JP3210632B2 - 光音響による血液中グルコースの非侵襲性測定のための装置 - Google Patents
光音響による血液中グルコースの非侵襲性測定のための装置Info
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、一般的には測定装
置、より詳しくは、光音響法による血液中グルコースの
非侵襲性測定に関する。
置、より詳しくは、光音響法による血液中グルコースの
非侵襲性測定に関する。
【０００２】
【従来の技術】推定１、６００万人のアメリカ人（米国
総人口のほぼ７％）は、心臓、腎臓、眼、神経にひどい
損傷を生ずる糖尿病を患っている。糖尿病患者は、血液
中のインシュリンを適切なレベルに維持するため血液中
のグルコースレベルを頻繁に、一日に６回位測定する必
要がある。糖尿病は、熱心に検査し治療すれば、失明、
腎臓疾患、心臓発作を含む合併症を７０％ほどまで減ら
すことができる。血液中グルコースレベルをモニターす
るための良く知られている侵襲性の処置としては、患者
の指を刺して血液サンプルを採取し、酵素を基にした方
法を使ってそのグルコース含有量を分析するというもの
がある。痛みを伴い感染症の危険性のあるこの侵襲性方
法は、患者が、必要とされる頻繁な検査と処置を行うの
をしばしば妨げる。加えて、指を刺すモニター法は酵素
を基にしている技術であるため、この技術に掛かる経費
は高い。
総人口のほぼ７％）は、心臓、腎臓、眼、神経にひどい
損傷を生ずる糖尿病を患っている。糖尿病患者は、血液
中のインシュリンを適切なレベルに維持するため血液中
のグルコースレベルを頻繁に、一日に６回位測定する必
要がある。糖尿病は、熱心に検査し治療すれば、失明、
腎臓疾患、心臓発作を含む合併症を７０％ほどまで減ら
すことができる。血液中グルコースレベルをモニターす
るための良く知られている侵襲性の処置としては、患者
の指を刺して血液サンプルを採取し、酵素を基にした方
法を使ってそのグルコース含有量を分析するというもの
がある。痛みを伴い感染症の危険性のあるこの侵襲性方
法は、患者が、必要とされる頻繁な検査と処置を行うの
をしばしば妨げる。加えて、指を刺すモニター法は酵素
を基にしている技術であるため、この技術に掛かる経費
は高い。
【０００３】グルコースの非侵襲性モニターに頼ってい
る技術は、グルコースのレベルを示す光学的合図を非侵
襲的に得るために、通常、赤外線或いは赤外線に近い技
術を利用する。これら赤外線技術の幾つかは、非侵襲性
モニターを行うために直接光音響生成法に頼っている。
直接光音響生成法において、音波は励起ビームが吸収さ
れるサンプルで生ずる。例えば、カロの米国特許第５、
３４８、００２号は、分析対象組織に電磁放射を掛ける
ための光源と音響エネルギーを検出するための変換器を
含む血液中グルコースを測定するための装置を開示して
いる。変換器は指の片側に配置され、入ってくる電磁波
が指の反対側、変換器の反対側に突き当たる。身体部分
の様な組織は、光学的に厚いため、この技術は一般的に
信頼できない。突き当たる電磁エネルギーは、組織によ
って殆ど全て吸収されてしまう。結果として、測定され
る音波は、総入射電磁エネルギーに対応しており、グル
コースによって吸収された部分は全くない。
る技術は、グルコースのレベルを示す光学的合図を非侵
襲的に得るために、通常、赤外線或いは赤外線に近い技
術を利用する。これら赤外線技術の幾つかは、非侵襲性
モニターを行うために直接光音響生成法に頼っている。
直接光音響生成法において、音波は励起ビームが吸収さ
れるサンプルで生ずる。例えば、カロの米国特許第５、
３４８、００２号は、分析対象組織に電磁放射を掛ける
ための光源と音響エネルギーを検出するための変換器を
含む血液中グルコースを測定するための装置を開示して
いる。変換器は指の片側に配置され、入ってくる電磁波
が指の反対側、変換器の反対側に突き当たる。身体部分
の様な組織は、光学的に厚いため、この技術は一般的に
信頼できない。突き当たる電磁エネルギーは、組織によ
って殆ど全て吸収されてしまう。結果として、測定され
る音波は、総入射電磁エネルギーに対応しており、グル
コースによって吸収された部分は全くない。
【０００４】カロで開示されている技術は、グルコース
の様な測定される媒体よりむしろ、水分による放射の吸
収によって生じる逆の効果を補っていない。強力な水分
吸収の効果は二重にある。第一に、組織は水分を高い比
率で含んでいるため、水分吸収は、光ビームが組織を十
分な深さ貫通するのを妨げる。第二に、水分吸収は、グ
ルコースに比較すると圧倒的な音響信号を生ずる。とり
わけ、電磁エネルギーが特定の波長で水分に突き当たっ
た場合、水分は電磁エネルギーを光学的に吸収し、組織
に温度上昇とそれによって生ずる圧力変化を引き起こ
す。水分によって生じる圧力変化は一連の脈或いは波動
として変換器に伝達され、その結果グルコースの測定を
壊滅的に妨げる。水分による放射の吸収によって生じる
逆の効果を扱うのに失敗しているグルコースの直接非侵
襲性モニターのためのもう一つの光音響方法がＥＰ０２
８２２３４に説明されており、音響エネルギーをモニタ
ーするための変換器を利用して血液中グルコースを測定
するための技術を開示している。ＥＰ０２８２２３４で
は、約１３００から１５８０ｎｍの波長範囲で作動する
半導体レーザーが、血流内のグルコースを励起し、音響
エネルギーを生成するために利用されている。この波長
範囲では、水分吸収はグルコースの測定に逆の影響を与
えかねない。他の直接光音響技術と同様、正確な測定の
ためには、媒体は光学的に薄くなければならない。不都
合なことに、何れの身体部分においても殆どの組織は光
学的に厚い。
の様な測定される媒体よりむしろ、水分による放射の吸
収によって生じる逆の効果を補っていない。強力な水分
吸収の効果は二重にある。第一に、組織は水分を高い比
率で含んでいるため、水分吸収は、光ビームが組織を十
分な深さ貫通するのを妨げる。第二に、水分吸収は、グ
ルコースに比較すると圧倒的な音響信号を生ずる。とり
わけ、電磁エネルギーが特定の波長で水分に突き当たっ
た場合、水分は電磁エネルギーを光学的に吸収し、組織
に温度上昇とそれによって生ずる圧力変化を引き起こ
す。水分によって生じる圧力変化は一連の脈或いは波動
として変換器に伝達され、その結果グルコースの測定を
壊滅的に妨げる。水分による放射の吸収によって生じる
逆の効果を扱うのに失敗しているグルコースの直接非侵
襲性モニターのためのもう一つの光音響方法がＥＰ０２
８２２３４に説明されており、音響エネルギーをモニタ
ーするための変換器を利用して血液中グルコースを測定
するための技術を開示している。ＥＰ０２８２２３４で
は、約１３００から１５８０ｎｍの波長範囲で作動する
半導体レーザーが、血流内のグルコースを励起し、音響
エネルギーを生成するために利用されている。この波長
範囲では、水分吸収はグルコースの測定に逆の影響を与
えかねない。他の直接光音響技術と同様、正確な測定の
ためには、媒体は光学的に薄くなければならない。不都
合なことに、何れの身体部分においても殆どの組織は光
学的に厚い。
【０００５】血液中グルコースをモニターするための他
の最近の非侵襲性装置も同様に短所がある。メリーラン
ド州ガイツァーブルグのフートレックス医療器械会社に
よって開発され、米国特許第５、０２８、７８７号、第
５、０７７、３７６号、及び第５、５７６、５４４号に
開示されている「ドリームビーム」と呼ばれる一つのそ
の様な装置は、赤外線放射を利用して非侵襲性グルコー
ス測定を行うように設計されている、略テレビのリモコ
ンサイズのバッテリーで動く箱を含んでいる。約６００
から１０００ｎｍの間の波長を有する赤外線が指を通り
抜ける。この提案も正確な測定を生み出すことはできな
い。ペンシルバニア州ピッツバーグのバイオコントロー
ル技術会社によって開発され、米国特許第５、０７０、
８７４号に開示されている「ダイアセンサー１０００」
と呼ばれるもう一つの非侵襲性装置も、正確な結果を生
み出すことができない。この装置において、卓上用の分
光光度計は、前腕の皮膚を通って血液中に入り、それか
らセンサーに反射される光ビームを使用して人のグルコ
ースパターンを見分ける様に設計されている。マイクロ
プロセッサーは、データを解釈し、血液中グルコースレ
ベルを計算する様になっている。この反射技術には、弱
いリターン信号、組織からの散乱（信号を弱め、ばらつ
きを増加する）、強い背景光に依る干渉を含む多くの短
所がある。
の最近の非侵襲性装置も同様に短所がある。メリーラン
ド州ガイツァーブルグのフートレックス医療器械会社に
よって開発され、米国特許第５、０２８、７８７号、第
５、０７７、３７６号、及び第５、５７６、５４４号に
開示されている「ドリームビーム」と呼ばれる一つのそ
の様な装置は、赤外線放射を利用して非侵襲性グルコー
ス測定を行うように設計されている、略テレビのリモコ
ンサイズのバッテリーで動く箱を含んでいる。約６００
から１０００ｎｍの間の波長を有する赤外線が指を通り
抜ける。この提案も正確な測定を生み出すことはできな
い。ペンシルバニア州ピッツバーグのバイオコントロー
ル技術会社によって開発され、米国特許第５、０７０、
８７４号に開示されている「ダイアセンサー１０００」
と呼ばれるもう一つの非侵襲性装置も、正確な結果を生
み出すことができない。この装置において、卓上用の分
光光度計は、前腕の皮膚を通って血液中に入り、それか
らセンサーに反射される光ビームを使用して人のグルコ
ースパターンを見分ける様に設計されている。マイクロ
プロセッサーは、データを解釈し、血液中グルコースレ
ベルを計算する様になっている。この反射技術には、弱
いリターン信号、組織からの散乱（信号を弱め、ばらつ
きを増加する）、強い背景光に依る干渉を含む多くの短
所がある。
【０００６】現在まで、非侵襲性グルコース監視装置
は、上記で論じられた装置を含め、連邦医薬品監理局に
依って認可されていない。これは、大部分を光の透過も
しくは反射に頼っている現在の方法が、一般的に十分な
感度を有していないのが主な理由である。とりわけ、グ
ルコース分子による吸収は、他の血液中成分に比較する
と極端に弱い。その結果、他の血液中成分によって生成
されるリターン信号は、グルコースに依るものに比べて
圧倒的であり、測定結果は不正確になる。加えてこれら
光学技術は、組織や細胞壁を通して散乱する光によって
引き起こされるノイズによって厳しく制限される。その
様なノイズを抑えるのには通常、精巧な化学計量データ
プロセスアルゴリズムが必要とされる。それ故、必要と
されているのは、痛みを伴わず、非侵襲性で、正確且つ
経済的な血液中グルコースをモニターするための装置と
方法である。
は、上記で論じられた装置を含め、連邦医薬品監理局に
依って認可されていない。これは、大部分を光の透過も
しくは反射に頼っている現在の方法が、一般的に十分な
感度を有していないのが主な理由である。とりわけ、グ
ルコース分子による吸収は、他の血液中成分に比較する
と極端に弱い。その結果、他の血液中成分によって生成
されるリターン信号は、グルコースに依るものに比べて
圧倒的であり、測定結果は不正確になる。加えてこれら
光学技術は、組織や細胞壁を通して散乱する光によって
引き起こされるノイズによって厳しく制限される。その
様なノイズを抑えるのには通常、精巧な化学計量データ
プロセスアルゴリズムが必要とされる。それ故、必要と
されているのは、痛みを伴わず、非侵襲性で、正確且つ
経済的な血液中グルコースをモニターするための装置と
方法である。
【０００７】
【発明の要約】先行技術の前述及び他の短所は、照射に
応じて皮下体液の表面上の媒体内を伝搬する音響エネル
ギーを生成するために熱拡散によって前記皮下体液の一
部を照射するためのソースと、測定セル及び基準セルで
構成されていて、前記音響エネルギーを検出し、前記音
響エネルギーに応じて音響信号を提供するための検出器
と、前記音響信号と前記皮下体液内の成分の特性に応じ
て前記成分の濃度を求めるためのプロセッサーと、から
成ることを特徴とする、皮下体液内の成分の濃度を求め
るための装置を提供する本発明がこれに取り組みそして
克服している。
応じて皮下体液の表面上の媒体内を伝搬する音響エネル
ギーを生成するために熱拡散によって前記皮下体液の一
部を照射するためのソースと、測定セル及び基準セルで
構成されていて、前記音響エネルギーを検出し、前記音
響エネルギーに応じて音響信号を提供するための検出器
