Ｃにおいて絶対的に等しいわけではない。
しかし、それらは、このシステムの検出回路において等
しい応答を生成する。パワーが絶対的に等しいというわ
けではない事実は、この発明のシステムの動作に重要性
を持たない。
第１図を再び参照すると、レーザーの出力ビーム
「Ａ」と「Ｂ」は、ビーム結合器３において結合され
る。結合ビーム「Ｃ」は、耳たぶの如く、試料４に向け
られる。反射又は透過の後、光パワーは、曲線「Ｄ」に
おいて示された如くである。
光学システムは、それぞれ、視準手段32と34、すなわ
ち、試料チャネルビーム「Ｃ」を試料４に、試料４のビ
ーム「Ｄ」から試料チャネル検出器５に向けるためのレ
ンズ又は鏡を含む。
システムは、室温において動作する光伝導性Pbs赤外
線検出器５を使用する。そのスペクトル感度は、2.0〜
2.5λｍにおいてピークとなる。Pbs検出器５は、古典的
なボロメーター回路において動作し、そして前置増幅器
６に交流結合される。関連波長範囲における他の検出器
感度は、適切な結合及び増幅方法で使用される。
Pbs検出器５の出力は、基準信号として方形波発生器1
0によって生成された信号を使用するロックイン増幅器
７を使用して計量化される。ロックイン増幅器７の出力
「Ｅ」は、検出器５によって生成された交流信号に比例
する整流直流信号である。これらの信号は閉ループ制御
に対して使用されるために、AC信号の符号（位相）を保
存することが重要である。このために、位相が損失され
ない単純整流は使用されない。本回路構成は、この位相
選択要求事項を考慮している。ロックイン増幅器７から
の誤差信号「Ｅ」は、制御信号「Ｆ」を生成するため
に、積分器８において時間積分される。
システムの動作は、典型的に10Hz〜100kHzの間の周波
数において動作する方形波発生器10により、この実施例
の技術、1Khzを使用して、支配される。発生器10信号
は、２つの波長のどれが、そして２つの対応する強度レ
ベルのどれが所与の瞬間に使用されるかを決定する。
レーザー１と２の出力は、強度制御電圧に比例するこ
とが仮定される（制御電圧がゼロであるならば、レーザ
ービームはオフである）。特定の実施態様において、レ
ーザーが、その強度が電圧によって制御されない形式で
あるならば、適切な変調器が、同一効果で使用される。
インバーター11は、レーザーが、逆位相において動作す
るか、又はレーザーの一方が「オフ」であり、他方が
「オン」であることを保証する。アナログ乗算器９は、
２つの強度値の間でビームの強度を変化させ、そして積
分器８の出力により、強度の一方を調整する。その出力
が非ゼロである限り、強度は、絶えず、レーザー２の出
力ゼロに調整される。
動作中、誤差信号は、ゼロにサーボ制御される。これ
は、初期的に選択された波長においてチャネルの基本等
感度を確立する。積分器８からの強度制御信号はまた、
グルコース濃度表示に対する基礎として使用される。こ
の信号のゼロ点は、精密ポテンショメーター13でのDC基
準電圧V0によって確立された差動増幅器12における基準
電圧VRとの比較により設定される。結果の電圧「Ｇ」
は、グルコース濃度を示すために、表示ユニット14にお
いて評定表示される。
D.自動波長調整 自動較正システムオプションは、本発明の一部とし
て、第１図に点線で示される。測定のために選択された
基準波長は、検査される被検物の較正による。較正と続
く測定は、耳たぶ又は指の腹の皮膚の如く、血液におけ
るグルコース濃度が既知である明確な容易に利用できる
検査部位において行われる。血液濃度におけるグルコー
スは、好ましくは、低量であるべきである。較正を行う
ために、スイッチ15が、閉じられ、そして例えば、1Hz
の低周波数において、作動器16とビームシフター機構17
によって、試料４がビームに入出移動されるか、又はビ
ームが試料に入出移動される。強度制御信号、すなわ
ち、積分器８の出力は、同一周波数において変化する。
試料４の基質吸光は、２つの波長において正確に同一で
ないならば、この変動の振幅は、基準として線36におけ
る作動器16のタイミング信号を使用して、ロックイン増
幅器18の出力において獲得される。波長制御信号ΔＶ
は、積分器19においてロックイン増幅器18の出力を積分
することにより獲得される。レーザー１は制御電圧を使
用して調整されることが仮定される。
獲得された正確な基準波長は注目され、特定患者に対
するデジタルメモリ又はコンピュータ20における記録保
持される。ポテンショメーター13は、較正試料の既知濃
度（ゼロ又は非ゼロ）に等しい濃度値を示すために、表
示を設定するために使用される。前検査に基づいて既知
であり、試料において一定経路長ほぼ一定であるグルコ
