JP3396222B2 - 生物学的マトリックス中のグルコース濃度の分析的決定のための装置 - Google Patents

生物学的マトリックス中のグルコース濃度の分析的決定のための装置

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Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は生物学的マトリックス中のグルコース濃度の
分析的決定（determination）のための方法および装置
に関する。
【０００２】
【従来の技術および発明が解決しようとする課題】
「生物学的マトリックス」という用語は体液または生
存している生物（living organism）の組織をあらわし
ている、本発明が関係している生物学的マトリックス
は、光学的に不均質（hetrogeneous）である、すなわ
ち、放射された光を散乱する散乱中心（scattering cen
tres）を多数含んでいる。生物学的組織、とりわけ、皮
膚組織のばあいにおいては、光散乱中心は細胞壁および
その組織に含まれる他の構成物によって形成される。
【０００３】 体液、とりわけ、血液は、光が多重に散乱される粒子
を含んでいるので、同様に光学的に不均質な生物学的マ
トリックスである。ミルクおよび食品材料化学において
研究された他の液体もしばしば、たとえば乳化した脂肪
小滴のかたちで、高い濃度で散乱中心を含んでいる。
【０００４】 特定の成分と反応して反応液の色変化などのように測
定量として測定しうる物理的に検出できる変化を生じる
試薬および試薬システムは、この種の生物学的マトリッ
クスの成分の定性的、および定量的な分析的決定のため
に一般に用いられている。既知濃度の標準サンプルによ
る較正によって、種々の濃度で測定された量とそれぞれ
の濃度とのあいだの相関関係が決定される。
【０００５】 これらの方法は高度に正確で感度のよい分析を可能と
するが、液体試料とくに血液試料を、分析（「侵入的分
析（invasive analysis）」）のために人体から抜き取
ることを必要とする。このサンプルの抜き取りは不快で
痛みがあり、感染の危険を生じる。
【０００６】 これは疾患が、大変頻繁に分析を必要とするときに、
とくにそうなる。この最も重要な例は糖尿病（diabetes
mellitus）である。この病気に関して、もし重大な副
次的な疾患および患者の危機的な状態を避けなければな
らないなら、血液のグルコース量をたいへん頻繁に、ま
たは連続的にすら測定することは重要なことである。
【０００７】 したがって、多数の方法および装置が、血液中、組織
中、および生体内の他の生物学的マトリックス中のグル
コースの決定のために、および非侵入的（non invasive
ly）測定のために提案されてきた。
【０００８】 生体内のグルコース含有量の物理化学的な（試薬を用
いない）決定についての検討はジェイ ディー ク ル
ス−ジャーレス（J.D.Kruse−Jarres）による「フィ
ジコケミカル デターミネーション オブ グルコース
イン ビボ（Physicochemical Determinations of Gl
ucose in vivo）」J.Clin.Chem Clin.Biochem.、26（19
88）、201〜208頁に示されている。原子核磁気共鳴（NM
R）、電子スピン共鳴（ESR）および赤外（IR）スペクト
ロスコピーは他の方法の中において、非侵入的方法とし
てその名があげられている。しかし、これらの方法のど
れもまだ実際的な重要性を獲得していない。これらのう
ちのあるものは、極端に大きくて高価な装置を要し、全
体的にみて日常的な分析には適さず、そして疑いなく、
患者を家庭でモニタリングするには適していない。
【０００９】 本発明は非侵入的分析方法のサブグループ（subgrou
p）に属しており、その方法においては、光が一次光（p
rimary light）として、生物学的マトリックスの境界を
形成する境界表面を通過して生物学的マトリックス中に
放射され、相互作用ののち生物学的マトリックスから二
次光（secondary light）として出てくる光の強度が測
定される。このような測定のため「検出測定」という用
語がこののち用いられる。この知られた方法において
は、一つのグルコース濃度の決定のために異なる波長で
いくつかの検出測定がなされる。生物学的マトリックス
中の分析物の濃度の（試薬を使用しない）測定値（meas
ure）である測定結果は、検出測定において測定される
二次光の強度のスペクトル依存性に由来するものであ
る。このような方法のために考慮された光の波長はふつ
う約300nmから数千nmのあいだ、したがって近紫外から
赤外のあいだのスペクトルレンジの中にある。「光」と
いう用語は光の可視スペクトルレンジに限定されると解
されてはならない。
【００１０】 このタイプのほとんどすべての方法は、分光学の原理