と、前記音響信号と前記皮下体液内の成分の特性に応じ
て前記成分の濃度を求めるためのプロセッサーと、から
成ることを特徴とする、皮下体液内の成分の濃度を求め
るための装置を提供する本発明がこれに取り組みそして
克服している。
【０００８】もう一つの態様において、本発明は、励起
に応じて皮下体液の表面上の媒体内を伝搬する音響エネ
ルギーを生成するために熱拡散によって前記皮下体液の
一部を励起するため検体の吸収特性に一致する波長で電
磁エネルギーを提供するための手段と、前記音響エネル
ギーを検出し、前記音響エネルギーに応じて第１音響信
号を提供するための第１検出手段と、ノイズを検出し、
前記ノイズに応じて第２音響信号を提供するための第２
検出手段と、前記第１検出手段と第２検出手段との音響
応答の差を測定する手段と、前記第１音響信号、前記第
２音響信号、前記音響応答差及び前記検体の吸収スペク
トルに応じて前記検体の濃度を求めるための手段と、か
ら成ることを特徴とする、皮下体液内の検体の濃度を測
定するための装置を提供する。
に応じて皮下体液の表面上の媒体内を伝搬する音響エネ
ルギーを生成するために熱拡散によって前記皮下体液の
一部を励起するため検体の吸収特性に一致する波長で電
磁エネルギーを提供するための手段と、前記音響エネル
ギーを検出し、前記音響エネルギーに応じて第１音響信
号を提供するための第１検出手段と、ノイズを検出し、
前記ノイズに応じて第２音響信号を提供するための第２
検出手段と、前記第１検出手段と第２検出手段との音響
応答の差を測定する手段と、前記第１音響信号、前記第
２音響信号、前記音響応答差及び前記検体の吸収スペク
トルに応じて前記検体の濃度を求めるための手段と、か
ら成ることを特徴とする、皮下体液内の検体の濃度を測
定するための装置を提供する。
【０００９】もう一つの態様において、本発明は、照射
に応じて皮下身体部分の表面上の空気中を伝搬する音響
エネルギーを生成するために熱拡散によって前記皮下身
体部分の一部を照射するためのソースと、測定セルと基
準セルで構成されていて、前記音響エネルギーを検出
し、前記音響エネルギーに応じて音響信号を提供するた
めの検出器と、前記音響信号とグルコースの特性に応じ
て前記皮下身体部分内のグルコースの濃度を求めるため
のプロセッサーと、から成ることを特徴とする、皮下身
体部分内のグルコースの濃度を求めるための装置を提供
する。
に応じて皮下身体部分の表面上の空気中を伝搬する音響
エネルギーを生成するために熱拡散によって前記皮下身
体部分の一部を照射するためのソースと、測定セルと基
準セルで構成されていて、前記音響エネルギーを検出
し、前記音響エネルギーに応じて音響信号を提供するた
めの検出器と、前記音響信号とグルコースの特性に応じ
て前記皮下身体部分内のグルコースの濃度を求めるため
のプロセッサーと、から成ることを特徴とする、皮下身
体部分内のグルコースの濃度を求めるための装置を提供
する。
【００１０】本発明の前述及び付加的特徴と利点は、以
下の詳細な説明と付随の図面から明らかになるであろ
う。図面と記述された説明において、図面と記載された
説明の両方を通して、似た特徴は似た数字で表され、数
字が本発明の様々な特徴を示している。
下の詳細な説明と付随の図面から明らかになるであろ
う。図面と記述された説明において、図面と記載された
説明の両方を通して、似た特徴は似た数字で表され、数
字が本発明の様々な特徴を示している。
【００１１】
【好適実施例の詳細な説明】図１では、サンプルの濃度
を測定するための非侵襲性光音響システム１０が示され
ている。本発明の非侵襲性光音響システム１０は、血液
中グルコースレベルを測定するために利用されるのが好
ましく、薄い表面層での吸収に反応する間接的で、試薬
の無い、差動的な、光音響技術を提供する。特に、本発
明において、熱拡散長によって特徴付けられた、被測定
サンプルの比較的薄い層における吸収のみが、音響放射
の生成に関与する。本発明の間接光音響システム１０
は、光学的に厚い状態下であっても、サンプルの吸収を
厳密に検査するためにこの様に使用できる。本発明は、
血液中グルコースレベルの測定のみに限定されず、他の
物質或いは検体、特に人体組織における濃度を測定する
ために利用することもできる。例えば本発明は、血流中
のアデノシン三燐酸塩、アルコール、ガス、ヘモグロビ
ン、コレステロール、様々なイオン、及び麻薬の乱用を
測定するために利用することもできる。
を測定するための非侵襲性光音響システム１０が示され
ている。本発明の非侵襲性光音響システム１０は、血液
中グルコースレベルを測定するために利用されるのが好
ましく、薄い表面層での吸収に反応する間接的で、試薬
の無い、差動的な、光音響技術を提供する。特に、本発
明において、熱拡散長によって特徴付けられた、被測定
サンプルの比較的薄い層における吸収のみが、音響放射
の生成に関与する。本発明の間接光音響システム１０
は、光学的に厚い状態下であっても、サンプルの吸収を
厳密に検査するためにこの様に使用できる。本発明は、
血液中グルコースレベルの測定のみに限定されず、他の
物質或いは検体、特に人体組織における濃度を測定する
ために利用することもできる。例えば本発明は、血流中
のアデノシン三燐酸塩、アルコール、ガス、ヘモグロビ
ン、コレステロール、様々なイオン、及び麻薬の乱用を
測定するために利用することもできる。
【００１２】図１、２に示す様に、光音響システム１０
は、グルコースの様なサンプルの濃度を測定するため
に、励起ソース１２、コントローラー／モジュレーター
１４、プローブ１６、ロックイン増幅器１８、プロセッ
サー２０を含んでいる。励起ソースは皮膚の様な組織を
照射するために利用される電磁エネルギーを提供する。
望ましい波長での励起ソース１２の放射の出力は、光フ
ァイバー束の様な伝送装置２２に連結され、この光ファ
イバー束は電磁エネルギーを身体表面２４に照射する。
本発明は、伝送装置２２の利用に限定されない。励起ソ
ース１２の放射の出力は直接身体表面２４に伝えること
もできるし、伝送装置２２を通して間接的に伝えること
もできる。しかしながら図示する目的で、光ファイバー
束の形の伝送装置２２を利用する。下文にて論議される
様に、照射されると、音響エネルギーが、熱拡散長によ
って特徴付けられた、被測定サンプルの比較的薄い層に
おける電磁エネルギーの吸収によって生成される。
は、グルコースの様なサンプルの濃度を測定するため
に、励起ソース１２、コントローラー／モジュレーター
１４、プローブ１６、ロックイン増幅器１８、プロセッ
サー２０を含んでいる。励起ソースは皮膚の様な組織を
照射するために利用される電磁エネルギーを提供する。
望ましい波長での励起ソース１２の放射の出力は、光フ
ァイバー束の様な伝送装置２２に連結され、この光ファ
イバー束は電磁エネルギーを身体表面２４に照射する。
本発明は、伝送装置２２の利用に限定されない。励起ソ
ース１２の放射の出力は直接身体表面２４に伝えること
もできるし、伝送装置２２を通して間接的に伝えること
もできる。しかしながら図示する目的で、光ファイバー
束の形の伝送装置２２を利用する。下文にて論議される
様に、照射されると、音響エネルギーが、熱拡散長によ
って特徴付けられた、被測定サンプルの比較的薄い層に
おける電磁エネルギーの吸収によって生成される。
【００１３】図２に詳細に示す様に、音響エネルギー
は、測定セル２６、基準セル２８、ウインドウ３０、差
動マイクロフォン３２を含むプローブ１６により検出さ
れる。音波は、照射された組織２４の薄い組織からの熱
伝達によって測定セル２６内で生成される。特に、放射
の出力は、光ファイバー束の様な伝送装置２２に連結さ
れ、組織の様なサンプルを照射する。光ビームの吸収
は、結果的に、組織表面２４及びその近くで組織を周期
的に加熱することになる。放射は、測定セル２６のウイ
ンドウ３０を通して組織表面に集中される。測定セル２
６は、その一端が、測定セル開口部上に取り付けられた
ウインドウ３０により気密密封されている。ウインドウ
３０は、励起ソース１２からの光の透過のために適切な
材料を選択して作るのが好ましい。レーザービームは、
特定の周波数で変調されるため、組織の温度もレーザー
ビームが入射する範囲では同じ周波数で変調される。測
定セル２６内の組織表面２４と接触している空気３８
は、同じ変調された周波数で周期的に順に加熱される。
測定セル２６内の空気の周期的な温度変化のために空気
は周期的に膨張、収縮し、その結果、測定セル２６内に
同じ変調された周波数で周期的な音波が生じる。この音
波は、一端４０が測定セル２６内にあり、他端４２が基
準セル２８内にある差動マイクロフォン３２で検出され
る。空気３８自体での光の吸収は最小であり、それ故実
質上は、全ての熱は、照射された組織２４の薄い層内で
の光の吸収により発生する。
は、測定セル２６、基準セル２８、ウインドウ３０、差
動マイクロフォン３２を含むプローブ１６により検出さ
れる。音波は、照射された組織２４の薄い組織からの熱
伝達によって測定セル２６内で生成される。特に、放射
の出力は、光ファイバー束の様な伝送装置２２に連結さ
れ、組織の様なサンプルを照射する。光ビームの吸収
は、結果的に、組織表面２４及びその近くで組織を周期
的に加熱することになる。放射は、測定セル２６のウイ
ンドウ３０を通して組織表面に集中される。測定セル２
６は、その一端が、測定セル開口部上に取り付けられた
ウインドウ３０により気密密封されている。ウインドウ
３０は、励起ソース１２からの光の透過のために適切な
材料を選択して作るのが好ましい。レーザービームは、
特定の周波数で変調されるため、組織の温度もレーザー
ビームが入射する範囲では同じ周波数で変調される。測
定セル２６内の組織表面２４と接触している空気３８
は、同じ変調された周波数で周期的に順に加熱される。
測定セル２６内の空気の周期的な温度変化のために空気
は周期的に膨張、収縮し、その結果、測定セル２６内に
同じ変調された周波数で周期的な音波が生じる。この音
波は、一端４０が測定セル２６内にあり、他端４２が基
準セル２８内にある差動マイクロフォン３２で検出され
る。空気３８自体での光の吸収は最小であり、それ故実
質上は、全ての熱は、照射された組織２４の薄い層内で
の光の吸収により発生する。
【００１４】測定セル２６と基準セル２８は、互いに接
近して配置され、例えば外側の縁がお互いから１ｍｍか
ら１ｃｍ内にあり、且つ放射が一つのセルから他のセル
へと拡散しないだけ十分離れている空気セルであるのが
好ましい。測定及び基準セル２６と２８の端４０と４２
は各々、身体部分の表面２４によって形成される。セル
２６と２８の縁は、それぞれ個々のセル２６と２８内に
実質的に密封された空間を形成するために身体表面２４
に押しつけられるのが好ましい。差動セル２６及び２８
は、典型的には筋肉の痙攣及び／又は皮下脈管を通して
の脈動する血流から発生する身体性ノイズによるロック
イン増幅器１８への負担のかけ過ぎを防ぐ。各々のセル
２６と２８は、二つの接近して配置されたセル２６と２
８から、それらが身体表面２４に押しつけられた時に、
音響応答における差異を測定する差動マイクロフォン３
２の音響ポートにそれぞれ接続されている音響アウトレ
ット４０と４２を有する。光音響信号は、身体表面２４
の照射によって測定セル２６内で生成される。操作時に
は、身体表面２４の照射に際して、測定セル２６はレー
ザー照射された身体表面４６上に配置され、基準セル２
８はレーザー照射されていない身体表面４８上に配置さ
れる。セル２６と２８の両方に時々生成されるであろう
身体性ノイズは、差動マイクロフォン３２によって抑制
される。とりわけ、大きさと位相に関して殆ど同じであ
る測定及び基準セル２６と２８両方からのノイズ信号
は、差動マイクロフォン３２によって相殺される。この
様に、差動マイクロフォン３２は音響信号を背景雑音か
ら分離する。
近して配置され、例えば外側の縁がお互いから１ｍｍか
ら１ｃｍ内にあり、且つ放射が一つのセルから他のセル
へと拡散しないだけ十分離れている空気セルであるのが
好ましい。測定及び基準セル２６と２８の端４０と４２
は各々、身体部分の表面２４によって形成される。セル
２６と２８の縁は、それぞれ個々のセル２６と２８内に
実質的に密封された空間を形成するために身体表面２４
に押しつけられるのが好ましい。差動セル２６及び２８
は、典型的には筋肉の痙攣及び／又は皮下脈管を通して
の脈動する血流から発生する身体性ノイズによるロック
イン増幅器１８への負担のかけ過ぎを防ぐ。各々のセル
