JP3212996B2 - 生体内の血糖レベルを測定するための装置 - Google Patents
生体内の血糖レベルを測定するための装置Info
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Description
【発明の詳細な説明】 本発明は、生体内の血糖レベルを測定するための装置
に関する。
に関する。
正常血糖レベルを連続的に維持することは、数多くの
身体器官の悪化を避ける上で重要である。例えば、腎お
よおび網膜、ならびに自律神経系および末梢神経系にお
ける糖尿病性微小血管障害の進行を防ぐのに正常血糖レ
ベルの維持が必須であると考えられている。しかし、糖
尿病性の症状をモニターする一般的な条件下で、血糖濃
度を連続的に正常レベルに維持することは実質的に不可
能である。このことは、血中への糖類の取り込みとグル
コースへの転換が予想できないことに起因する。通常、
血糖レベルは一般的な生体外測定法によって測定されて
おり、そして正常な血糖レベルを維持するのに必要なイ
ンスリン量が測定期間中に取り込まれそして消費される
グルコースの予測値に対応するとされている。従って、
例えば、特に、糖尿病がインスリン注入後にもとの状態
に戻すことが期待できない者に見い出された場合には、
その者は極めて簡単に昏睡状態になる可能性がある。そ
のため、糖尿病を子供や成人でモニターすることは非常
に困難である。また、未熟児や新生児では、グルコース
の貯蔵が限定されており、さらに制御機構も完全でない
ので危険な低血糖レベルに被検者を陥いらせる。
身体器官の悪化を避ける上で重要である。例えば、腎お
よおび網膜、ならびに自律神経系および末梢神経系にお
ける糖尿病性微小血管障害の進行を防ぐのに正常血糖レ
ベルの維持が必須であると考えられている。しかし、糖
尿病性の症状をモニターする一般的な条件下で、血糖濃
度を連続的に正常レベルに維持することは実質的に不可
能である。このことは、血中への糖類の取り込みとグル
コースへの転換が予想できないことに起因する。通常、
血糖レベルは一般的な生体外測定法によって測定されて
おり、そして正常な血糖レベルを維持するのに必要なイ
ンスリン量が測定期間中に取り込まれそして消費される
グルコースの予測値に対応するとされている。従って、
例えば、特に、糖尿病がインスリン注入後にもとの状態
に戻すことが期待できない者に見い出された場合には、
その者は極めて簡単に昏睡状態になる可能性がある。そ
のため、糖尿病を子供や成人でモニターすることは非常
に困難である。また、未熟児や新生児では、グルコース
の貯蔵が限定されており、さらに制御機構も完全でない
ので危険な低血糖レベルに被検者を陥いらせる。
現在では、血糖レベルは、皮膚を穿刺して血液試料を
採取することを必要とする生体外測定法で測定されるの
が普通であり、そしてこの方法には通常２分かかる。こ
のことが血糖測定を行う上で相当な抑制をもたらす。血
糖レベルの測定に対するこれらの抑制と血液のグルコー
スレベルの低い予測可能性が糖尿病患者および他の重病
患者の生活様式に著しい影響を及ぼす。
採取することを必要とする生体外測定法で測定されるの
が普通であり、そしてこの方法には通常２分かかる。こ
のことが血糖測定を行う上で相当な抑制をもたらす。血
糖レベルの測定に対するこれらの抑制と血液のグルコー
スレベルの低い予測可能性が糖尿病患者および他の重病
患者の生活様式に著しい影響を及ぼす。
糖尿病をモニターする際のこれらの困難性の結果とし
て、生体内血糖レベルを連続的に測定する上で使用でき
る装置に対するニーズが長期にわたって存在している。
このような装置は、血糖レベルの上昇に応じて血液への
インスリン注入を制御するのに使用できる。このような
装置は、人工膵臓として知られている。各種の試みが血
糖の生体内測定とマイクロコンピュータにより制御され
たインスリンポンプの組み合わせについて行われてき
た。しかし、血糖レベルの連続的なモニター方法は信頼
性がないため、これらの試みは失敗であった。各種の試
みが、グルコースオキシダーゼを電極で還元するような
現在利用可能な酵素法を使用する生体内連続的血糖測定
を行う目的で行われてきた。一般的に、これらの装置
は、アノードをグルコースに特異的な酵素で塗布し、こ
れをグルコース透過性膜で被覆したものからなり、皮下
層に挿入したその電極ともう一つの電極間の小さな電位
差または電流を測定する手段を含んでなる。しかし、こ
の方法は、電流および／または電位が微小であり、そし
て膜が電極へのグルコースの拡散を妨げる小粒、尿酸の
ような小分子、酵素および他の酵素分解因子により被覆
されることで電気的ノイズを受けるので、信頼性に欠け
る。
て、生体内血糖レベルを連続的に測定する上で使用でき
る装置に対するニーズが長期にわたって存在している。
このような装置は、血糖レベルの上昇に応じて血液への
インスリン注入を制御するのに使用できる。このような
装置は、人工膵臓として知られている。各種の試みが血
糖の生体内測定とマイクロコンピュータにより制御され
たインスリンポンプの組み合わせについて行われてき
た。しかし、血糖レベルの連続的なモニター方法は信頼
性がないため、これらの試みは失敗であった。各種の試
みが、グルコースオキシダーゼを電極で還元するような
現在利用可能な酵素法を使用する生体内連続的血糖測定
を行う目的で行われてきた。一般的に、これらの装置
は、アノードをグルコースに特異的な酵素で塗布し、こ
れをグルコース透過性膜で被覆したものからなり、皮下
層に挿入したその電極ともう一つの電極間の小さな電位
差または電流を測定する手段を含んでなる。しかし、こ
の方法は、電流および／または電位が微小であり、そし
て膜が電極へのグルコースの拡散を妨げる小粒、尿酸の
ような小分子、酵素および他の酵素分解因子により被覆
されることで電気的ノイズを受けるので、信頼性に欠け
る。
光学的方法が、グルコース分子を測定する目的で既に
提案されており、これらの方法ではグルコースの物理的
性質、例えば屈折率、偏光面の旋回性および赤外（特に
近赤外）スペクトルの吸収が使用されている。例えば、
カナダ国特許第1,247,397号明細書では、分離近赤外光
の周波数を使用し、照射された組織から透過される光や
広く反射される光を使用するIR吸収法が記載されてい
る。このような方法に伴う困難性は後述する。
提案されており、これらの方法ではグルコースの物理的
性質、例えば屈折率、偏光面の旋回性および赤外（特に
近赤外）スペクトルの吸収が使用されている。例えば、
カナダ国特許第1,247,397号明細書では、分離近赤外光
の周波数を使用し、照射された組織から透過される光や
広く反射される光を使用するIR吸収法が記載されてい
る。このような方法に伴う困難性は後述する。
赤外分光法は、生体内血糖レベルの連続的モニター用
の電気化学法に代わるものとして提案された。このよう
な提案に付随する問題点は、H.Zeller,P.NovakおよびR.