にもとづいている。基本的な原理は、放射された（特定
の波長の）一次光と、分析的決定を受ける分子の振動と
回転のふたつの状態の相互作用である。グルコースの基
底状態の振動と回転の状態は、2500nmより大きい波長の
IR領域においてみられる。このスペクトルレンジはグル
コースの非侵入的な分析的決定のために用いることがで
きない。なぜならば、それは水による強い吸収のためで
あり、その水は生物学的マトリックス中に高濃度でつね
に存在するからである。
【００１１】 近赤外（NIR）領域においては水による吸収は、より
小さい（いわゆる「水のトランスミッションウィンドウ
（water−transmission window）」である）。この範囲
におけるグルコースのスペクトル分析はグルコース分子
の基底状態の振動と回転からなる高調波と結合発振によ
る吸収にもとづいている（クルス−ジャーレスによって
EP−Ａ−Ｏ 426 358に引用されている記述を参照のこ
と）。
【００１２】 これらの原理にもとづく非侵入的なグルコースセンサ
を現実に作製することは、たいへんな困難に遭遇する。
その困難は、実効的な信号（グルコース濃度の変化によ
る吸収スペクトルの変化）がたいへん小さいこと、およ
びこの小さい信号が大きなバックグラウンドノイズと競
合する、とくに水ならびに他の強く吸収をおこす成分
（他のもののうち、赤血球色素ヘモグロビン（red bloo
dpigment hemoglobin））のスペクトル吸収から結果と
して生じる干渉信号の大きなバック グラウンドノイズ
と競合するという事実から結果として生じるのである。
多くの異なる試みがこの問題を解決するためになされて
きた：−差測定（differential measurement）が異なる
波長でなされ、第１の波長はグルコースができるだけ強
く吸収できるように選ばれ、他方、第２の波長が参照波
長として選ばれるので、異なるグルコース濃度において
吸収はできるだけ一定となっている（EP−Ａ−Ｏ 160
768）。
【００１３】 −USP5,028,978においては、コンピュータ調査がグル
コース吸収測定にとくに適していると推定される波長の
組合せを選ぶのに用いられている。その波長の組合せで
ある945nmと1015nmはとくに適しているとみなされる。
【００１４】 −WO−93/00856においては、吸光係数（extinction c
oefficient）ができるだけ類似するように２つの波長が
選択される。検出される信号が一致するようにこの２つ
の波長に関する２つの光線の強度は調節されている。グ
ルコース濃度の変化は２つの波長のあいだの差を示す信
号の変化として検出される。
【００１５】 より詳しいグルコースの非侵入的な分析的決定のため
の方法と装置はUSP5,086,229、USP5,178,142、SUP5,17
9,951、USP4,883,953、USP4,882,492およびPCT出願WO
92/17765とWO 90/07905のそれぞれに記載されている。
【００１６】 これらの努力にもかかわらず誰もまだ実際的、機能的
な非侵入的グルコースセンサを提供することに成功して
いない。グルコースのそれより数桁高い光学的吸収をも
つ物質の濃度の決定のため、スペクトル分析の原理にも
とづく生体内センサを使用する可能性は、もっと現実的
なものである。重要な例は、強く吸収をおこすヘモグロ
ビンとその酸化された形態（oxidized form）であるHbO
2である。これらのパラメータは血液の酸化状態に関す
る情報を提供するので、かかるセンサは酸素計として知
られている。非侵入的酸素計のための多くの異なる設計
と方法とが文献から知られている。WO 89/01758、US4,
867,557（EP−Ａ−Ｏ 286 142に対応）、EP−Ａ−Ｏ
353 619、EP−Ａ−Ｏ 104 772、WO 91/17697、WO
93/11701号（1993年６月24日公開）とUSP5,057,695、
USP4,223,680、USP4,295,470およびUSP4,824,242が、た
とえば、ここで引用される。
【００１７】 レーザ光散乱によるグルコースの定量的な決定のため
の方法および装置は、ヨーロッパ特許第0074428号明細
書に記載されている。該明細書においては、グルコース
分子が溶液中を透過した光線を散乱することと、グルコ
ース濃度がこれから導き出しうることが仮定されてい
る。この理論によると、測定の原理は、テストキュベッ
トまたは人体の調査される部分から出てくる透過光の空
間的な角度の分布からグルコース濃度についての情報を
うることである。とくに、透過光の強度は、グルコース
濃度に関係した変化ができるだけ大きいある角度領域に
おいて測定され、サンプルを通って直接通過してくる中
央の（central）光線において測定された強度と比較さ
れる。生体内の分析的決定のために耳たぶに関してのレ
ーザ光による透過測定が、唯一推奨される。
【００１８】 同様な科学的な疑問もまた、アイ エス チラ（I.S.