２６と２８は、二つの接近して配置されたセル２６と２
８から、それらが身体表面２４に押しつけられた時に、
音響応答における差異を測定する差動マイクロフォン３
２の音響ポートにそれぞれ接続されている音響アウトレ
ット４０と４２を有する。光音響信号は、身体表面２４
の照射によって測定セル２６内で生成される。操作時に
は、身体表面２４の照射に際して、測定セル２６はレー
ザー照射された身体表面４６上に配置され、基準セル２
８はレーザー照射されていない身体表面４８上に配置さ
れる。セル２６と２８の両方に時々生成されるであろう
身体性ノイズは、差動マイクロフォン３２によって抑制
される。とりわけ、大きさと位相に関して殆ど同じであ
る測定及び基準セル２６と２８両方からのノイズ信号
は、差動マイクロフォン３２によって相殺される。この
様に、差動マイクロフォン３２は音響信号を背景雑音か
ら分離する。
【００１５】プローブ１６からの検出された信号は次
に、差動マイクロフォン３２からの出力信号を記録し平
均するロックイン増幅器１８に掛けられる。ロックイン
増幅器１８は、出力信号から、コントローラー／モジュ
レーター１４の制御下で励起ソース１２によって生成さ
れた照射された光の変調周波数と同じ周波数成分を有す
る信号のみを抽出する。抽出された周波数成分は次に、
一般的にはマイクロプロセッサーデータ収集システムで
あるプロセッサー２０に掛けられる。プロセッサー２０
は、ＳＮ比を改善するために、抽出された音響信号の一
時的周波数応答を分析するため、周波数領域分析を実行
する。化学計量スペクトル分析技術は、検出限界や精度
を改善するため、観察された光音響スペクトルを導き出
すのに利用することもできる。
に、差動マイクロフォン３２からの出力信号を記録し平
均するロックイン増幅器１８に掛けられる。ロックイン
増幅器１８は、出力信号から、コントローラー／モジュ
レーター１４の制御下で励起ソース１２によって生成さ
れた照射された光の変調周波数と同じ周波数成分を有す
る信号のみを抽出する。抽出された周波数成分は次に、
一般的にはマイクロプロセッサーデータ収集システムで
あるプロセッサー２０に掛けられる。プロセッサー２０
は、ＳＮ比を改善するために、抽出された音響信号の一
時的周波数応答を分析するため、周波数領域分析を実行
する。化学計量スペクトル分析技術は、検出限界や精度
を改善するため、観察された光音響スペクトルを導き出
すのに利用することもできる。
【００１６】本発明の光音響システム１０は、身体部
分、即ち皮膚の様な媒体の表面２４から特性熱拡散長内
でグルコースを測定する。熱拡散長は、次の方程式に依
って定義される。 拡散長＝ （Ｄ／πｆ）0.5 （１） 但しＤ＝ 熱拡散率（ｃｍ2 ／ｓ） ｆ＝ 励起ソースの変調周波数（Ｈｚ） π＝ ３．１４１５９２６５（定数） 拡散率（Ｄ）は、次の方程式に依って定義される。 Ｄ＝ ｋ／（ρｃ） （２） 但しｋ＝ 熱伝導率（ｃａｌ／ｃｍ−ｓ−℃） ｃ＝ 物質の熱容量（ｃａｌ／ｇ−℃） ρ＝ 物質の密度（ｇ／ｃｍ3 ） 例えば、方程式（２）に依ると、熱容量（ｃ）を０．８
ｃａｌ／ｇ−℃、熱伝導率（ｋ）を２３−２５℃で０．
００１５±０．００３ｃａｌ／ｃｍ−ｓ−℃と仮定する
と、一般的皮膚の拡散率（Ｄ）は約７×１０-4ｃｍ2 ／
ｓとなる。方程式（１）に依ると、一般的皮膚での熱拡
散率（Ｄ）約７×１０-4ｃｍ2 ／ｓと１Ｈｚの変調周波
数（ｆ）を有するダイオードレーザーに対しては、一般
的皮膚の熱拡散長は、約１５０μｍとなる。この様に、
放射される光の周波数を適当に選択すれば、拡散長を約
１００から２００μｍにすることができる。
分、即ち皮膚の様な媒体の表面２４から特性熱拡散長内
でグルコースを測定する。熱拡散長は、次の方程式に依
って定義される。 拡散長＝ （Ｄ／πｆ）0.5 （１） 但しＤ＝ 熱拡散率（ｃｍ2 ／ｓ） ｆ＝ 励起ソースの変調周波数（Ｈｚ） π＝ ３．１４１５９２６５（定数） 拡散率（Ｄ）は、次の方程式に依って定義される。 Ｄ＝ ｋ／（ρｃ） （２） 但しｋ＝ 熱伝導率（ｃａｌ／ｃｍ−ｓ−℃） ｃ＝ 物質の熱容量（ｃａｌ／ｇ−℃） ρ＝ 物質の密度（ｇ／ｃｍ3 ） 例えば、方程式（２）に依ると、熱容量（ｃ）を０．８
ｃａｌ／ｇ−℃、熱伝導率（ｋ）を２３−２５℃で０．
００１５±０．００３ｃａｌ／ｃｍ−ｓ−℃と仮定する
と、一般的皮膚の拡散率（Ｄ）は約７×１０-4ｃｍ2 ／
ｓとなる。方程式（１）に依ると、一般的皮膚での熱拡
散率（Ｄ）約７×１０-4ｃｍ2 ／ｓと１Ｈｚの変調周波
数（ｆ）を有するダイオードレーザーに対しては、一般
的皮膚の熱拡散長は、約１５０μｍとなる。この様に、
放射される光の周波数を適当に選択すれば、拡散長を約
１００から２００μｍにすることができる。
【００１７】角質層が比較的薄く、組織表面下の薄い層
内でグルコースにアクセスできるような身体の範囲にお
いてモニターするのには、本発明はこの様にとりわけ便
利である。唇の内側は粘膜が比較的薄く、一般的に約５
０−１００μｍの範囲にあるため、好適な身体の部分で
ある。粘膜の下にある間質液もしくは毛細血管内のグル
コースは、このように、上記で論議された様な推定拡散
長の約１００−２００μｍ内でアクセスできる。間質液
内のグルコースは血液中のものと通常良く平衡している
ので、本発明は、毛細血管においてと同様に間質液にお
いてもグルコースを測定するために利用することができ
る。本発明は、濁った状態にも比較的影響を受けない。
特に、入射光は、赤血球、組織、血管壁の様な散乱媒体
によって拡散されるけれども、光学吸収プロセスは光音
響生成が続く限り続く。散乱の存在は、相互に作用する
範囲の半径を増加するけれども、光音響応答は殆ど同じ
ままである。生物学的組織は光を高度に散乱する傾向の
ある媒体であるため、このことは特別重要である。
内でグルコースにアクセスできるような身体の範囲にお
いてモニターするのには、本発明はこの様にとりわけ便
利である。唇の内側は粘膜が比較的薄く、一般的に約５
０−１００μｍの範囲にあるため、好適な身体の部分で
ある。粘膜の下にある間質液もしくは毛細血管内のグル
コースは、このように、上記で論議された様な推定拡散
長の約１００−２００μｍ内でアクセスできる。間質液
内のグルコースは血液中のものと通常良く平衡している
ので、本発明は、毛細血管においてと同様に間質液にお
いてもグルコースを測定するために利用することができ
る。本発明は、濁った状態にも比較的影響を受けない。
特に、入射光は、赤血球、組織、血管壁の様な散乱媒体
によって拡散されるけれども、光学吸収プロセスは光音
響生成が続く限り続く。散乱の存在は、相互に作用する
範囲の半径を増加するけれども、光音響応答は殆ど同じ
ままである。生物学的組織は光を高度に散乱する傾向の
ある媒体であるため、このことは特別重要である。
【００１８】励起ソース１２は、測定される物質の吸収
が比較的強く、水分の様な、全ゆる干渉物質の吸収が比
較的弱い波長と一致する波長で作動可能であるが好まし
い。例えば図３のグラフ３４に関していえば、血流中の
グルコースの濃度を求めるためには、励起ソース１２
は、強い光音響放射を引き起こすために、約１５２０−
１８５０ｎｍ及び約２０５０−２３４０ｎｍからのスペ
クトル範囲でグルコースの吸収帯域に合わされるのが好
ましい。これら波長範囲において、水の吸収は比較的弱
く、グルコースの吸収は比較的強い。この様に、本発明
によれば、組織が高い割合の水分を含んでいても、上記
に規定した波長領域では、電磁放射は正確に測定するの
に十分な深さまで組織を貫くことができる。水分吸収に
もかかわらず、グルコースによる電磁放射の吸収によっ
て生成された音響信号は、水分によって生成されたもの
に負けることはない。とりわけ、電磁エネルギーが上記
に規定した波長でグルコースに突き当たる場合、グルコ
ースはエネルギーを光学的に吸収し、温度上昇を引き起
こし、空気中に間接的に音響放射を生成する。グルコー
スによって生じた音響放射は、一連の脈動もしくは波動
としてマイクロフォンに伝達される。
が比較的強く、水分の様な、全ゆる干渉物質の吸収が比
較的弱い波長と一致する波長で作動可能であるが好まし
い。例えば図３のグラフ３４に関していえば、血流中の
グルコースの濃度を求めるためには、励起ソース１２
は、強い光音響放射を引き起こすために、約１５２０−
１８５０ｎｍ及び約２０５０−２３４０ｎｍからのスペ
クトル範囲でグルコースの吸収帯域に合わされるのが好
ましい。これら波長範囲において、水の吸収は比較的弱
く、グルコースの吸収は比較的強い。この様に、本発明
によれば、組織が高い割合の水分を含んでいても、上記
に規定した波長領域では、電磁放射は正確に測定するの
に十分な深さまで組織を貫くことができる。水分吸収に
もかかわらず、グルコースによる電磁放射の吸収によっ
て生成された音響信号は、水分によって生成されたもの
に負けることはない。とりわけ、電磁エネルギーが上記
に規定した波長でグルコースに突き当たる場合、グルコ
ースはエネルギーを光学的に吸収し、温度上昇を引き起
こし、空気中に間接的に音響放射を生成する。グルコー
スによって生じた音響放射は、一連の脈動もしくは波動
としてマイクロフォンに伝達される。
【００１９】図１において、励起ソース１２は複数のレ
ーザーダイオードであってもよい。レーザーダイオード
は、その嵩張らないサイズと低価格に依り一般的には好
ましい。ダイオードレーザーの調整できる波長範囲は、
グルコースの濃度の測定のための様な幾つかの場合にお
いては、作動可能な望ましい波長範囲を作り出せる程十
分大きくないので、吸収が最も強い波長範囲に一致する
電磁エネルギーを生成するために、各々が可変同調可能
波長を有している複数のダイオードを利用することもで
きる。その様な場合、ダイオードから結果として生じる
ビームは、図２に示される様に身体表面２４を照射する
ために、直接もしくは光ファイバー束の様な伝送装置２
２を通して伝えられる。伝送装置２２は光ファイバー束
に限定されず、励起ソース１２によって生成された電磁
放射を身体表面２４に確実に伝えることができればどん
な導波手段であってもよい。
ーザーダイオードであってもよい。レーザーダイオード
は、その嵩張らないサイズと低価格に依り一般的には好
ましい。ダイオードレーザーの調整できる波長範囲は、
グルコースの濃度の測定のための様な幾つかの場合にお
いては、作動可能な望ましい波長範囲を作り出せる程十
分大きくないので、吸収が最も強い波長範囲に一致する
電磁エネルギーを生成するために、各々が可変同調可能
波長を有している複数のダイオードを利用することもで
きる。その様な場合、ダイオードから結果として生じる
ビームは、図２に示される様に身体表面２４を照射する
ために、直接もしくは光ファイバー束の様な伝送装置２
２を通して伝えられる。伝送装置２２は光ファイバー束
に限定されず、励起ソース１２によって生成された電磁
放射を身体表面２４に確実に伝えることができればどん
な導波手段であってもよい。
【００２０】加えて、本発明は、励起ソース１２の様な
一つ或いはそれ以上のダイオードレーザーの使用に限定
されない。むしろ本発明は、半導体装置と同様に従来
の、又は新しく開発されたコヒーレント光及び非コヒー
レント光源を利用してもよい。その様な既知のソースに
は、これに限定されるものではないが、発光ダイオード
（ＬＥＤ）、光学パラメトリック共振器レーザー（ＯＰ
Ｏ）、フーリエ変換赤外線（ＦＴＩＲ）ベース光源，加
熱されたワイヤー及びランプの様な他の非コヒーレント
光源が含まれる。ＯＰＯレーザーはＥ．スミス、Ｆ．
Ｔ．アレッチ、Ｅ．Ｏ．シュルツ−デュボア（北オラン
ダ、アムステルダム１９７２年）共著、レーザーハンド
ブック「光学パラメトリック発振器」第１巻８３７−８
９５ページで論議されている。ＦＴＩＲベース継続光源
は、ロジャーＷ．ジョーンズ、ジョンＦ．マックレラン
ド共著、応用分光学、第５０巻、第１０号、１９９６年
「位相変調ＦＴＩＲ光音響分光学を使用した層状サンプ
ルの量的深さのプロファイリング」で論議されている。
複数のダイオードレーザーを使用する際は、望ましい波
長のスペクトルを作るために一つ或いはそれ以上の光源
を組み合わせて使用することが望ましい。
一つ或いはそれ以上のダイオードレーザーの使用に限定
されない。むしろ本発明は、半導体装置と同様に従来
の、又は新しく開発されたコヒーレント光及び非コヒー
レント光源を利用してもよい。その様な既知のソースに
は、これに限定されるものではないが、発光ダイオード
（ＬＥＤ）、光学パラメトリック共振器レーザー（ＯＰ