Landgrafによる“Artificial Pancrease Blood Glucose
Measured by Infrared Spectroscopy（赤外分光により
測定された人工膵臓血液のグルコース）"International
Journal of Artifical Organs,Vol.12,No.2,1988,129
〜135ページに公表される論文中に記載されている。原
理的な難点は、グルコースの指紋領域の識別を困難にす
る水および他の血液成分の強いバックグランド吸収スペ
クトルにかかわる。この吸収は、いずれかの容積の組織
を透過する中間から遠赤外線を使用するすべての方法を
有意に妨害する程強い。
の電気化学法に代わるものとして提案された。このよう
な提案に付随する問題点は、H.Zeller,P.NovakおよびR.
Landgrafによる“Artificial Pancrease Blood Glucose
Measured by Infrared Spectroscopy（赤外分光により
測定された人工膵臓血液のグルコース）"International
Journal of Artifical Organs,Vol.12,No.2,1988,129
〜135ページに公表される論文中に記載されている。原
理的な難点は、グルコースの指紋領域の識別を困難にす
る水および他の血液成分の強いバックグランド吸収スペ
クトルにかかわる。この吸収は、いずれかの容積の組織
を透過する中間から遠赤外線を使用するすべての方法を
有意に妨害する程強い。
近赤外における別の困難性は、この方法では光が試料
を通過する光路長を一定に維持する必要があることにあ
る。また、赤外線を吸収する他の血液成分の濃度の変動
が測定値に有意な誤差をもたらす。
を通過する光路長を一定に維持する必要があることにあ
る。また、赤外線を吸収する他の血液成分の濃度の変動
が測定値に有意な誤差をもたらす。
今までの研究は、この領域における光の波長が肉を透
過しうるので、赤外分光法または近赤外における光度測
定法に集中していた。しかし、この領域外の波長はグル
コース分子による吸収が強く、そしてその吸収をよりシ
ャープに表示しうるので血液の他の成分からより容易に
識別される利点を有する。
過しうるので、赤外分光法または近赤外における光度測
定法に集中していた。しかし、この領域外の波長はグル
コース分子による吸収が強く、そしてその吸収をよりシ
ャープに表示しうるので血液の他の成分からより容易に
識別される利点を有する。
近赤外線を使用する試みは、この領域で著しく減衰す
るグルコースの上音による限定された吸収および水を始
めとする各種分子のスペクトルの重なりのため、殆どが
不成功であった。また、すでに記載した系は一定の光路
長を維持しなければならなかった。
るグルコースの上音による限定された吸収および水を始
めとする各種分子のスペクトルの重なりのため、殆どが
不成功であった。また、すでに記載した系は一定の光路
長を維持しなければならなかった。
スイス特許CH612,271号明細書に公表されるような他
の方法は、A.T.R.（全反射減衰）プリズムの使用とフー
リエ変換赤外分光器による分光法の使用を記載する。こ
れらの方法は、各種濃度の他の血液成分、例えばグルコ
ースのスペクトルに重なるスペクトルをもつヘモグロビ
ンおよび脂質について正確に補正する方法が役に立たな
いので不正確である（Clinical Chemistry,Vol 35,No.
9,1854〜1856参照）。光は的確な角度でプリズムに入射
して放射されねばならず、さらに試験される流体は一定
の表面を覆っていなければならない。これらの要件なら
びにプリズム温度のような他の可変的要因は、患者への
適用を困難にし、そしてベッドサイドでのモニターのよ
うな遠隔操作を不可能にする。また、これらのA.T.R.系
によって生じる「減衰」波は、周囲の流体に１ミクロン
未満貫入するにすぎないのでそれらを血糖測定用の膜ま
たは皮膚を通して使用することを不可能にする。
の方法は、A.T.R.（全反射減衰）プリズムの使用とフー
リエ変換赤外分光器による分光法の使用を記載する。こ
れらの方法は、各種濃度の他の血液成分、例えばグルコ
ースのスペクトルに重なるスペクトルをもつヘモグロビ
ンおよび脂質について正確に補正する方法が役に立たな
いので不正確である（Clinical Chemistry,Vol 35,No.
9,1854〜1856参照）。光は的確な角度でプリズムに入射
して放射されねばならず、さらに試験される流体は一定
の表面を覆っていなければならない。これらの要件なら
びにプリズム温度のような他の可変的要因は、患者への
適用を困難にし、そしてベッドサイドでのモニターのよ
うな遠隔操作を不可能にする。また、これらのA.T.R.系
によって生じる「減衰」波は、周囲の流体に１ミクロン
未満貫入するにすぎないのでそれらを血糖測定用の膜ま
たは皮膚を通して使用することを不可能にする。
グルコース分子によって吸収される分離振動源として
CO2レーザーのようなエネルギー源を使用する方法も記
載されている。これらの方法もまた、各種濃度のタンパ
ク質および脂質が精度に及ぼす影響を相殺できない。こ
れらは高価で非常に特殊化した大きな装置を必要とする
短所をもっていると共に分析される組織が焼ける危険性
が存在する。
CO2レーザーのようなエネルギー源を使用する方法も記
載されている。これらの方法もまた、各種濃度のタンパ
ク質および脂質が精度に及ぼす影響を相殺できない。こ
れらは高価で非常に特殊化した大きな装置を必要とする
短所をもっていると共に分析される組織が焼ける危険性
が存在する。
従って、本発明の目的は、これらの方法の難点を解消
し、安価で持ち運びできる系でタンパク質および脂質を
始めとする他の血液成分のような妨害物質の濃度変化に
影響を受けることなく使用できる血中グルコース濃度の
生体内測定装置を提供することにある。
し、安価で持ち運びできる系でタンパク質および脂質を
始めとする他の血液成分のような妨害物質の濃度変化に
影響を受けることなく使用できる血中グルコース濃度の
生体内測定装置を提供することにある。
この目的は、赤外線の選択された波長の吸収を測定す
る装置において、選択された波長が、１〜40μｍの範囲
から選ばれそして血液が特定物質濃度について検査され
るヒトの組織に搬送されること、少なくとも１つの波長
が３〜10μｍの範囲から選ばれること、測定すべき特定
物質または妨害成分の各各について２種の波長の赤外線
を使用して特定物質と妨害物質に対する濃度が測定され
るものであって、１つは妨害物質または特定物質が特異
的な吸収を示す測定波長でありそしてもう一つは妨害物
質または特定物質が低い吸収を示す対照波長であるこ
と、皮下または皮膚上に設置された検出器が使用される
こと、ならびに特定物質の測定結果を測定時の妨害成分
に起因する吸収と特定物質に対する対照波長を考慮して
補正すること、を特徴とする装置によって達成される。
る装置において、選択された波長が、１〜40μｍの範囲
から選ばれそして血液が特定物質濃度について検査され
るヒトの組織に搬送されること、少なくとも１つの波長