ース濃度に対する強度制御信号の感度は、システムの完
全応答関数を確立するために使用される。
測定は、較正の有効性を保存するために、常に、特定
患者に対して同一検査部位において正確に行われなけれ
ばならない。その効果のために、基本光学システムとイ
ンターフェースする光学装置は、適切な検査部位におい
て被検物に半永久的に取り付けられる。これは、第３図
に概略的に描かれる。例えば、光学装置は、両方共測定
波長において透明な、耳たぶ４の一方の側において光学
入力要素22と耳たぶの他方の側において光学出力要素23
を有する、イアリング24の外観を取る。装置24は、耳た
ぶにおける固定位置においてプローブを維持する性質を
有する。
生きている被検物において、経路長への信号の依存性
は、測定幾何構成により、血液循環の脈動を可視にさせ
る。これは、脈搏の一定フェーズにおいて発生する信号
を記録する正確な瞬間を選択するために使用される。
脈動効果は、システムが十分に高速であるならば、信
号においてのみ見られる。これは、波長交番周波数が好
ましくは少なくとも1kHzの次元であり、そしてサーボル
ープ遮断周波数（本質的にロックイン遮断周波数又は２
πで割算された出力時定数の逆数）が、少なくとも10Hz
の次元であることを必要とする。システムはまた、故意
に低速にされ、そのため脈動は見られず、正確さに影響
を与えない。
従って、点線50によって示されたオプションの準備が
第１図に設けられ、この場合アナログ計算回路又は好ま
しくはデジタルコンピュータ21は、収縮又は拡張期末端
又はその他であっても、脈搏サイクルの一定フェーズに
おける読み取りと、強度制御のためにレーザーの一方へ
の制御信号の結合を制御するために使用される。常に同
一である限り、どのフェーズが使用されるかは重要では
ない。
等価物 技術における当業者は、決まりきった実験を使用し
て、ここに記載された発明の特定の実施態様への多数の
等価物を知る又は確認することができるであろう。例え
ば、所与のレーザーから二つ以上の波長を生成すること
ができ、その結果、一つのレーザーの２つの広く隔たっ
た波長の間の切り換えが、２つのレーザー源１と２の代
わりに使用される。レーザー以外の光源が使用され、そ
して単色光を生成するためにフィルターされる。
これらとすべての他の等価物は、次のクレイムによっ
て包含されることを意図される。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 メンデルソン，イツハク アメリカ合衆国マサチユセツツ州01609 ウスター・ウイスパードライブ31 (56)参考文献 特開 昭60−236631（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−49144（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−56577（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−17641（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) G01N 21/00 - 21/01 G01N 21/17 - 21/61 A61B 10/00 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)

Claims (11)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】電磁放射線を吸収し、基質試料（４）にお
    いて溶解又は分散される分析物の未知濃度を決定するた
    めの測定装置において、 ａ）２つの異なるほぼ単色の波長を時間交番に含む該放
    射線のプローブビームを発生させるための発生手段
    （１、２）を具備し、 ｂ）２つの波長において、基質（４）における吸収と散
    乱の結合効果によって生じた吸光が等しいが、分析物に
    よって生成された吸収が一方の波長において異なる如
    く、波長が調整され、 ｃ）このビームを試料（４）基質に透過させるための光
    学手段（32）と、 ｄ）試料を横断した後、ビームを収集するための収集手
    段（34）であり、該収集手段は該両波長に感応する検出
    器（５）を具備し、応答して交流信号を提供する収集手
    段（34）と、 ｅ）強度制御信号を生成するために、波長交番周波数に
    おいて検出器（５）からの交流信号を整流かつ積分する
    ための電子手段（７、８）と、 ｆ）検出器（５）からの交流信号がほぼゼロに維持され