Ｏ）、フーリエ変換赤外線（ＦＴＩＲ）ベース光源，加
熱されたワイヤー及びランプの様な他の非コヒーレント
光源が含まれる。ＯＰＯレーザーはＥ．スミス、Ｆ．
Ｔ．アレッチ、Ｅ．Ｏ．シュルツ−デュボア（北オラン
ダ、アムステルダム１９７２年）共著、レーザーハンド
ブック「光学パラメトリック発振器」第１巻８３７−８
９５ページで論議されている。ＦＴＩＲベース継続光源
は、ロジャーＷ．ジョーンズ、ジョンＦ．マックレラン
ド共著、応用分光学、第５０巻、第１０号、１９９６年
「位相変調ＦＴＩＲ光音響分光学を使用した層状サンプ
ルの量的深さのプロファイリング」で論議されている。
複数のダイオードレーザーを使用する際は、望ましい波
長のスペクトルを作るために一つ或いはそれ以上の光源
を組み合わせて使用することが望ましい。
【００２１】本文において提供されている例は、本発明
を実施する特定の例を示すものであり、本発明をこれら
の例に限定すると解釈されるべきではない。図３に、
０．７５−Ｍ（即ち１３．５ｇ／ｄｌ）グルコース／水
溶液から求めたグルコースの吸収スペクトルのグラフ３
４を示す。グルコースの吸収スペクトルは、グルコース
測定のための適当なレーザー波長を求めるために測定さ
れる。特に、フーリエ変換赤外分光計（ＦＴＩＲ）が、
この場合２ｃｍ-1のスペクトル分解能を有するウイスコ
ンシン州マディソンのマットソン計器のギャラクシーモ
デル７６００が、０．５ｍｍパス長セルでグルコース／
水溶液の吸収スペクトルを測定するために使用された。
図３に示すグルコースの吸収スペクトルは、グルコース
溶液の吸収度から水のみの吸収度を差し引くことによっ
て導き出した。グルコース吸収の二つの比較的強いピー
ク４６と４８は、約１６００と２１２０ｎｍにあり、二
つのより低いピーク５０と５２は、約２２７０と２３２
０ｎｍにある。図４に、水の吸収スペクトルのグラフ５
４を示す。図３に示されるグルコース吸収ピークは、水
分吸収透過ウインドウ内にある。水分透過ウインドウ内
においてでさえ、水分による吸収は、対象となる濃度の
範囲におけるグルコースによる吸収よりもずっと強い。
図４に基づけば、水分５６と６８の吸収深度は、それぞ
れ約２１２０と１６００ｎｍにおいて約０．５７と４．
８ｍｍである。吸収深度は、入射光が１／ｅ（但しｅ＝
約２，７１８２８の数値を有する自然対数の底）に減じ
られる距離として定義される。吸収深度が推定熱拡散長
より大きい限り、測定は有効に行うことができる。
を実施する特定の例を示すものであり、本発明をこれら
の例に限定すると解釈されるべきではない。図３に、
０．７５−Ｍ（即ち１３．５ｇ／ｄｌ）グルコース／水
溶液から求めたグルコースの吸収スペクトルのグラフ３
４を示す。グルコースの吸収スペクトルは、グルコース
測定のための適当なレーザー波長を求めるために測定さ
れる。特に、フーリエ変換赤外分光計（ＦＴＩＲ）が、
この場合２ｃｍ-1のスペクトル分解能を有するウイスコ
ンシン州マディソンのマットソン計器のギャラクシーモ
デル７６００が、０．５ｍｍパス長セルでグルコース／
水溶液の吸収スペクトルを測定するために使用された。
図３に示すグルコースの吸収スペクトルは、グルコース
溶液の吸収度から水のみの吸収度を差し引くことによっ
て導き出した。グルコース吸収の二つの比較的強いピー
ク４６と４８は、約１６００と２１２０ｎｍにあり、二
つのより低いピーク５０と５２は、約２２７０と２３２
０ｎｍにある。図４に、水の吸収スペクトルのグラフ５
４を示す。図３に示されるグルコース吸収ピークは、水
分吸収透過ウインドウ内にある。水分透過ウインドウ内
においてでさえ、水分による吸収は、対象となる濃度の
範囲におけるグルコースによる吸収よりもずっと強い。
図４に基づけば、水分５６と６８の吸収深度は、それぞ
れ約２１２０と１６００ｎｍにおいて約０．５７と４．
８ｍｍである。吸収深度は、入射光が１／ｅ（但しｅ＝
約２，７１８２８の数値を有する自然対数の底）に減じ
られる距離として定義される。吸収深度が推定熱拡散長
より大きい限り、測定は有効に行うことができる。
【００２２】図５に、１００ｍｇ／ｄｌグルコース／水
溶液の吸収における割合変化のグラフ６０を示すが、こ
れは、水だけのもの（図４）に、図３で示す７．５−Ｍ
グルコース／水溶液でのものを合わせて推定したもので
ある。正の数値は、グルコースの存在によって吸収が増
加したことを示す。負の数値は、グルコースが水の分子
に置き換わったために水の吸収が減少したことを示す。
増加は、１６００ｎｍで約０．１２％の最大値６２、２
１２０ｎｍで約０．０５７％のもう一つの最大値６４に
達する。図３、５を見ると、グルコースに関しては２１
２０ｎｍでの吸収ピーク４８は１６００ｎｍでの吸収ピ
ーク４６より強いが、１６００ｎｍピークでの吸収ピー
ク４６は、図５に示されるように、水の吸収に関するよ
り高い割合６２（係数約２．１）であるために感度はよ
り高くなっている。
溶液の吸収における割合変化のグラフ６０を示すが、こ
れは、水だけのもの（図４）に、図３で示す７．５−Ｍ
グルコース／水溶液でのものを合わせて推定したもので
ある。正の数値は、グルコースの存在によって吸収が増
加したことを示す。負の数値は、グルコースが水の分子
に置き換わったために水の吸収が減少したことを示す。
増加は、１６００ｎｍで約０．１２％の最大値６２、２
１２０ｎｍで約０．０５７％のもう一つの最大値６４に
達する。図３、５を見ると、グルコースに関しては２１
２０ｎｍでの吸収ピーク４８は１６００ｎｍでの吸収ピ
ーク４６より強いが、１６００ｎｍピークでの吸収ピー
ク４６は、図５に示されるように、水の吸収に関するよ
り高い割合６２（係数約２．１）であるために感度はよ
り高くなっている。
【００２３】当業者は、本発明が、薄い表面層における
吸収に反応する間接的な光音響技術を提供することに向
けられており、図１に示される構成に限られないことが
分かるであろう。とりわけ、本発明のもう一つの実施例
によれば、本発明は音波を検出するために表面の上に配
置されたマイクロフォンと共に利用できる様になってい
る。加えて、本発明は、検出された音響信号を背景ノイ
ズ信号の様な干渉信号から抽出するためロックイン増幅
器を使用することには限定されない。むしろ、音響信号
を平均し、次にそれを干渉信号から区別するために、デ
ジタルオスシロスコープもしくは他のデータ収集装置を
利用してもよい。操作時、本発明は、図６で示す本発明
の実験装置６６に図示する様に、様々なグルコース濃度
でのグルコース／水溶液の光音響測定を提供するために
利用することができる。フロリダ州オーランドのシュワ
ルツ電子光学会社に依るＣｏ：Ｍｇ：Ｆ2 レーザーは、
励起ソースとして利用される約１９００から２５００ｎ
ｍに調整できる出力波長を提供する。約１Ｈｚで脈動す
るレーザー６８は、同調ミラー７０によって方向を決め
られ、次にレンズ７２によって５０ｍｌガラスビーカー
内のグルコース／水溶液７４に焦点を合わせられる。グ
ルコース／水溶液７４上の空気中に配置されているマイ
クロフォン７６は、上記で論議された様に間接的に生成
された、結果として生じた音波７８を測定するために使
用される。マイクロフォン７６からの出力は、増幅のた
めに前置増幅器９４に掛けられる。増幅された信号は、
記録と各々の波長設定で約２０パルスに平均するため
に、この場合オレゴン州ウイルソンビルのテクトロニク
ス製デジタルオスシロスコープである記録器８０に掛け
られる。
吸収に反応する間接的な光音響技術を提供することに向
けられており、図１に示される構成に限られないことが
分かるであろう。とりわけ、本発明のもう一つの実施例
によれば、本発明は音波を検出するために表面の上に配
置されたマイクロフォンと共に利用できる様になってい
る。加えて、本発明は、検出された音響信号を背景ノイ
ズ信号の様な干渉信号から抽出するためロックイン増幅
器を使用することには限定されない。むしろ、音響信号
を平均し、次にそれを干渉信号から区別するために、デ
ジタルオスシロスコープもしくは他のデータ収集装置を
利用してもよい。操作時、本発明は、図６で示す本発明
の実験装置６６に図示する様に、様々なグルコース濃度
でのグルコース／水溶液の光音響測定を提供するために
利用することができる。フロリダ州オーランドのシュワ
ルツ電子光学会社に依るＣｏ：Ｍｇ：Ｆ2 レーザーは、
励起ソースとして利用される約１９００から２５００ｎ
ｍに調整できる出力波長を提供する。約１Ｈｚで脈動す
るレーザー６８は、同調ミラー７０によって方向を決め
られ、次にレンズ７２によって５０ｍｌガラスビーカー
内のグルコース／水溶液７４に焦点を合わせられる。グ
ルコース／水溶液７４上の空気中に配置されているマイ
クロフォン７６は、上記で論議された様に間接的に生成
された、結果として生じた音波７８を測定するために使
用される。マイクロフォン７６からの出力は、増幅のた
めに前置増幅器９４に掛けられる。増幅された信号は、
記録と各々の波長設定で約２０パルスに平均するため
に、この場合オレゴン州ウイルソンビルのテクトロニク
ス製デジタルオスシロスコープである記録器８０に掛け
られる。
【００２４】本実験装置６６によって行われた測定の結
果を、図７に示すグラフ８２で図示する。正規化された
音響強度は、Ｉ／Ｅとして求められ、但しＩは音響強度
のピーク、Ｅは入射レーザーエネルギーである。グルコ
ースは約２１２０ｎｍで比較的広くて強いピーク８４
を、そして約２２７０と２３２０ｎｍでそれぞれ二つの
より弱いピーク８６と８８を有する。これらピーク８
４、８６、８８は、図３に示すグルコース吸収スペクト
ルから予想されるものと一致する。本発明は、光学的に
厚い状態の下でさえ、グルコースを測定するために、こ
の様に利用できる。図８は、様々な励起波長における水
分対グルコース濃度に関するグルコースの正規化された
光音響強度における割合増加を示すグラフ９０である。
光音響強度は、濃度が２０倍変化する間、グルコース濃
度にほぼ線形に比例している。水に関する光音響強度９
２における増加は、２１４７ｎｍの励起波長において約
４０００ｍｇ／ｄｌで約７．７％である。
果を、図７に示すグラフ８２で図示する。正規化された
音響強度は、Ｉ／Ｅとして求められ、但しＩは音響強度
のピーク、Ｅは入射レーザーエネルギーである。グルコ
ースは約２１２０ｎｍで比較的広くて強いピーク８４
を、そして約２２７０と２３２０ｎｍでそれぞれ二つの
より弱いピーク８６と８８を有する。これらピーク８
４、８６、８８は、図３に示すグルコース吸収スペクト
ルから予想されるものと一致する。本発明は、光学的に
厚い状態の下でさえ、グルコースを測定するために、こ
の様に利用できる。図８は、様々な励起波長における水
分対グルコース濃度に関するグルコースの正規化された
光音響強度における割合増加を示すグラフ９０である。
光音響強度は、濃度が２０倍変化する間、グルコース濃
度にほぼ線形に比例している。水に関する光音響強度９
２における増加は、２１４７ｎｍの励起波長において約
４０００ｍｇ／ｄｌで約７．７％である。
【００２５】本実験装置は、データ分析アルゴリズムの
助け無しで、約２００ｍｇ／ｄｌまでのグルコース濃度
を測定する能力を証明している。検出感度は、図５で示
す様に、ほぼ１６００ｎｍの励起波長に切り替えること
により、約２．１の係数で改善される。更に、図８で示
される実験誤差は全て、主にレーザーパルスエネルギー
の変動によって生じている。最新のＣｏ：ＭｇＦ2 レー
ザーにおけるパルスツーパルス変動はかなり高く、約１
０から２０％である。より安定したレーザーを使用すれ
ば、測定感度は実質的に更に改良できる。ダイオードレ
ーザーは数十分の長い期間に亘って約０．１％以下の変
動であり、非常に安定していることが知られている。準
備データを、約１６００ｎｍでダイオードレーザーに期
待できるものに外挿することにより、約３０から４００
ｍｇ／ｄｌの、対象となる生理学上の濃度範囲に必要と
される高い感度を達成できる。
助け無しで、約２００ｍｇ／ｄｌまでのグルコース濃度
を測定する能力を証明している。検出感度は、図５で示
す様に、ほぼ１６００ｎｍの励起波長に切り替えること
により、約２．１の係数で改善される。更に、図８で示
される実験誤差は全て、主にレーザーパルスエネルギー
の変動によって生じている。最新のＣｏ：ＭｇＦ2 レー
ザーにおけるパルスツーパルス変動はかなり高く、約１
０から２０％である。より安定したレーザーを使用すれ
ば、測定感度は実質的に更に改良できる。ダイオードレ
ーザーは数十分の長い期間に亘って約０．１％以下の変