が３〜10μｍの範囲から選ばれること、測定すべき特定
物質または妨害成分の各各について２種の波長の赤外線
を使用して特定物質と妨害物質に対する濃度が測定され
るものであって、１つは妨害物質または特定物質が特異
的な吸収を示す測定波長でありそしてもう一つは妨害物
質または特定物質が低い吸収を示す対照波長であるこ
と、皮下または皮膚上に設置された検出器が使用される
こと、ならびに特定物質の測定結果を測定時の妨害成分
に起因する吸収と特定物質に対する対照波長を考慮して
補正すること、を特徴とする装置によって達成される。
既知方法は、0.700〜1.5μｍ近赤外領域の波長が皮膚
を透過でることから、これらの波長の赤外分光検査法に
集中していた。遠赤外領域の赤外分光検査法は、それが
皮膚を透過することが困難でそして弱い測定シグナルが
他の血液成分、水、タンパク質および脂質の吸収によっ
て著しく妨害されるために無視されてきた。しかし、グ
ルコース分子は遠赤外、特に９〜10μｍのその吸収スペ
クトルによって血液の他の成分から容易に識別される。
を透過でることから、これらの波長の赤外分光検査法に
集中していた。遠赤外領域の赤外分光検査法は、それが
皮膚を透過することが困難でそして弱い測定シグナルが
他の血液成分、水、タンパク質および脂質の吸収によっ
て著しく妨害されるために無視されてきた。しかし、グ
ルコース分子は遠赤外、特に９〜10μｍのその吸収スペ
クトルによって血液の他の成分から容易に識別される。
本発明の装置によれば、遠赤外領域におけるグルコー
スの指紋はより明瞭であること、および他の血液成分に
よる吸収で生じる「ノイズ」は、別の対照試料波長でこ
れらの成分の濃度を同時に測定し、そして実験的に誘導
された定数を使用してこれらが提供する測定誤差を補正
することによって補正されるので利益がある。
スの指紋はより明瞭であること、および他の血液成分に
よる吸収で生じる「ノイズ」は、別の対照試料波長でこ
れらの成分の濃度を同時に測定し、そして実験的に誘導
された定数を使用してこれらが提供する測定誤差を補正
することによって補正されるので利益がある。
類似の系は、乳製品試料中のラクトースの測定用とし
て「Foos Milko−scan 104 A/B」と称される市販の装置
で成功裏に使用されている（米国特許第931621号参
照）。この系は試験キュベット中の試料の透過率により
ミルクを分析し、そしてサーモパイル光検出器を使用し
て吸収された光を測定する。無論、このような系はグル
コースの生体内測定に利用できないが、原理の有効性を
具体的に説明する上で役立つ。
て「Foos Milko−scan 104 A/B」と称される市販の装置
で成功裏に使用されている（米国特許第931621号参
照）。この系は試験キュベット中の試料の透過率により
ミルクを分析し、そしてサーモパイル光検出器を使用し
て吸収された光を測定する。無論、このような系はグル
コースの生体内測定に利用できないが、原理の有効性を
具体的に説明する上で役立つ。
特定光は皮膚外層下にある組織まで透過され、その吸
収が全反射減衰（ATR）分光法によって測定されうる。
この侵入法による測定は、皮膚を透過しない長波長の赤
外光の難点を解消するが、この光は皮膚の外側に非侵入
的に搬送され、そして吸収がその組織で発生する熱を検
出することで測定できる。これらのどちらの方法も組織
が口腔内部のように薄い上皮膚で覆われていない領域に
非侵入的に利用できる。
収が全反射減衰（ATR）分光法によって測定されうる。
この侵入法による測定は、皮膚を透過しない長波長の赤
外光の難点を解消するが、この光は皮膚の外側に非侵入
的に搬送され、そして吸収がその組織で発生する熱を検
出することで測定できる。これらのどちらの方法も組織
が口腔内部のように薄い上皮膚で覆われていない領域に
非侵入的に利用できる。
組織まで搬送された光は変調され、各種成分濃度の測
定に使用する目的で光の異なる波長について異なる周波
数変調を使用するといろいろな波長の対が識別可能であ
る。
定に使用する目的で光の異なる波長について異なる周波
数変調を使用するといろいろな波長の対が識別可能であ
る。
さらに、各種周波数変調がそれぞれの測定の対と調和
せず、そしてそれらが同じ透過路を同時に搬送された場
合であってさえも対照波長は識別可能である。
せず、そしてそれらが同じ透過路を同時に搬送された場
合であってさえも対照波長は識別可能である。
測定波長の変調と対照波長の変調が同位相でない場合
であっても、これらの各波長によって行われた測定値は
識別されうる。この方法によって、温度変化または照射
表面積変化のような問題点は、試料と対照の両波長が同
じ条件で照射されるので、解決される。
であっても、これらの各波長によって行われた測定値は
識別されうる。この方法によって、温度変化または照射
表面積変化のような問題点は、試料と対照の両波長が同
じ条件で照射されるので、解決される。
変調は光を細分（チョップ）することで提供できる。
これらの測定結果は、コンピューター処理可能な電気
シグナルとして表示でき、測定値の補正と解析は電気信
号の挙動を計算することによって行うことができる。
シグナルとして表示でき、測定値の補正と解析は電気信
号の挙動を計算することによって行うことができる。
測定される特定物質濃度は、グルコースであることが
好ましいが、本発明の方法は血中のCO2もしくはエタノ
ール、またはグルコースの酵素反応生成物の濃度の測定
にも使用できる。
好ましいが、本発明の方法は血中のCO2もしくはエタノ
ール、またはグルコースの酵素反応生成物の濃度の測定
にも使用できる。
使用される試料波長および対照波長は、グルコースに
ついては、それぞれ9.5±0.5μｍおよび7.7±0.5μｍ、
または3.47±0.5μｍおよび2.96±0.5μｍ、脂質につい
ては、それぞれ5.74±0.5μｍおよび5.58±0.5μｍ、ま
たは3.513±0.5μｍおよび3.57±0.5μｍ、タンパク質
については、それぞれ6.5±0.5μｍおよび6.7±0.5μｍ
が好ましい。
ついては、それぞれ9.5±0.5μｍおよび7.7±0.5μｍ、
または3.47±0.5μｍおよび2.96±0.5μｍ、脂質につい
ては、それぞれ5.74±0.5μｍおよび5.58±0.5μｍ、ま
たは3.513±0.5μｍおよび3.57±0.5μｍ、タンパク質
については、それぞれ6.5±0.5μｍおよび6.7±0.5μｍ
が好ましい。
本発明によれば、このような装置は、光帯域の少なく
とも１つが３〜10μｍにある波長範囲１〜40μｍの選択
可能な狭い光帯域を提供しうる光集成装置、特定物質の
含量を測定する血液が存在するヒトの組織に前記集成装
置から光を搬送する手段、皮下または皮膚上に設置され
るように設計され、そして検出される光の吸収を表示す
る電気シグナルを提供することにより組織による光の吸
収を検出する検出器、および検出された光の吸収値に基
づき特定物質濃度を算出するコンピューターからなる。
とも１つが３〜10μｍにある波長範囲１〜40μｍの選択
可能な狭い光帯域を提供しうる光集成装置、特定物質の
含量を測定する血液が存在するヒトの組織に前記集成装
置から光を搬送する手段、皮下または皮膚上に設置され