Chira）らの刊行物において議論されている： 「ライト スキャッタリング バイ ブラッド コンポ
ーネント アフタ サプライイング グルコース（Ligh
tScattering by Blood Components after Supplying Gl
ucose）」バイオメディカル テクニック（Biomed.Tech
nik）35（1990）102頁〜106頁。これは光散乱による、
液体中のグルコース濃度の決定の可能性を実験的に調べ
ている。著者らは、この目的のためには静的光散乱実験
（static light−scattering experiments）も光子相関
分光（PCS（photon correlation spectroscopy））によ
るものも適していないと結論している。
【００１９】
【課題を解決するための手段】
本発明の基本的な目的は、生物学的マトリックス中の
グルコースの分析的な決定のための方法を提供すること
である。そしてその方法は単純な装置で試薬なしで非侵
入的に働かせることができ、たとえば充分な長さの時間
のあいだで（連続的にモニタでき）被分析物濃度の変化
を観察するために、良好な分析精度をうることのできる
方法である。
【００２０】 この目的は、生物学的マトリックス中のグルコース濃
度を決定のための方法によって達成される。その方法
は、光が生物学的マトリックスを境界づけている境界面
を通って生物学的マトリックス中に一次光として放射さ
れ、該光が生物学的マトリックス中の光路（light pat
h）に沿って伝播し、境界面を通って生物学的マトリッ
クスから二次光として出てくる光の強度を測定する少な
くとも２つの検出測定と、グルコース濃度が検出測定に
よって測定された強度から評価アルゴリズムおよび較正
により導き出される評価ステップからなり、少なくとも
１つの検出測定が多重散乱した光の空間的に分解された
測定（spatially resolved measurement）であり、定め
られた放射サイト（irradiation site）において一次光
が生物学的マトリックス中へ放射され、定められた検出
サイト（detection site）において生物学的マトリック
ス中から出てくる二次光の強度が測定され、生物学的マ
トリックス中の散乱中心において多重に散乱した光、そ
の強度はグルコース濃度に特有のものである、を検出す
るように、検出サイトが放射サイトに対して関係づけら
れて位置づけられている。
【００２１】 本発明は、また、生物学的マトリックス中のグルコー
ス濃度の決定のための、とくに、本発明による方法を実
施するための装置を提供する。該装置は、生物学的マト
リックスの境界面への適用のために設けられている光透
過エリア、境界面の１つを通って生物学的マトリックス
中へ光を放射する放射手段、生物学的マトリックス中か
ら境界面を通って出てくる光の強度を測るための検出手
段、および測定された強度をグルコース濃度に対応する
信号に変換するデータ処理手段を備え、該放射手段は定
められた放射サイトの空間的に限られた放射を与えるよ
うに設計されており、かつ検出手段は定められた検出サ
イトで出てくる二次光の空間的に限られた測定のために
設計されており、生物学的マトリックス中の散乱中心に
おいて多重に散乱した光、その光はグルコース濃度に特
有の強度を有しているものである、を検出するように、
該検出サイトが放射サイトに対して関係づけられて位置
づけられている。
【００２２】 グルコース濃度の測定値特性が２つの検出測定がなさ
れる（好ましくは同じ測定波長であるが異なる光路で）
ことによって、数個の波長を測ることなしに決定されう
ること、そして少なくとも１つの検出測定が多重に散乱
した光の空間的に分解された測定であることが本発明の
特徴である。以前に知られている分光学的方法（とくに
NIR（近赤外）分光法）とは対照的に、グルコースの測
定の基礎は光学的吸収の決定ではない。むしろその波長