動であり、非常に安定していることが知られている。準
備データを、約１６００ｎｍでダイオードレーザーに期
待できるものに外挿することにより、約３０から４００
ｍｇ／ｄｌの、対象となる生理学上の濃度範囲に必要と
される高い感度を達成できる。
【００２６】当業者には、本発明が上記本文において示
され説明されたものに限られず、又上に述べた物質的な
器具のサイズの範囲に限られるものでも無いことは理解
できるであろう。本発明の範囲は請求項によってのみ制
限される。
され説明されたものに限られず、又上に述べた物質的な
器具のサイズの範囲に限られるものでも無いことは理解
できるであろう。本発明の範囲は請求項によってのみ制
限される。
【図１】本発明の好適実施例に依る非侵襲性光音響測定
装置の図である。
装置の図である。
【図２】図１に示されるプローブの詳細な図である。
【図３】０．７５−Ｍグルコース／水溶液から導き出さ
れるグルコースの吸収スペクトルを示すグラフである。
れるグルコースの吸収スペクトルを示すグラフである。
【図４】水分の吸収スペクトルを示すグラフである。
【図５】水に対する１００ｍｇ／ｄｌグルコース／水溶
液の吸収特性の推定の割合変化を示すグラフである。
液の吸収特性の推定の割合変化を示すグラフである。
【図６】グルコース／水溶液中のグルコースの非侵襲性
光音響測定に関する実験装置を示す図である。
光音響測定に関する実験装置を示す図である。
【図７】図６に示す測定装置から生成される、飽和グル
コース／水溶液と水の光音響スペクトルを示すグラフで
ある。
コース／水溶液と水の光音響スペクトルを示すグラフで
ある。
【図８】様々なレーザー波長における、水分中グルコー
ス濃度に対する、グルコースの正規化された音響強度に
おける割合の増加を示すグラフである。
ス濃度に対する、グルコースの正規化された音響強度に
おける割合の増加を示すグラフである。
１０ 非侵襲性光音響システム １２ 励起ソース １４ コントローラー／モジュレーター １６ プローブ １８ ロックイン増幅器 ２０ プロセッサー ２２ 伝送装置 ２４、４６、４８ 身体表面 ２６ 測定セル ２８ 基準セル ３０ ウインドウ ３２、７６ マイクロフォン ３８ 空気 ６８ 同調可能レーザー ７０ 同調ミラー ７２ レンズ ７４ グルコース／水溶液 ７８ 音波 ８０ 記録器 ９４ 前置増幅器
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平１−191040（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−247652（ＪＰ，Ａ) 特開 昭57−22730（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−317566（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/145 A61B 8/00 G01N 21/00 G01N 29/00 501
Claims (11)
- 【請求項１】 照射に応じて皮下体液の表面上の媒体内
を伝搬する音響エネルギーを生成するために熱拡散によ
って前記皮下体液の一部を照射するためのソースと、 測定セル及び基準セルで構成されていて、前記音響エネ
ルギーを検出し、前記音響エネルギーに応じて音響信号
を提供するための検出器と、 前記音響信号と前記皮下体液内の成分の特性に応じて前
記成分の濃度を求めるためのプロセッサーと、 から成ることを特徴とする、皮下体液内の成分の濃度を
求めるための装置。 - 【請求項２】 前記成分が血液中グルコースを含むこと
を特徴とする、請求の範囲第１項に記載の装置。 - 【請求項３】 前記ソースがレーザーを更に含むことを
特徴とする、請求の範囲第１項に記載の装置。 - 【請求項４】 前記音響エネルギーを検出し、前記音響
エネルギーに応じて音響信号を提供するための前記検出
器が、前記皮下体液の外側に配置され前記音響エネルギ
ーを検出するための前記媒体に接触している前記音響エ
ネルギーを前記音響信号に変換するための装置を更に含
むことを特徴とする、請求の範囲第１項に記載の装置。 - 【請求項５】 前記照射を前記ソースから前記皮下体液
へ伝送するための誘導装置を更に含むことを特徴とす
る、請求の範囲第１項に記載の装置。 - 【請求項６】 前記誘導装置が、光ファイバー誘導装置
を更に含むことを特徴とする、請求の範囲第５項に記載
の装置。 - 【請求項７】 励起に応じて皮下体液の表面上の媒体内
を伝搬する音響エネルギーを生成するために熱拡散によ
って前記皮下体液の一部を励起するため検体の吸収特性
に一致する波長で電磁エネルギーを提供するための手段
と、 前記音響エネルギーを検出し、前記音響エネルギーに応
じて第１音響信号を提供するための第１検出手段と、 ノイズを検出し、前記ノイズに応じて第２音響信号を提
供するための第２検出手段と、 前記第１検出手段と第２検出手段との音響応答の差を測
定する手段と、 前記第１音響信号、前記第２音響信号、前記音響応答差
及び前記検体の吸収スペクトルに応じて前記検体の濃度
を求めるための手段と、 から成ることを特徴とする、皮下体液内の検体の濃度を
測定するための装置。 - 【請求項８】 前記第１検出手段が、差動マイクロフォ
ンと、前記皮下体液の前記照射される部分に接触して配
置され、前記差動マイクロフォンに接続されている第１
セルを含み、前記第２検出手段が、前記照射される部分
に近接して前記皮下体液に接触し配置され、前記差動マ
イクロフォンに接続されている第２セルを含み、前記音
響エネルギーが、前記電磁エネルギーに応じて前記媒体
の膨張と収縮によって前記第１セル内に生成されること
を特徴とする、請求の範囲第７項に記載の装置。 - 【請求項９】 前記第１音響信号、前記第２音響信号、
前記音響応答差及び前記検体の吸収スペクトルに応じて
前記検体の濃度を求めるための前記手段が、前記検体の
光音響スペクトルを生成するための手段を更に含むこと
を特徴とする、請求の範囲第８項に記載の装置。 - 【請求項１０】 照射に応じて皮下身体部分の表面上の
空気中を伝搬する音響エネルギーを生成するために熱拡
散によって前記皮下身体部分の一部を照射するためのソ
ースと、 測定セルと基準セルで構成されていて、前記音響エネル
ギーを検出し、前記音響エネルギーに応じて音響信号を
提供するための検出器と、 前記音響信号とグルコースの特性に応じて前記皮下身体
部分内のグルコースの濃度を求めるためのプロセッサー
と、 から成ることを特徴とする、皮下身体部分内のグルコー
スの濃度を求めるための装置。 - 【請求項１１】 前記ソースがレーザーを更に含むこと
を特徴とする、請求の範囲第１０項に記載の装置。
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| US08/978317 | 1997-11-25 | ||
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|---|---|---|---|---|
| US6405069B1 (en) | 1996-01-31 | 2002-06-11 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Time-resolved optoacoustic method and system for noninvasive monitoring of glucose |
| US6050950A (en) | 1996-12-18 | 2000-04-18 | Aurora Holdings, Llc | Passive/non-invasive systemic and pulmonary blood pressure measurement |
| US7039446B2 (en) * | 2001-01-26 | 2006-05-02 | Sensys Medical, Inc. | Indirect measurement of tissue analytes through tissue properties |
| CA2343361A1 (en) * | 1998-09-11 | 2000-03-23 | Berkshire Laboratories, Inc. | Methods for using resonant acoustic energy to detect or effect structures |
| JP3594534B2 (ja) * | 1999-04-30 | 2004-12-02 | ヘルマン ファウ、リリエンフェルトアル | 物質を検出する装置 |
| US6498942B1 (en) | 1999-08-06 | 2002-12-24 | The University Of Texas System | Optoacoustic monitoring of blood oxygenation |
| AU1521201A (en) * | 1999-11-12 | 2001-05-30 | Thomas Bende | Non-contact photoacoustic spectroscopy for photoablation control |
| US6694173B1 (en) | 1999-11-12 | 2004-02-17 | Thomas Bende | Non-contact photoacoustic spectroscopy for photoablation control |
| US6751490B2 (en) | 2000-03-01 | 2004-06-15 | The Board Of Regents Of The University Of Texas System | Continuous optoacoustic monitoring of hemoglobin concentration and hematocrit |
| US7034943B1 (en) * | 2000-03-03 | 2006-04-25 | Aritron Intrumente AG | Gas sensors |
| US7509153B2 (en) * | 2000-09-26 | 2009-03-24 | Sensys Medical, Inc. | Method and apparatus for control of skin perfusion for indirect glucose measurement |
| US6466806B1 (en) | 2000-05-17 | 2002-10-15 | Card Guard Scientific Survival Ltd. | Photoacoustic material analysis |
| US6477393B1 (en) | 2000-07-19 | 2002-11-05 | Trw Inc. | Non-invasive blood glucose measurement techniques |
| US6571117B1 (en) * | 2000-08-11 | 2003-05-27 | Ralf Marbach | Capillary sweet spot imaging for improving the tracking accuracy and SNR of noninvasive blood analysis methods |
| IL138073A0 (en) | 2000-08-24 | 2001-10-31 | Glucon Inc | Photoacoustic assay and imaging system |
| US6522903B1 (en) * | 2000-10-19 | 2003-02-18 | Medoptix, Inc. | Glucose measurement utilizing non-invasive assessment methods |
| US20020118364A1 (en) * | 2000-12-20 | 2002-08-29 | Amonette James E. | Detection of trace levels of water |
| US6609015B2 (en) * | 2001-01-18 | 2003-08-19 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Analysis of a composition |