るように設計され、そして検出される光の吸収を表示す
る電気シグナルを提供することにより組織による光の吸
収を検出する検出器、および検出された光の吸収値に基
づき特定物質濃度を算出するコンピューターからなる。
前記光集成装置は、広域帯域光源およびそれぞれ選択
された狭い帯域の光を透過する数個のフィルターから構
成されるか、あるいは選択された波長の赤外線をそれぞ
れ発光する数個の表面発生性発光ダイオードから構成さ
れる。
された狭い帯域の光を透過する数個のフィルターから構
成されるか、あるいは選択された波長の赤外線をそれぞ
れ発光する数個の表面発生性発光ダイオードから構成さ
れる。
光集成装置は、光搬送手段用の光結合手段に光の焦点
を当てる手段をさらに含んでいてもよい。
を当てる手段をさらに含んでいてもよい。
さらに、光集成装置は、この光集成装置から搬送され
た各光波長帯域を目的の細分化された周波数に細分する
ためのチョッパー手段を含んでよい。チョッパー手段
は、機械的に、切欠きを有する回転ダイアフラムの形状
をしていてもよく、あるいは光集成装置が数個の発光ダ
イオードもしくは半導体熱源を含む場合には、その発光
ダイオードもしくは半導体熱源の電圧印加を制御する電
気回路を含む。
た各光波長帯域を目的の細分化された周波数に細分する
ためのチョッパー手段を含んでよい。チョッパー手段
は、機械的に、切欠きを有する回転ダイアフラムの形状
をしていてもよく、あるいは光集成装置が数個の発光ダ
イオードもしくは半導体熱源を含む場合には、その発光
ダイオードもしくは半導体熱源の電圧印加を制御する電
気回路を含む。
検出器は、その最も簡単な形状では、光集成装置由来
の光を搬送する入力光ファイバー、光が通過する組織流
体または血液を充填する間隙、および光を光検出器まで
搬送する出力ファイバーから構成される侵入型の光学装
置からなることができる。
の光を搬送する入力光ファイバー、光が通過する組織流
体または血液を充填する間隙、および光を光検出器まで
搬送する出力ファイバーから構成される侵入型の光学装
置からなることができる。
侵入型であってもよい検出器は、入力ファイバーおよ
び出力ファイバー、ならびに出力ファイバーに測定され
た光吸収を、電気シグナルにより表示される出力シグナ
ルを提供する光検出器のすべてを備える光学ニードルプ
ローブATRセルを含んでなる。このようなATRセルの感度
は、そのセルの外側にそれが表面プラズマ共鳴装置とし
て作用するような薄い金属塗膜を付加することで高める
ことが可能である。
び出力ファイバー、ならびに出力ファイバーに測定され
た光吸収を、電気シグナルにより表示される出力シグナ
ルを提供する光検出器のすべてを備える光学ニードルプ
ローブATRセルを含んでなる。このようなATRセルの感度
は、そのセルの外側にそれが表面プラズマ共鳴装置とし
て作用するような薄い金属塗膜を付加することで高める
ことが可能である。
検出器は、妨害物質の濃度を低減するように補正する
流体に対する間隙を有するグルコース透過性膜のオーバ
ーレイジャケットをさらに担持していてもよい。また、
検出器は酵素と共にグルコース透過性膜で被覆されたAT
Rニードルをその侵入形として使用してもよい。この方
法はグルコースに関する限り同じ方法で赤外吸収が測定
される酵素反応生成物を測定することにより間接的なグ
ルコースの測定に使用される。
流体に対する間隙を有するグルコース透過性膜のオーバ
ーレイジャケットをさらに担持していてもよい。また、
検出器は酵素と共にグルコース透過性膜で被覆されたAT
Rニードルをその侵入形として使用してもよい。この方
法はグルコースに関する限り同じ方法で赤外吸収が測定
される酵素反応生成物を測定することにより間接的なグ
ルコースの測定に使用される。
非侵入測定では、検出器は測定点の皮膚に設置される
開口側と、室間の圧力差を測定する差圧変換器（この圧
力差を電気シグナルにより表示する）を含んでもよい。
室の１つは、開口側の反対側に光集成装置から搬送され
る赤外線用の入口を有する。この構成が、赤外線の吸収
が組織内で熱に転換される場合に、赤外線を受容する組
織上に置かれた室内で生じる圧力の検出を可能にする。
通常、ノイズ、例えば、皮膚における普通の温度変化に
よって生じるパルスの変動または圧力変化に起因するも
の、は自動的に除外される。
開口側と、室間の圧力差を測定する差圧変換器（この圧
力差を電気シグナルにより表示する）を含んでもよい。
室の１つは、開口側の反対側に光集成装置から搬送され
る赤外線用の入口を有する。この構成が、赤外線の吸収
が組織内で熱に転換される場合に、赤外線を受容する組
織上に置かれた室内で生じる圧力の検出を可能にする。
通常、ノイズ、例えば、皮膚における普通の温度変化に
よって生じるパルスの変動または圧力変化に起因するも
の、は自動的に除外される。
紫外線および可視光を使用するこのような方法は皮膚
の色素の測定に使用されており、そしてPouletおよびCh
ambron博士によりThe Journal of Medical and Biologi
cal Engineering and Computing,1985,23,585〜588で公
表されている。類似の方法が、ヨーロッパ特許出願第28
2,234号明細書に記載されている。しかし、本発明の方
法では、本発明者らは、従来生体内適用について記載さ
れたことがない中間から遠赤外領域の光を使用する。ま
た、このような従来記載された方法では、本発明によっ
て解決される問題点である定量的アッセイで誤差を生じ
る妨害物質の問題を解決する方法は存在しない。
の色素の測定に使用されており、そしてPouletおよびCh
ambron博士によりThe Journal of Medical and Biologi
cal Engineering and Computing,1985,23,585〜588で公
表されている。類似の方法が、ヨーロッパ特許出願第28
2,234号明細書に記載されている。しかし、本発明の方
法では、本発明者らは、従来生体内適用について記載さ
れたことがない中間から遠赤外領域の光を使用する。ま
た、このような従来記載された方法では、本発明によっ
て解決される問題点である定量的アッセイで誤差を生じ
る妨害物質の問題を解決する方法は存在しない。
両室中に赤外線を受容する上記のような２つの室の検
出器を使用することが、対応する対照波長により生じる
応答に対して、試料波長の光吸収により生じる応答を測
定可能にする。
出器を使用することが、対応する対照波長により生じる
応答に対して、試料波長の光吸収により生じる応答を測
定可能にする。
これらの室間の差圧変換器のダイアフラムに対して垂
直方法の振動により生じるノイズを補正するために、そ
れらの室間の差圧変換器のダイアフラムと平行面にある
ダイアフラムを有するさらなる変換器を各室の末端に付
加してもよい。
直方法の振動により生じるノイズを補正するために、そ
れらの室間の差圧変換器のダイアフラムと平行面にある
ダイアフラムを有するさらなる変換器を各室の末端に付
加してもよい。
他の重大な妨害源は室内への発汗である。これは、赤
外線用の入口を有する室を、乾燥剤を含む区画室と接続