    るように、該強度制御信号を使用して波長の強度比を制
    御するための制御手段（12）と、 ｇ）濃度信号を生成するために、該強度制御信号を基準
    信号と比較するための比較手段と、 ｈ）該濃度信号を条件付け表示するための条件付け及び
    表示手段（14）とを具備する測定装置。
  2. 【請求項２】ａ）波長交番周波数よりも実質的に低い周
    波数においてプローブビームに試料（４）を入出移動さ
    せるための併進手段（16、17）と、 ｂ）波長制御信号を生成するために、試料挿入の周波数
    において発生する強度制御信号の交流成分を増幅かつ整
    流するための手段（18、19）と、 ｃ）波長制御信号を使用して、波長の一方を調整するた
    めの同調手段（13）とをさらに具備する請求の範囲１に
    記載の装置。
  3. 【請求項３】分析物が人又は動物体組織において測定さ
    れるグルコースであり、２つの異なる波長が約１〜2.5
    μｍである請求の範囲１に記載の装置。
  4. 【請求項４】光学手段と収集手段が、試料（４）に半永
    久的に取り付けた一つ以上の光学要素（22、23）を含
    み、試料とともに、測定装置から繰り返して取り出さ
    れ、戻され、試料（４）に一定の幾何学的関係において
    多重回測定を繰り返させる請求の範囲１に記載の装置。
  5. 【請求項５】吸収基質において分析物の濃度を決定する
    ための測定システムにおいて、 ａ）該基質において放射ビームを発生させるための発生
    手段であり、該ビームは異なる波長λ１とλ２のエネル
    ギーのパルスを含み、λ１は該分析物によって高度に吸
    収され、そしてλ２は該分析物によって実質的に吸収さ
    れない発生手段と、 ｂ）該分析物にさらされた後、ビームの強度を検出し、
    該強度に比例する電気信号を発生するための検出器手段
    と、 ｃ）該電気信号を積分して制御信号を形成する処理手段
    と、 ｄ）該制御信号に応答し、該制御信号に従って該エネル
    ギーパルスの一つの強度を調整する制御手段と、 ｅ）該制御信号と基準信号とを比較する比較手段と、 ｆ）該分析物の濃度の値として、該基準信号と該制御信
    号との差を表示する表示手段と を具備することを特徴とする測定システム。
  6. 【請求項６】発生手段が、パルスレーザー源を具備し、
    その一方が、λ１において、他方がλ２においてエネル
    ギーを発し、この場合該源が、一方の源が付勢された
    時、他方が除勢され、また逆でもある如く、付勢及び除
    勢される請求の範囲５に記載のシステム。
  7. 【請求項７】制御信号が比較される基準信号と、制御信
    号と基準信号と間の差が該分析物の濃度の測定として表
    示される表示手段とを含む請求の範囲６に記載のシステ
    ム。
  8. 【請求項８】分析物が、グルコースであり、そして吸収
    基質が人体である請求の範囲７に記載のシステム。
  9. 【請求項９】身体の吸収基質においてグルコースの濃度
    を決定するための測定システムにおいて、 ａ）該基質において光ビームを発生させるための発生手
    段であり、該ビームは異なる波長λ１とλ２のエネルギ
    ーの光パルスを含み、λ１はグルコースによって高度に
    吸収され、そしてλ２はグルコースによって実質的に吸
    収されない発生手段と、 ｂ）グルコースにさらされた後、ビームの強度を検出
    し、該強度に比例する電気信号を発生するための検出器
    手段と、 ｃ）該電気信号を積分して、制御信号を形成するプロセ
    ッサー手段と、 ｄ）該制御信号に応答し、該制御信号に従って該エネル
    ギーパルスの一つの強度を調整する制御手段と ｅ）該制御信号と基準信号とを比較する比較手段と、 ｆ）該グルコースの濃度の値として、該基準信号と該制
    御信号との差を表示する表示手段と を具備することを特徴とする測定システム。
  10. 【請求項１０】発生手段が、パルスレーザー源を具備
    し、その一方が、λ１において、他方がλ２においてエ
    ネルギーを発し、この場合該源が、一方の源が付勢され
    た時、他方が除勢され、また逆でもある如く、付勢及び
    除勢される請求の範囲９に記載のシステム。
  11. 【請求項１１】制御信号が比較される基準信号と、制御
    信号と基準信号との間の差が該グルコースの濃度の測度
    として表示される表示手段とを含む請求の範囲10に記載
    のシステム。
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