| KR20010067623A (ko) * | 2001-02-23 | 2001-07-13 | 홍영표 | 전기삼투압을 이용한 무채혈 글루코스 추출법 |
| US6490470B1 (en) * | 2001-06-19 | 2002-12-03 | Optosonics, Inc. | Thermoacoustic tissue scanner |
| KR100419094B1 (ko) * | 2001-06-28 | 2004-02-19 | (주)나노믹스 | 기체 식별기 |
| US20050085725A1 (en) * | 2001-08-09 | 2005-04-21 | Ron Nagar | Photoacoustic assay and imaging system |
| US6678542B2 (en) * | 2001-08-16 | 2004-01-13 | Optiscan Biomedical Corp. | Calibrator configured for use with noninvasive analyte-concentration monitor and employing traditional measurements |
| FR2829286B1 (fr) * | 2001-09-03 | 2008-04-04 | Ge Med Sys Global Tech Co Llc | Dispositif et procede d'emission de rayons x |
| US20060068405A1 (en) * | 2004-01-27 | 2006-03-30 | Alex Diber | Methods and systems for annotating biomolecular sequences |
| US20040142325A1 (en) * | 2001-09-14 | 2004-07-22 | Liat Mintz | Methods and systems for annotating biomolecular sequences |
| WO2003031948A2 (en) * | 2001-10-09 | 2003-04-17 | Glucon Inc. | Method and apparatus for determining absorption of electromagnetic radiation by a material |
| US6958809B2 (en) | 2001-11-08 | 2005-10-25 | Optiscan Biomedical Corporation | Reagent-less whole-blood glucose meter |
| US6989891B2 (en) * | 2001-11-08 | 2006-01-24 | Optiscan Biomedical Corporation | Device and method for in vitro determination of analyte concentrations within body fluids |
| US7050157B2 (en) * | 2001-11-08 | 2006-05-23 | Optiscan Biomedical Corp. | Reagent-less whole-blood glucose meter |
| US7061593B2 (en) | 2001-11-08 | 2006-06-13 | Optiscan Biomedical Corp. | Device and method for in vitro determination of analyte concentrations within body fluids |
| KR100493154B1 (ko) * | 2002-03-20 | 2005-06-03 | 삼성전자주식회사 | 광음향분광학을 이용한 비침습적 생체성분 측정장치 |
| WO2004000148A2 (en) * | 2002-06-25 | 2003-12-31 | Glucon Inc. | Method and apparatus for performing myocardial revascularization |
| WO2004000112A2 (en) * | 2002-06-25 | 2003-12-31 | Glucon Inc. | Method and apparatus for determining tissue viability |
| DE60231561D1 (de) * | 2002-07-26 | 2009-04-23 | Univ Texas | Kontinuierliche optoakustische überwachung von hämoglobinkonzentration und hämatokrit |
| US7458982B2 (en) * | 2002-10-04 | 2008-12-02 | Photokinetix, Inc. | Photokinetic delivery of biologically active substances using pulsed incoherent light |
| US7646484B2 (en) * | 2002-10-07 | 2010-01-12 | Intellidx, Inc. | Method and apparatus for performing optical measurements of a material |
| US8326388B2 (en) * | 2002-10-31 | 2012-12-04 | Toshiba Medical Systems Corporation | Method and apparatus for non-invasive measurement of living body characteristics by photoacoustics |
| JP4234393B2 (ja) | 2002-10-31 | 2009-03-04 | 株式会社東芝 | 生体情報計測装置 |
| US20040132168A1 (en) * | 2003-01-06 | 2004-07-08 | Peter Rule | Sample element for reagentless whole blood glucose meter |
| US20060264717A1 (en) * | 2003-01-13 | 2006-11-23 | Benny Pesach | Photoacoustic assay method and apparatus |
| JP2004249025A (ja) * | 2003-02-17 | 2004-09-09 | Hiroto Tateno | 生体光音響共鳴非侵襲生化学成分分析器と血液成分測定法 |
| WO2004086965A1 (en) * | 2003-04-01 | 2004-10-14 | Glucon Inc. | Photoacoustic assay method and apparatus |
| EP1620002B1 (en) * | 2003-04-24 | 2012-01-04 | The Board Of Regents, The University Of Texas System | Noninvasive blood analysis by optical probing of the veins under the tongue |
| US20040225206A1 (en) * | 2003-05-09 | 2004-11-11 | Kouchnir Mikhail A. | Non-invasive analyte measurement device having increased signal to noise ratios |
| EP1635696A2 (en) * | 2003-06-09 | 2006-03-22 | Glucon Inc. | Wearable glucometer |
| US7597693B2 (en) * | 2003-06-13 | 2009-10-06 | Covidien Ag | Vessel sealer and divider for use with small trocars and cannulas |
| JP2007518443A (ja) * | 2003-07-09 | 2007-07-12 | グルコン インク | 装着可能なグルコメータ |
| US7448269B2 (en) * | 2003-08-12 | 2008-11-11 | Northwestern University | Scanning near field ultrasound holography |
| US8438927B2 (en) * | 2003-08-12 | 2013-05-14 | Northwestern University | Scanning near field thermoelastic acoustic holography (SNFTAH) |
| US6954662B2 (en) * | 2003-08-19 | 2005-10-11 | A.D. Integrity Applications, Ltd. | Method of monitoring glucose level |
| US20050054906A1 (en) * | 2003-09-08 | 2005-03-10 | Joseph Page | Spatial detectors for in-vivo measurement of bio chemistry |
| US20050090725A1 (en) * | 2003-10-28 | 2005-04-28 | Joseph Page | Disposable couplings for biometric instruments |
| US7020506B2 (en) * | 2003-11-06 | 2006-03-28 | Orsense Ltd. | Method and system for non-invasive determination of blood-related parameters |
| WO2005063117A2 (en) * | 2003-12-29 | 2005-07-14 | Glucon Inc. | Glucometer comprising an implantable light source |
| JP2007523321A (ja) * | 2003-12-31 | 2007-08-16 | ユニヴァーシティー オブ サウスカロライナ | 気体及び他の流体のための薄層多孔光センサ |
| US20070206193A1 (en) * | 2004-01-13 | 2007-09-06 | Glucon, Inc. | Photoacoustic Sensor |
| EP1711101A1 (en) * | 2004-01-15 | 2006-10-18 | Glucon Inc. | Wearable glucometer |
| EP1716227A4 (en) * | 2004-01-27 | 2010-01-06 | Compugen Ltd | METHOD OF IDENTIFYING PUTATIVE GENE PRODUCTS USING THE INTERSPEZIES SEQUENCE COMPARISON AND BIOMOLECULAR SEQUENCES DISCOVERED THEREFOR |
| US20050171413A1 (en) * | 2004-02-04 | 2005-08-04 | Medoptix, Inc. | Integrated device for non-invasive analyte measurement |
| JP4643153B2 (ja) * | 2004-02-06 | 2011-03-02 | 株式会社東芝 | 非侵襲生体情報映像装置 |
| US7223237B2 (en) * | 2004-04-22 | 2007-05-29 | Pacesetter, Inc. | Implantable biosensor and methods for monitoring cardiac health |