することにより除外できる。これはまた、硬質の水を外
部に運ぶ水透過性膜によっても達成できる。
外線用の入口を有する室を、乾燥剤を含む区画室と接続
することにより除外できる。これはまた、硬質の水を外
部に運ぶ水透過性膜によっても達成できる。
以下、本発明を図面を参照しながら説明する。
図１は、選択された波長の赤外線を断続的に提供する
光集成装置を略図的に示す、 図２は、各種の細分した周波数を提供するのに使用す
るダイアフラムを示す、 図３は、ATRニードルプローブを有する光ファイバー
の側立面図を略図的に示す、 図４は、内部注入導管を有するATRニードルプローブ
の細部を示す、 図５は、注入ニードルに付着したATRニードルプロー
ブの細部を示す、 図６は、各波長について個別の入口ファイバーを備え
た、ATRニードルプローブを有する光ファイバー検出器
を示す、 図７は、皮膚に挿入したATRニードルプローブを略図
的に示す、 図８は、赤外線が皮膚に搬送された場合の、皮下組織
の熱応答を検出する検出器を示す、 図９は、別の態様の熱応答検出器を示す、 図10は、図９の熱応答検出器のさらなる改良型を示
す、 図11は、図10の検出器の変換器からの出口に付加され
る電気的接続を示す、 図12は、検出器上に担持された発光ダイオード型の赤
外線源を有する熱応答検出器を示す、 図13は、図９の型の二重検出器の底面図を示す、 図14は、図９の型の三重検出器の底面図を示す、 図15は、乾燥剤区画室を備えた検出器のもう一つの態
様を示す、 図16は、水透過性膜を備えた検出器のもう一つの態様
を示す、 図17は、グルコース透過膜を備えたATRニードルプロ
ーブ検出器のさらなる改良型を示す、そして 図18は、試料を透過する光を検出する検出器を示す。
光集成装置を略図的に示す、 図２は、各種の細分した周波数を提供するのに使用す
るダイアフラムを示す、 図３は、ATRニードルプローブを有する光ファイバー
の側立面図を略図的に示す、 図４は、内部注入導管を有するATRニードルプローブ
の細部を示す、 図５は、注入ニードルに付着したATRニードルプロー
ブの細部を示す、 図６は、各波長について個別の入口ファイバーを備え
た、ATRニードルプローブを有する光ファイバー検出器
を示す、 図７は、皮膚に挿入したATRニードルプローブを略図
的に示す、 図８は、赤外線が皮膚に搬送された場合の、皮下組織
の熱応答を検出する検出器を示す、 図９は、別の態様の熱応答検出器を示す、 図10は、図９の熱応答検出器のさらなる改良型を示
す、 図11は、図10の検出器の変換器からの出口に付加され
る電気的接続を示す、 図12は、検出器上に担持された発光ダイオード型の赤
外線源を有する熱応答検出器を示す、 図13は、図９の型の二重検出器の底面図を示す、 図14は、図９の型の三重検出器の底面図を示す、 図15は、乾燥剤区画室を備えた検出器のもう一つの態
様を示す、 図16は、水透過性膜を備えた検出器のもう一つの態様
を示す、 図17は、グルコース透過膜を備えたATRニードルプロ
ーブ検出器のさらなる改良型を示す、そして 図18は、試料を透過する光を検出する検出器を示す。
選択された波長帯域で赤外線を提供する光集成装置
は、図１に略図的に示されており、図中、２は広域帯域
光源であり、１は光源２からの光を、半透明反射面26a
と全反射面26bを含んでなるビーム分割装置の通過光を
ビーム20に集める凹面鏡である。この態様で提供される
光の２つのビーム20aおよび20bは、それぞれ測定波帯域
と対照波帯域用のフィルターf1〜f8で区画される回転可
能なフィルターディスク４の２つの異なる領域を搬送さ
れる。これらの２つのビーム20aと20bの光路では、回転
ダイアフラム３が２つのビーム間にその中心をもち、そ
して遮断セクターを有するように設置される。このダイ
アフラム３の回転によって、２つの光ビームはそのダイ
アフラム３の回転速度によって特定される同じ周波数で
細分され、そして点線の円で示されるようにビーム20a
と20bは、対応するビームの細分されたものが相外にな
るように位置付けられる。光集成装置は、センサーに光
を搬送する搬送手段に結合するための光学結合手段５に
２つの細分されたビームが向うように設計されている。
搬送手段は、光ファイバーであってもよく、あるいは搬
送が空気を介して直接的に行われてもよい。
は、図１に略図的に示されており、図中、２は広域帯域
光源であり、１は光源２からの光を、半透明反射面26a
と全反射面26bを含んでなるビーム分割装置の通過光を
ビーム20に集める凹面鏡である。この態様で提供される
光の２つのビーム20aおよび20bは、それぞれ測定波帯域
と対照波帯域用のフィルターf1〜f8で区画される回転可
能なフィルターディスク４の２つの異なる領域を搬送さ
れる。これらの２つのビーム20aと20bの光路では、回転
ダイアフラム３が２つのビーム間にその中心をもち、そ
して遮断セクターを有するように設置される。このダイ
アフラム３の回転によって、２つの光ビームはそのダイ
アフラム３の回転速度によって特定される同じ周波数で
細分され、そして点線の円で示されるようにビーム20a
と20bは、対応するビームの細分されたものが相外にな
るように位置付けられる。光集成装置は、センサーに光
を搬送する搬送手段に結合するための光学結合手段５に
２つの細分されたビームが向うように設計されている。
搬送手段は、光ファイバーであってもよく、あるいは搬
送が空気を介して直接的に行われてもよい。
図２は、ダイアフラム３のもう一つの態様を示す。こ
のダイアフラムは、２つのビームの一方の中心の回わり
を回転するように設計され、そしてそれは各組がダイア
フラムの同心円上に置かれる２組の開口部６を有し、開
口部の数と円の半径はそれぞれの組で異なる。半径の差
は、赤外線の２つのビーム間の距離に等しい。この態様
では、２つの光のビームは異なる周波数で細分される。
のダイアフラムは、２つのビームの一方の中心の回わり
を回転するように設計され、そしてそれは各組がダイア
フラムの同心円上に置かれる２組の開口部６を有し、開
口部の数と円の半径はそれぞれの組で異なる。半径の差
は、赤外線の２つのビーム間の距離に等しい。この態様
では、２つの光のビームは異なる周波数で細分される。
図３は、全反射減衰（ATR）原理に基づく検出装置を
略図的に示す。結合手段５からの光は、光ファイバー７
または光学装置27のファイバー束を通って搬送され、フ
ァイバー７由来の光はもう一つの光ファイバー28を通っ
て単一の末端ATRニードルプローブ28に向けられる。反
射光はファイバー28を通過して装置27に入り、フィルタ
ー10を通って検出器30に向けられる。ATRニードルの活
性領域は外表面に存在するので、この装置のさらなる態
様は図４に具体的に示されるような内部導管を有するAT
Rニードル29を有する。図５は、ATRニードル29が流体の
注入用の金属ニードル24に付着した類似の態様を示す。
略図的に示す。結合手段５からの光は、光ファイバー７
または光学装置27のファイバー束を通って搬送され、フ
ァイバー７由来の光はもう一つの光ファイバー28を通っ
て単一の末端ATRニードルプローブ28に向けられる。反