は好ましくはグルコースによる吸収が比較的低いスペク
トル領域において選ばれる。
【００２３】 図１は、水中のグルコースの吸収スペクトルを示す。
光の透過における、放射された強度に対する測定された
強度の比の常用対数（lg（I/Io））が1cmのキュベット
長さおよび４つのグルコース濃度、すなわち、０、１、
５ならびに10％について示されている。これらの４つの
濃度をあらわすスペクトルは約980nmの小さい波長領域
においてのみ、わずかに異なっているとみることができ
る。この波長において、純粋な水と10％のグルコース溶
液との測定された値の信号の最大の差は２％未満であ
る。他の波長においては、その差は一層かなり小さい。
この実験におけるグルコース濃度の変化量は実際の生理
学上のグルコース濃度よりも非常に大きい。100mg/dlの
生理学的な範囲内における現実のグルコースの変化に関
しては、980nmにおける吸収の変化は0.02％か、それよ
り小さい。測定信号Ｉのグルコース濃度Ｃとの関係にお
ける変化dI/dCは、以下において「相対的信号変化」と
よび、グルコース濃度の変化100mg/dl当たりの％で定量
的に表現されるであろう。
【００２４】 図２は約1100nmと2500nmのあいだの波長領域の近傍に
おける類似のスペクトルを示している。これは、純粋な
水と比較した０と600mg/dlとのグルコース濃度の差スペ
クトルである。負の値は純粋な水と比較して、より低い
吸収となることを示している。ここにおいて信号強度に
おける最大の有用な変化は合計で0.3％未満にしかなら
ず、したがって、グルコース濃度の変化100mg/dl当たり
平均で0.05％未満である。
【００２５】 図１と図２はともに、幅広いスペクトル領域にわたっ
てグルコース濃度への吸収の依存性はたいへん小さいの
で、生物学的マトリックス中での測定には実際のところ
役に立たないことを示している。透明なグルコース溶液
での光の透過測定において、相対的信号変化dI/dCがグ
ルコース濃度の変化100mg/dl当たり0.01％未満である波
長領域をグルコース濃度への吸収の小さい依存性をもつ
スペクトル領域と呼ぶ。
【００２６】 図１と図２に示される測定結果にもとづいて、約980n
m、1410nm、1890nm、2150nmにおける波長が、グルコー
スの分光学的な分析的決定のためにもっとも適した波長
であるとして考慮されなければならないであろう。
【００２７】 本発明の文脈においては、グルコース濃度へのグルコ
ース水溶液の吸収の小さい依存性を与えるスペクトル領
域が有利に用いられうる。特に、たとえば400nmと940nm
のあいだ、1020nmと1390nmのあいだ、1430nmと1880nmの
あいだ、1900nmと2050nmのあいだ、2250nmと2500nmのあ
いだの波長が適している。図１と図２においてローマ数
字によって示された波長領域がとくに好ましい。
【００２８】 すなわち、 I.400から600nm、 II.750から850nm好ましくは780から920nm、とくに好ま
しくは780から825または850から900nm、 III.1050から1350m、好ましくは1200から1300nmおよび IV.1600から1800nm、好ましく1630から1700nm、とくに
好ましくは1630nmから1670nmまたは1730nmから1770nm である。
【００２９】 測定は、好ましくは、本質的に単色（monochromati
c）であるべきである。ここでは、「単色」とは放射お
よび／または輻射された強度のほとんどは比較的狭い波
長領域に限られるという事実上の意味に解されるべきで
ある。半値幅（最大強度の半分での幅）は100nm未満、
好ましくは50nm未満であるべきである。グルコースの非
侵入的な分析的決定のための分光学的方法とは対照的
に、発光ダイオードまたは他の半導体光源のような比較
的広いバンド幅の光源（20nmより大きい半値幅をもっ