| US8332006B2 (en) | 2004-05-06 | 2012-12-11 | Nippon Telegraph And Telephone Corporation | Constituent concentration measuring apparatus and constituent concentration measuring apparatus controlling method |
| EP1786834B1 (en) * | 2004-07-14 | 2016-02-17 | Glusense Ltd. | Implantable power sources and sensors |
| US20070201136A1 (en) * | 2004-09-13 | 2007-08-30 | University Of South Carolina | Thin Film Interference Filter and Bootstrap Method for Interference Filter Thin Film Deposition Process Control |
| JP5452867B2 (ja) * | 2004-10-04 | 2014-03-26 | ハリバートン エナジー サヴィシーズ インコーポレイテッド | 熱選択性多変量光学的コンピューティング |
| US20060195045A1 (en) * | 2005-02-14 | 2006-08-31 | Gable Jennifer H | Fluid handling cassette having a fluid transport network |
| US8251907B2 (en) | 2005-02-14 | 2012-08-28 | Optiscan Biomedical Corporation | System and method for determining a treatment dose for a patient |
| US20060200070A1 (en) * | 2005-02-14 | 2006-09-07 | Callicoat David N | Method and apparatus for calibrating an analyte detection system with a calibration sample |
| WO2006097933A2 (en) * | 2005-03-17 | 2006-09-21 | Glucon Inc. | Method for monitoring changes in blood glucose level |
| US8554296B2 (en) | 2005-10-14 | 2013-10-08 | Gholam A. Peyman | Photoacoustic measurement of analyte concentration in the eye |
| US20070088206A1 (en) * | 2005-10-14 | 2007-04-19 | Peyman Gholam A | Photoacoustic measurement of analyte concentration in the eye |
| US20070093698A1 (en) * | 2005-10-20 | 2007-04-26 | Glucon Inc. | Apparatus and methods for attaching a device to a body |
| US20070093717A1 (en) * | 2005-10-20 | 2007-04-26 | Glucon Inc. | Wearable glucometer configurations |
| US7723120B2 (en) * | 2005-10-26 | 2010-05-25 | General Electric Company | Optical sensor array system and method for parallel processing of chemical and biochemical information |
| US8133741B2 (en) | 2005-10-26 | 2012-03-13 | General Electric Company | Methods and systems for delivery of fluidic samples to sensor arrays |
| US8345234B2 (en) | 2005-11-28 | 2013-01-01 | Halliburton Energy Services, Inc. | Self calibration methods for optical analysis system |
| WO2007061435A1 (en) * | 2005-11-28 | 2007-05-31 | University Of South Carolina | Method of high-speed monitoring based on the use of multivariate optical elements |
| US20070166245A1 (en) | 2005-11-28 | 2007-07-19 | Leonard Mackles | Propellant free foamable toothpaste composition |
| WO2007064575A1 (en) | 2005-11-28 | 2007-06-07 | Ometric Corporation | Optical analysis system and method for real time multivariate optical computing |
| US20070179365A1 (en) * | 2006-01-31 | 2007-08-02 | Glucon Inc. | Method for monitoring body fluids |
| EP2004241B1 (en) * | 2006-03-28 | 2013-08-07 | Glusense Ltd. | Implantable sensor |
| WO2008002903A2 (en) | 2006-06-26 | 2008-01-03 | University Of South Carolina | Data validation and classification in optical analysis systems |
| WO2008008402A2 (en) * | 2006-07-11 | 2008-01-17 | The Curators Of The University Of Missouri | Photo-acoustic detection device and method |
| US8501099B2 (en) * | 2006-07-11 | 2013-08-06 | The Curators Of The University Of Missouri | Photo-acoustic detection device and method |
| EP2078187A2 (en) | 2006-11-02 | 2009-07-15 | University of South Carolina | Multi-analyte optical computing system |
| US8212216B2 (en) | 2007-03-30 | 2012-07-03 | Halliburton Energy Services, Inc. | In-line process measurement systems and methods |
| WO2008121692A1 (en) | 2007-03-30 | 2008-10-09 | University Of South Carolina | Tablet analysis and measurement system |
| US8213006B2 (en) * | 2007-03-30 | 2012-07-03 | Halliburton Energy Services, Inc. | Multi-analyte optical computing system |
| US9380967B2 (en) | 2007-04-11 | 2016-07-05 | The Board Of Regents Of The University Of Texas System | Systems and methods for measuring fetal cerebral oxygenation |
| US10226206B2 (en) | 2007-04-11 | 2019-03-12 | The Board Of Regents Of The University Of Texas System | Systems and methods for measuring neonatal cerebral oxygenation |
| WO2009008933A2 (en) * | 2007-04-11 | 2009-01-15 | The Board Of Regents Of The University Of Texas System | Optoacoustic monitoring of multiple parameters |
| US8597190B2 (en) | 2007-05-18 | 2013-12-03 | Optiscan Biomedical Corporation | Monitoring systems and methods with fast initialization |
| CA2704789C (en) * | 2007-11-05 | 2018-07-24 | Biosensor, Inc. | Optical sensor for determining the concentration of an analyte |
| US8283633B2 (en) * | 2007-11-30 | 2012-10-09 | Halliburton Energy Services, Inc. | Tuning D* with modified thermal detectors |
| AU2009208607B2 (en) * | 2008-01-31 | 2013-08-01 | Compugen Ltd. | Polypeptides and polynucleotides, and uses thereof as a drug target for producing drugs and biologics |
| US8212213B2 (en) | 2008-04-07 | 2012-07-03 | Halliburton Energy Services, Inc. | Chemically-selective detector and methods relating thereto |
| EP2378954A4 (en) * | 2008-12-24 | 2013-05-15 | Glusense Ltd | IMPLANTABLE OPTICAL GLOSS EQUIPMENT |
| US20100160749A1 (en) * | 2008-12-24 | 2010-06-24 | Glusense Ltd. | Implantable optical glucose sensing |
| AU2010239360A1 (en) * | 2009-04-20 | 2011-11-24 | The Curators Of The University Of Missouri | Photoacoustic detection of analytes in solid tissue and detection system |
| AU2011213036B2 (en) * | 2010-02-02 | 2013-11-14 | Covidien Lp | Continuous light emission photoacoustic spectroscopy |
| US8235897B2 (en) | 2010-04-27 | 2012-08-07 | A.D. Integrity Applications Ltd. | Device for non-invasively measuring glucose |