射光はファイバー28を通過して装置27に入り、フィルタ
ー10を通って検出器30に向けられる。ATRニードルの活
性領域は外表面に存在するので、この装置のさらなる態
様は図４に具体的に示されるような内部導管を有するAT
Rニードル29を有する。図５は、ATRニードル29が流体の
注入用の金属ニードル24に付着した類似の態様を示す。
図６では、ATRニードル29への入口ファイバーが個別
の半導体熱デバイス31にそれぞれ接続した数本のファイ
バーを含んでなる。各熱デバイス31間の単色IRファイバ
ー32とその対応するファイバーは、束になって各ファイ
バーが特定の光波帯域を搬送することを可能にする。フ
ァイバー用の特定の光波帯域は、単一熱バイパス31およ
びフィルターホイールで発生されてもよい。示していな
い別の態様では、デバイス31が選択された帯域の赤外線
をそれぞれ発光する狭い帯域の発光ダイオードであって
もよい。この場合には、単色IRフィルターは不要であ
る。反射光は、束33のコアファイバーを通って検出器30
まであと戻りする。
の半導体熱デバイス31にそれぞれ接続した数本のファイ
バーを含んでなる。各熱デバイス31間の単色IRファイバ
ー32とその対応するファイバーは、束になって各ファイ
バーが特定の光波帯域を搬送することを可能にする。フ
ァイバー用の特定の光波帯域は、単一熱バイパス31およ
びフィルターホイールで発生されてもよい。示していな
い別の態様では、デバイス31が選択された帯域の赤外線
をそれぞれ発光する狭い帯域の発光ダイオードであって
もよい。この場合には、単色IRフィルターは不要であ
る。反射光は、束33のコアファイバーを通って検出器30
まであと戻りする。
ATRニードル29は、図７に示されるように、皮膚８を
介して皮下組織17に挿入される。図４および５に示され
るように、ATRニードルプローブは、流体の注入導管を
有していてもよく、それが流体、例えばインスリンの皮
下注入用ニードルに接続される。
介して皮下組織17に挿入される。図４および５に示され
るように、ATRニードルプローブは、流体の注入導管を
有していてもよく、それが流体、例えばインスリンの皮
下注入用ニードルに接続される。
図８は、皮膚に搬送された赤外線の吸収の非侵入検出
器として使用できる検出器を示す。この検出器は識別室
15および対照室16、ならびに室15と16間の圧力差を測定
し、そしてリード線12を介して電気シグナル（このシグ
ナルは圧力差を表示する）を発生する差圧変換器14を含
んでなる。この対照室は、バックグランドノイズを消去
することにより応答容積を調節するためのスクリュー13
を有する。
器として使用できる検出器を示す。この検出器は識別室
15および対照室16、ならびに室15と16間の圧力差を測定
し、そしてリード線12を介して電気シグナル（このシグ
ナルは圧力差を表示する）を発生する差圧変換器14を含
んでなる。この対照室は、バックグランドノイズを消去
することにより応答容積を調節するためのスクリュー13
を有する。
赤外線は、光ファイバー10を通って光集成装置から識
別室へ搬送され、識別室の空気中を横断して皮膚に至
る。
別室へ搬送され、識別室の空気中を横断して皮膚に至
る。
照射ビームが皮膚を通過して皮下組織に入るので、一
定の分子が特定波長の光を吸収し、熱に変換する。次
に、この熱が表面に拡散し、室中の空気が圧力波を生じ
る。パルス化された光が加熱サイクルを刺激し、次いで
光のパルスと同じ周波数で室内に次々と圧力波を生じる
皮膚を冷却する。これは、圧力変換器14により検出さ
れ、電気シグナルに変換される。電気シグナルの大きさ
は、分子数または特定物質の濃度に比例して生じた熱量
に比例する。
定の分子が特定波長の光を吸収し、熱に変換する。次
に、この熱が表面に拡散し、室中の空気が圧力波を生じ
る。パルス化された光が加熱サイクルを刺激し、次いで
光のパルスと同じ周波数で室内に次々と圧力波を生じる
皮膚を冷却する。これは、圧力変換器14により検出さ
れ、電気シグナルに変換される。電気シグナルの大きさ
は、分子数または特定物質の濃度に比例して生じた熱量
に比例する。
検出器中の圧力波は、身体から生じる音波によって発
生する可能性があるのでノイズとなり、両室に達し、従
って等しい両室の圧力ダイアフラムは室間に置かれた変
換器ダイアフラムを動かさない。
生する可能性があるのでノイズとなり、両室に達し、従
って等しい両室の圧力ダイアフラムは室間に置かれた変
換器ダイアフラムを動かさない。
底部層からの熱は、表面まで拡散するのにより長くか
かるので、シグナルの遅延を使用して皮膚のより深い層
領域を相対的に選択することができる。この方法では、
真皮の脈管中の血糖濃度が測定できる。
かるので、シグナルの遅延を使用して皮膚のより深い層
領域を相対的に選択することができる。この方法では、
真皮の脈管中の血糖濃度が測定できる。
図９に示される他の態様では、赤外線が検出器の両室
に搬送される（試料波長の光は一つの室15に搬送され、
対照波長の光はもう一つの室15aに搬送される。変換器1
4は、２つの室15と15a間の圧力差を測定し、応答シグナ
ルはリード線12を介して測定装置に至る。
に搬送される（試料波長の光は一つの室15に搬送され、
対照波長の光はもう一つの室15aに搬送される。変換器1
4は、２つの室15と15a間の圧力差を測定し、応答シグナ
ルはリード線12を介して測定装置に至る。
２つの室間の圧力差が低いように対照ビームと試料ビ
ームの光照射を調節することによって、皮内で測定され
た特定物質の濃度が低い場合には、差圧変換器の非常に
改良された感度が、差圧変換器の感度を高めることによ
り得られる。
ームの光照射を調節することによって、皮内で測定され
た特定物質の濃度が低い場合には、差圧変換器の非常に
改良された感度が、差圧変換器の感度を高めることによ
り得られる。
図10に示されるような上記検出器のさらなる態様にお
いて、２つのさらなる圧力変換器14aおよび14bが、室15
および15a間の変換器14の反対側にある室の末端に加え
られ、そしてそれらのダイアフラムは変換器14のダイア
フラム面と平行な面となるように置かれる。２つのさら
なる変換器14aおよび14bは相互に向い合っているので、
それらのシグナルは、それらのダイアフラムがダイアフ
ラム面に垂直な方向の装置全体の動きに起因してそれら
のダイアフラムが相対的に動く場合にはそれらのシグナ
ルが逆になる。
いて、２つのさらなる圧力変換器14aおよび14bが、室15
および15a間の変換器14の反対側にある室の末端に加え
られ、そしてそれらのダイアフラムは変換器14のダイア
フラム面と平行な面となるように置かれる。２つのさら
なる変換器14aおよび14bは相互に向い合っているので、
それらのシグナルは、それらのダイアフラムがダイアフ
ラム面に垂直な方向の装置全体の動きに起因してそれら
のダイアフラムが相対的に動く場合にはそれらのシグナ
ルが逆になる。
変換器14aおよび14b由来のシグナルは、増幅され、バ
ランスがとられ、そして図１の電気的ダイアフラムによ
り示されるような差圧変換器14からのシグナルに電気的