た）を、引き続くスペクトルの選択をすることなしに用
いることができる。これにより装置のコストをかなり低
減することができる。光源または一次光の「波長」がこ
こで言及されるとき、この表現はいつも最大強度の波長
のことをいう。
【００３０】 慣れ親しんでいる分光学的方法とは対照的に、ひとつ
の波長のみにおいて前記２つの検出測定がなされるなら
充分である。測定信号が本質的に波長に依存しないとい
う事実は、強く吸収する物質によって生ずる妨害がもっ
とも小さい測定のための波長領域の選択を可能にする。
802nm付近の領域において、測定された強度はHbとHbO2
がそこに等吸収点（isosbestic point）を有しているの
で、HbとHbO2との濃度比からほぼ独立している。1200か
ら1300nmの広い等吸収領域においてもまた同様である。
さらに、ヘモグロビンおよび水による吸収はこの領域に
おいて大体同じである。これは測定強度がHb、HbO2およ
びH2Oの比からとくによく独立しているという結果にな
る。
【００３１】 本発明の実験的テストで、比較的短い波長、とくに40
0から600nmのあいだの短い波長は、生物学的組織中でこ
れらの光の侵入の深さ（depth of penetration）が比較
的小さいので、とくに有利でありうることがわかった。
実験でのこの発見は、このことがとくに有利であると信
ずるに足る理由を与える。なぜなら、皮膚の最上層にお
いてさらに一様に（even）血液が分散するからであり、
かつ、多分、血糖とグルコース濃度とがよりよく相関す
るからである。
【００３２】 驚いたことに、本発明を基礎として、純粋なグルコー
ス溶液の吸収が比較的グルコース濃度に強く依存してい
る狭い波長領域においてすら、その吸収を基礎として予
測された変化よりもずっと大きい相対的信号変化dI/dC
がえられる。吸収がグルコース濃度にわずかしか依存し
ないことを示している波長領域においてすら、これは真
実である。相対的信号変化の値は個々の測定装置に依存
しているが、ヒトの皮膚上の測定においては一般に100m
g/dl当り0.5％より大きくなり、それゆえ吸収における
変化から予測されるであろう相対的信号変化よりも少な
くとも10倍大きい。
【００３３】 発明者の現在の知識の状態によると、この効果は以下
のように説明することができる。
【００３４】 グルコース濃度の変化の結果、グルコースが溶けてい
る生物学的マトリックス中に含まれる液体の屈折率の変
化が生じる。この屈折率の変化の結果、マトリックス中
に含まれる散乱中心上での光散乱が変化する。この変化
は、もちろん、個々の散乱プロセスにおいては極端に小
さい。この屈折率の変化はミリモル当たり約0.002％に
しか達しない。もし、類似の光路に沿って生物学的マト
リックスを通って通過してくる多くのフォトン（photo
n）による多数の散乱プロセスが検出されるなら、この
極端に小さい効果がグルコースの分析的決定のために実
際に利用することができることを発明者らは見出した。
【００３５】 したがって、散乱中心をとりかこんでいる生物学的マ
トリックス内の空間で屈折率に理想的に依存する散乱挙
動が決定されるように本発明における測定の方法が設計
されている。本発明によるこの機構は、たいへん感度が
よく、すなわち、測定信号の変化は、グルコース濃度の
比較的小さい変化と比べて、比較的大きいということが
わかってきた。生体内のグルコースの分析的決定のため
の知られているプロセスと比較して、増大された感度は
改善された選択性に結びつく。というのは、本発明にし
たがって用いられる多重散乱のバリエーションは、血液
および皮膚組織などの最も重要な生物学的マトリックス
のなかで本質的にグルコース濃度にのみ依存しているか
らである。
【００３６】 この驚くべき効果は、グルコースの分析的決定のため
本発明において用いられている多重散乱によって説明さ
れうる。本発明の方法は、したがって多重散乱により増