| WO2011152747A1 (en) | 2010-06-01 | 2011-12-08 | H.L Human Laser Limited | Photoacoustic material analysis |
| EP3156796A1 (en) | 2010-06-09 | 2017-04-19 | Optiscan Biomedical Corporation | Measuring analytes in a fluid sample drawn from a patient |
| US8930145B2 (en) | 2010-07-28 | 2015-01-06 | Covidien Lp | Light focusing continuous wave photoacoustic spectroscopy and its applications to patient monitoring |
| US8997572B2 (en) | 2011-02-11 | 2015-04-07 | Washington University | Multi-focus optical-resolution photoacoustic microscopy with ultrasonic array detection |
| US20120232364A1 (en) * | 2011-03-08 | 2012-09-13 | Transvivo Inc. | Method and apparatus for optoacoustic monitoring of blood components in a blood flow |
| JP5995414B2 (ja) * | 2011-06-20 | 2016-09-21 | キヤノン株式会社 | レーザー装置 |
| US9037205B2 (en) | 2011-06-30 | 2015-05-19 | Glusense, Ltd | Implantable optical glucose sensing |
| US9055869B2 (en) | 2011-10-28 | 2015-06-16 | Covidien Lp | Methods and systems for photoacoustic signal processing |
| US8886294B2 (en) | 2011-11-30 | 2014-11-11 | Covidien Lp | Methods and systems for photoacoustic monitoring using indicator dilution |
| US9131852B2 (en) | 2011-12-05 | 2015-09-15 | Covidien Lp | Methods and systems for photoacoustic monitoring using indicator dilution |
| US9186068B2 (en) | 2011-12-05 | 2015-11-17 | Covidien Lp | Methods and systems for photoacoustic monitoring using hypertonic and isotonic indicator dilutions |
| US20150297123A1 (en) | 2012-03-20 | 2015-10-22 | Kalyna Maya Birmele | Method and device for non-invasive monitoring of blood glucose level |
| US8885155B2 (en) | 2012-04-30 | 2014-11-11 | Covidien Lp | Combined light source photoacoustic system |
| US11020006B2 (en) | 2012-10-18 | 2021-06-01 | California Institute Of Technology | Transcranial photoacoustic/thermoacoustic tomography brain imaging informed by adjunct image data |
| JP6080485B2 (ja) * | 2012-10-18 | 2017-02-15 | キヤノン株式会社 | 被検体情報取得装置および被検体情報取得装置の制御方法 |
| US9380981B2 (en) | 2013-03-15 | 2016-07-05 | Covidien Lp | Photoacoustic monitoring technique with noise reduction |
| WO2015077355A1 (en) * | 2013-11-19 | 2015-05-28 | Washington University | Systems and methods of grueneisen-relaxation photoacoustic microscopy and photoacoustic wavefront shaping |
| JP6726382B2 (ja) | 2014-07-08 | 2020-07-22 | ザ ボード オブ リージェンツ オブ ザ ユニバーシティー オブ テキサス システム | 胎児の酸素化をモニタリングするためのシステム |
| EP3206567A1 (en) | 2014-10-13 | 2017-08-23 | Glusense, Ltd. | Analyte-sensing device |
| US10624543B2 (en) | 2015-03-04 | 2020-04-21 | Nanyang Technological University | Photo-acoustic sensing apparatus and methods of operation thereof |
| WO2016149107A1 (en) | 2015-03-14 | 2016-09-22 | Board Of Regents | Systems and methods for measuring neonatal cerebral oxygenation |
| JP6290807B2 (ja) * | 2015-03-17 | 2018-03-07 | 日本電信電話株式会社 | 成分濃度測定装置 |
| US10716497B1 (en) | 2015-04-06 | 2020-07-21 | Inesa, Inc. | Method and apparatus for non-invasively monitoring blood glucose level in domesticated animals |
| US10980478B2 (en) * | 2015-12-21 | 2021-04-20 | Koninklijke Philips N.V. | Device for tissue condition measurement |
| US10871487B2 (en) | 2016-04-20 | 2020-12-22 | Glusense Ltd. | FRET-based glucose-detection molecules |
| WO2018057598A1 (en) * | 2016-09-20 | 2018-03-29 | Furman University | Optical glucometer |
| US11672426B2 (en) | 2017-05-10 | 2023-06-13 | California Institute Of Technology | Snapshot photoacoustic photography using an ergodic relay |
| CN107255657B (zh) * | 2017-06-07 | 2020-01-10 | 苏州大学 | 一种血糖无损检测的混沌编解码方法 |
| TWI614502B (zh) * | 2017-07-26 | 2018-02-11 | 國立成功大學 | 分析物濃度的檢測方法 |
| JP6444462B2 (ja) * | 2017-08-03 | 2018-12-26 | キヤノン株式会社 | 生体検査装置 |
| US20210052164A1 (en) | 2018-03-09 | 2021-02-25 | Technische Universität München | Sensor for tissue measurements |
| US11530979B2 (en) | 2018-08-14 | 2022-12-20 | California Institute Of Technology | Multifocal photoacoustic microscopy through an ergodic relay |
| US11592652B2 (en) | 2018-09-04 | 2023-02-28 | California Institute Of Technology | Enhanced-resolution infrared photoacoustic microscopy and spectroscopy |
| US11369280B2 (en) | 2019-03-01 | 2022-06-28 | California Institute Of Technology | Velocity-matched ultrasonic tagging in photoacoustic flowgraphy |
| US11986269B2 (en) | 2019-11-05 | 2024-05-21 | California Institute Of Technology | Spatiotemporal antialiasing in photoacoustic computed tomography |
| KR20220062161A (ko) * | 2020-11-06 | 2022-05-16 | ㈜에이치엠이스퀘어 | 광음향 진단 장치 및 방법 |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| NO880891L (no) * | 1987-03-03 | 1988-09-05 | Elizabeth May Dowling | Fremgangsmaate og apparat for maaling eller deteksjon av konsentrasjonen av en substans. |
| JP3212996B2 (ja) * | 1990-06-06 | 2001-09-25 | ノボ ノルディスク アクティーゼルスカブ | 生体内の血糖レベルを測定するための装置 |
| JPH04357440A (ja) * | 1990-08-20 | 1992-12-10 | Shiseido Co Ltd | 光音響セルおよび光音響測定装置 |
| US5348002A (en) * | 1992-04-23 | 1994-09-20 | Sirraya, Inc. | Method and apparatus for material analysis |
| DE4400674C2 (de) * | 1994-01-12 | 1995-10-26 | Siemens Ag | Photoakustischer Sensor |
| FR2728452B1 (fr) * | 1994-12-22 | 1997-07-25 | Dior Christian Parfums | Dispositif pour l'analyse photoacoustique de peau in situ |
-
1997
- 1997-11-25 US US08/978,317 patent/US5941821A/en not_active Expired - Lifetime
-
1998
- 1998-11-10 TW TW087118706A patent/TW408219B/zh not_active IP Right Cessation
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