に加えられる。リード線12aおよび12bからのシグナルの
１つは、増幅器34で転化されそして加えられ、そしてリ
ード線12上の特定のシグナルに追加のシグナルが加えら
れる。そうすることで、室の応答は増大し、水平振動に
起因するノイズは低減する。
ランスがとられ、そして図１の電気的ダイアフラムによ
り示されるような差圧変換器14からのシグナルに電気的
に加えられる。リード線12aおよび12bからのシグナルの
１つは、増幅器34で転化されそして加えられ、そしてリ
ード線12上の特定のシグナルに追加のシグナルが加えら
れる。そうすることで、室の応答は増大し、水平振動に
起因するノイズは低減する。
上記態様では、光は光集成装置から、光ファイバーま
たは他の種類の光搬送手段を介して検出器に搬送され
る。図12に示される別の態様では、光が表面発光ダイオ
ード37および37aによって検出器に光が生じ、それぞれ
試料波長および対照波長で赤外線が発光する。発光ダイ
オード37および37a由来の光は、室15および15aの空隙を
通って組織17に入る。生じた圧力変化が差圧変換器14で
測定され、その応答シグナルがリード線12によって測定
装置と計算装置まで搬送される。
たは他の種類の光搬送手段を介して検出器に搬送され
る。図12に示される別の態様では、光が表面発光ダイオ
ード37および37aによって検出器に光が生じ、それぞれ
試料波長および対照波長で赤外線が発光する。発光ダイ
オード37および37a由来の光は、室15および15aの空隙を
通って組織17に入る。生じた圧力変化が差圧変換器14で
測定され、その応答シグナルがリード線12によって測定
装置と計算装置まで搬送される。
発光ダイオードの使用は、制御手段に、そして測定装
置と計算装置に電気的な接続が必要であるにすぎないの
で、より可動性の検出器にすることができる。検出器
は、さらに光ファイバーを介して光集成装置と接続する
必要があるので可動性が低減する。ある程度固定される
従来の光搬送装置を使用する態様では、患者のサンプリ
ング部位に検出器を持ってくるのでなく、測定対象物を
装置の方へ持ってくる必要がある。
置と計算装置に電気的な接続が必要であるにすぎないの
で、より可動性の検出器にすることができる。検出器
は、さらに光ファイバーを介して光集成装置と接続する
必要があるので可動性が低減する。ある程度固定される
従来の光搬送装置を使用する態様では、患者のサンプリ
ング部位に検出器を持ってくるのでなく、測定対象物を
装置の方へ持ってくる必要がある。
上記熱検出器では、試料波長に対する組織の応答とそ
の対照波長に対する応答間の関係が測定されうる。これ
らの応答は、すべての試料波長と対照波長について順次
またはある程度重複して測定され、個々の関係が識別可
能になる。
の対照波長に対する応答間の関係が測定されうる。これ
らの応答は、すべての試料波長と対照波長について順次
またはある程度重複して測定され、個々の関係が識別可
能になる。
横方向の移動の影響を相殺しながら２つの波長、例え
ば試料波長と対照波長の同時測定を行う他の方法は、図
９に従う一対の装置からなる検出器を使用する。この態
様では、底面から見た場合に二重の検出器を示す図13に
示されるように４室115,115a,215および215aが提供され
る。これら二組の試料波長と対照波長は、光ファイバー
を通って対応する検出器ユニットに搬送され、これらの
二組の波長に対する組織の応答が変換器114と214によっ
て測定される。逆方向に向けられた検出器ユニットは、
縦振動に起因する２つの変換器114と214からのシグナル
が相互に加えられそして計算されることを意味する。
ば試料波長と対照波長の同時測定を行う他の方法は、図
９に従う一対の装置からなる検出器を使用する。この態
様では、底面から見た場合に二重の検出器を示す図13に
示されるように４室115,115a,215および215aが提供され
る。これら二組の試料波長と対照波長は、光ファイバー
を通って対応する検出器ユニットに搬送され、これらの
二組の波長に対する組織の応答が変換器114と214によっ
て測定される。逆方向に向けられた検出器ユニットは、
縦振動に起因する２つの変換器114と214からのシグナル
が相互に加えられそして計算されることを意味する。
同じ態様では、図９〜12の検出器が、三組の試料波長
と対照波長である三組の波長に対する応答の関係を測定
するように三重になっているので、測定時間の短縮と横
振動によるノイズの除去が図れる。このような三重検出
器は図14に底面図で示されている。試料室および対照室
は、それぞれ引用番号115,215,315および115a,215a,315
aで示され、赤外線は光ファイバーを通って各室に搬送
される。各搬送ファイバーは別個の波長を有する。
と対照波長である三組の波長に対する応答の関係を測定
するように三重になっているので、測定時間の短縮と横
振動によるノイズの除去が図れる。このような三重検出
器は図14に底面図で示されている。試料室および対照室
は、それぞれ引用番号115,215,315および115a,215a,315
aで示され、赤外線は光ファイバーを通って各室に搬送
される。各搬送ファイバーは別個の波長を有する。
上記のような熱検出器中を赤外線が搬送される室で
は、特に水の凝集が測定を妨げるので、このような室か
ら水および水蒸気を除去することに注意を払わねばなら
ない。これは、図15に示すように、室と接続した区画室
38（この区画室に乾燥剤を置いて脱水する）を提供する
ことにより実施される。他には、図16に記載されるよう
に、それぞれ室15,15aの内部と大気との間に水透過性膜
39を備えた室15,15aを提供することが可能である。
は、特に水の凝集が測定を妨げるので、このような室か
ら水および水蒸気を除去することに注意を払わねばなら
ない。これは、図15に示すように、室と接続した区画室
38（この区画室に乾燥剤を置いて脱水する）を提供する
ことにより実施される。他には、図16に記載されるよう
に、それぞれ室15,15aの内部と大気との間に水透過性膜
39を備えた室15,15aを提供することが可能である。
図３に示されるATRニードルプローブ29の性能は、ATR
ニードル（示していない）の外側に極めて薄い金属塗膜
を付してそれが表面プラズマ共鳴装置として作用するこ
とでさらに高められる。図17は、図３で示されるATRニ
ードルのさらなる態様を図示する。このプローブは、膜
40とATRニードル29との間に集める流体用の空隙41を伴
うグルコース透過膜40によって覆われている。さらに、
この膜は酵素（示していない）を組み込んでもよく、こ
の場合、ATRニードル検出器は流体空隙41の酵素反応生
成物を測定するのに使用される。
ニードル（示していない）の外側に極めて薄い金属塗膜
を付してそれが表面プラズマ共鳴装置として作用するこ
とでさらに高められる。図17は、図３で示されるATRニ
ードルのさらなる態様を図示する。このプローブは、膜
40とATRニードル29との間に集める流体用の空隙41を伴
うグルコース透過膜40によって覆われている。さらに、
この膜は酵素（示していない）を組み込んでもよく、こ
の場合、ATRニードル検出器は流体空隙41の酵素反応生