幅されたグルコース検出（MSAGD）もとよばれうる。
【００３７】 本発明を基礎として、光学的に不均質な生物学的マト
リックスの他の成分のスペクトル分析的決定においては
MSAGD法の基礎をなす効果はかなり妨害を示すことが推
定される。グルコース濃度の変化によってひきおこされ
る光路長の変化の補正のためのこのようなスペクトル分
析的方法において、多重に散乱された光の、少なくとも
１つの、空間的に分解された測定を実行することも、し
たがってまた有利である。このような方法は本発明の課
題と同様である。
【００３８】 多重散乱の必要性において、非侵入的な分析的決定の
ためにこれまで用いられた方法と比べて、MSAGD法は根
本的に異なっている。赤外分光においては、それは吸収
についての波長依存の測定にもとづいているが、光学的
散乱は妨害であるように感じられる。もし、少しでも可
能であるなら、光の散乱をほとんど起こさないヒトの体
の部分が、したがって、選択される。たとえば、NIR分
光学的決定は、前眼房（anterior chamber（atrium）of
the eye）において実施されるべきであるということが
提案されてきた。そしてそれは比較的透明で、したがっ
て非散乱液体を含んでいる（USP4,014,321）。
【００３９】 よりよい理解のために、研究室実験の結果が図３に示
されている。グルコース溶液に対して、そのスペクトル
が図１に示されるが、脂質3.5％を含むミルクが、他は
同一状態の測定で、体積で0.1％の濃度で添加された。
短い波長においてとくに大きいが、全体としてはほんの
軽微で連続的に波長に依存している相対的信号変化dI/d
Cの実質的な増大は、指摘されたスペクトルの全領域に
おいて明白である。そしてそれは、ミルクの添加は透明
なグルコース溶液を光学的に不均質なマトリックスへと
転換させ、そしてその中で分散されたミルク小滴がMSAG
D効果をひきおこす。
【００４０】 図１と図３の比較は、MSAGD信号が、強度における濃
度依存の変化（dI/dC）が実質的に波長に依存しないと
いう点で、吸収測定とも異なっていることを示してい
る。たとえば、放射された光の波長が100nm異なってい
るときすら、グルコース濃度におけるある変化は二次光
の強度の変化に概略等しいという結果となっている。こ
れとは対照的に、もし検出測定がグルコースの吸収にも
とづくなら、変化dI/dCは、より強い吸収がある波長領
域（吸収帯）において、弱い吸収領域におけるよりも実
質的に大きい。このことは測定波長として強く吸収する
波長および参照波長として弱く吸収する波長を選択する
ことによって分光学的測定において用いられる。この目
的のために、幅広いスペクトル領域において狭帯域の
（高度に分散している）測定（半値幅が10nmより小さく
しばしば1nmより小さいものを有する）が必要である。
【００４１】 本発明に関しては、測定波長に対する依存が最小であ
るため、狭帯域測定は必要ない。安価な半導体の発光体
（light emitter）（とくに、発光ダイオード）が、し
たがって付加的測定の必要なしに、一次側または二次側
の波長を選ぶために用いられうる。もし、数個の同じ波
長をもった発光体が用いられるなら、商業的に入手でき
る同じ公称波長の半導体が用いられるときに、本発明の
関係における適切な等価性が達成される。したがって本
発明にしたがう装置は、とくに小さく、軽く、そして安
価であるように構成されうる。それゆえ糖尿病患者のグ
ルコース濃度を連続して監視するのにとくに適してい
る。
【００４２】 実際の生物学的マトリックスに関してのMSAGD効果の
測定にとって、多重に散乱した光の空間的に分解された
測定（以下、「空間的に分解された散乱光の測定」（SR
SLM）と略記する）の条件が満たされる、すなわち、
「サイト依存（site−dependence）状態」および「多重
散乱状態」が観察されなければならないということが必
須である。