成物を測定するのに使用される。
図18は、結合装置（示していない）から光がレンズ
（示していない）を通って入力光ファイバー７に搬送さ
れ、流体が自由に入る間隙43を横断して鏡42aにより反
射され、そして搬送された光が鏡42bによって反射され
て出力光ファイバー10に入り、光検出器（示していな
い）に至るさらなる検出器を図示する。
（示していない）を通って入力光ファイバー７に搬送さ
れ、流体が自由に入る間隙43を横断して鏡42aにより反
射され、そして搬送された光が鏡42bによって反射され
て出力光ファイバー10に入り、光検出器（示していな
い）に至るさらなる検出器を図示する。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平１−305928（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−277042（ＪＰ，Ａ) 実開 昭47−35283（ＪＰ，Ｕ) 米国特許4882492（ＵＳ，Ａ) 米国特許4655225（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/145 G01N 21/35
Claims (19)
- 【請求項１】選択された複数種類の波長の赤外線の吸収
を測定することによってタンパク質および脂質のような
妨害成分の濃度にかかわりなく血液中の特定物質の生体
内測定方法を実施するための装置において、前記選択さ
れた複数種類の波長の赤外線は前記特定物質の含有につ
いて試験されるべき血液の持主の特定の組織に搬送され
る１〜40μｍの範囲の赤外線であって、少なくとも１種
類の波長は３〜10μｍの範囲から選択されたものであ
り、 当該装置は、 前記妨害成分及び測定されるべき特定物質の各々につい
て２種類の異る波長の赤外線を搬送するための手段、こ
こで一方の波長は前記妨害成分又は測定されるべき特定
物質が特異的吸収を示す測定波長であり、そして他方の
波長は前記妨害成分又は測定されるべき物質が低い吸収
を示す対照波長である； 皮膚中に又は皮膚上に置かれた検出器を使用して、搬送
された各波長について組織により吸収された照射光を測
定し、そして該吸収された照射光の表示である電気信号
を提供するための検出手段；並びに 前記妨害成分の濃度を計算するための、及び前記測定さ
れるべき物質の濃度を計算するためのコンピューター； を有し、 前記測定されるべき物質の濃度の計算は、当該物質につ
いての測定波長及び対照波長において妨害成分により惹
起される妨害吸収を考慮に入れて、当該物質についての
測定波長及び対照波長における吸収測定値を用いて行
い、前記妨害吸収の計算は、当該妨害成分の測定された
濃度及び実験的に導びかれた定数を考慮して行う、 ことを特徴とする装置。 - 【請求項２】前記特定物質がグルコースである、請求項
１に記載の装置。 - 【請求項３】前記赤外線搬送手段が前記広い波長範囲の
光および選択された狭い波長範囲の光をそれぞれ搬送す
る数個のフィルターを有することを特徴とする請求項１
又は２に記載の装置。 - 【請求項４】前記赤外線搬送手段が選択された波長の赤
外線をそれぞれ発光する数個の表面発光ダイオードを有
することを特徴とする請求項１に記載の装置。 - 【請求項５】前記赤外線搬送手段が光搬送手段用の光結
合手段上に光の焦点を当てる手段を有することを特徴と
する請求項１〜４のいずれか１項に記載の装置。 - 【請求項６】前記赤外線搬送手段が目的とする周波数に
おいてその赤外線搬送手段から搬送される光波帯域を細
分化するためのチョッパー手段を有することを特徴とす
る請求項１〜５のいずれか１項に記載の装置。 - 【請求項７】チョッパー手段が切欠きを有する回転性ダ
イアフラムであることを特徴とする請求項６に記載の装
置。 - 【請求項８】チョッパー手段が発光ダイオードまたは半
導体源の電圧印加を制御する電気回路であることを特徴
とする請求項６に記載の装置。 - 【請求項９】前記検出手段が、入力ファイバーと出力フ
ァイバーを有する光学ニードルプローブATRセル、およ
び前記出力ファイバーにおいて、測定された光吸収の電
気シグナルによって表示される出力シグナルを提供する
光検出器を有することを特徴とする請求項１〜８のいず
れか１項に記載の装置。 - 【請求項１０】前記検出手段が、測定点の皮膚に対して
設置された開口側を有する一組の室、および電気シグナ
ルによりそれらの室間の圧力の差を表示する差圧を測定
する圧力変換器を有することを特徴とする請求項１〜８
のいずれか１項に記載の装置。 - 【請求項１１】前記室の１つがその開口側の反対側に赤
外線搬送手段から搬送される赤外線用の入口を有するこ
とを特徴とする請求項10に記載の装置。 - 【請求項１２】前記両室がそれらの開口側の反対側に赤
外線搬送手段から搬送される赤外線用の入口を有するこ
とを特徴とする請求項10に記載の装置。 - 【請求項１３】さらなる変換器が各室の端で各室に付加
されており、そしてそのダイアフラムが室間の変換器の
ダイアフラムの面に平行面として置かれていることを特
徴とする請求項12に記載の装置。 - 【請求項１４】前記赤外線入口を有する各室が乾燥剤を
含む区画室と接続されているこを特徴とする請求項10〜
13のいずれか１項に記載の装置。 - 【請求項１５】前記赤外線入口を有する各室が硬質水透
過性膜による壁を有することとを特徴とする請求項10〜
13のいずれか１項に記載の装置。 - 【請求項１６】前記ATRニードルプローブセルが表面プ
ラズマ共鳴装置のように作用するような金属で被覆され
ていることを特徴とする請求項９に記載の装置。 - 【請求項１７】金属被覆ATRニードルプローブが、膜と
プローブ間の間隙を有するセルロース透過性膜で被覆さ
れうることを特徴とする請求項16に記載の装置。 - 【請求項１８】膜がグルコース特異性酵素または酵素系
を有してもよく、そしてATRプローブを使用してグルコ
ース分子の酵素反応生成物を測定することを特徴とする
請求項17に記載の装置。 - 【請求項１９】検出器が試料の測定が行われる流体試料
および搬送用の試料空間を有する光学素子と共に入力フ
ァイバーおよび出力ファイバーを有する光学装置を有す
ることを特徴とする請求項１〜８のいずれか１項に記載
の装置。
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| AUPK048990 | 1990-06-06 | ||
| AU0489 | 1990-06-06 | ||
| AU4310 | 1991-01-22 | ||
| AUPK431091 | 1991-01-22 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05507866A JPH05507866A (ja) | 1993-11-11 |
| JP3212996B2 true JP3212996B2 (ja) | 2001-09-25 |
Family
ID=25643880
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