【００４３】 サイト依存状態とは、つぎのことをいうと理解され
る。すなわち、二次光の測定（EP−Ａ−０ 074 428と
は対照的に）が、ある方向または角度領域（角度依存測
定）においてマトリックスから反射または散乱される光
線の方には向けられないが、生物学的マトリックスの境
界表面のある定められた副次的領域（subregion）（エ
リア、場所）に向けられるということが理解される。そ
してそれは検出サイト（detection site）と呼ばれる。
一次光は、また、生物学的マトリックスの境界表面のあ
る定められた副次的領域に放射され、それは放射サイト
（irradiation site）とよばれる。このような測定はサ
イト依存検出測定（site−dependent detection measur
ement）とよばれる。
【００４４】 「放射サイト」と「検出サイト」という用語はこのよ
うにして幾何学的に、すなわち生物学的マトリックスの
境界表面の副次的領域として理解され、そこで個々の検
出測定において測定される強度に関して決め手となる光
線がその境界表面を通過してくる。したがって以下にお
いて、「遷移サイト（transition site）」という用語
は放射サイトと検出サイトに対する集合的（collectiv
e）な用語として用いられる。遷移サイト間の距離に関
して、以下になされる全ての記述は放射サイトの中心お
よび検出サイトの中心にそれぞれ言及する。円形サイト
における中心は中心点によって形成され、長手方向サイ
トにおける中心は中心線によって形成される。
【００４５】 「多重散乱状態」とは、つぎのように理解されるべき
である。すなわち、遷移サイト（すなわち放射サイトと
検出サイト）が互いに関連して配置されるので、生物学
的マトリックス中の散乱中心で多重に散乱された光が検
出され、その光の強度はグルコース濃度に特有のもので
ある。これに関連して、以下のことが注目される。
【００４６】 前記組織や前述の体液中において、フォトンの平均自
由行程の長さは波長および散乱中心のそれぞれの密度と
大きさに依存している。それは一般的には約0.01mmから
0.1mmのあいだにある。少なくとも10個、そして好まし
くは少なくとも約100個の散乱プロセスが放射サイトか
ら検出サイトに至る生物学的マトリックス中の光路上に
生じるべきである。生物学的マトリックス内の光路は放
射サイトと検出サイトのあいだの直接の位置関係よりも
常に（しばしば充分に）長い。しかしながら、実際には
放射サイトと検出サイトとの距離は一次光の個々の波長
における各々の生物学的マトリックス中のフォトンの平
均自由行程の長さの少なくとも10倍、好ましくは少なく
とも20倍に相当さすべきであると述べられている。
【００４７】 放射サイトおよび検出サイト間の最大距離は同様にフ
ォトンの平均自由行程の長さに依存している。個々のば
あいにおいて実験的に決定される限度を超えて信号の強
度がたいへん小さくなるため、信号／ノイズ比は不充分
である。放射サイトと検出サイトのあいだの距離は、好
ましくは30mmより短く、とくに好ましくは15mmより短く
なるべきである。さらに、もし生物学的マトリックス中
における散乱中心で多重に散乱される光だけが検出さ
れ、測定されるなら、二次光を測定するために用いられ
る検出器から一次光を注意深く遮へいすることが確実で
なければならない。
【００４８】 多重散乱は検出サイトに出てくる光に実質的に拡散特
性を生ぜしめる。すなわち、その強度は実際的に検出さ
れる出口の角度に依存しない。もし、一次光が干渉性
（coherent）であり、および／または分極され（polari
sed）ていれば、多重散乱はこれらの干渉性や分極性の
特性を実質的に失わせる。したがって、本発明において
（EP−Ａ−０ 074 428とは対照的に）一次光源として
レーザを用いることは一般的に必要でない。二次光に保
持されている光の分極の程度は、本発明に要求される多
重散乱状態に合うかどうかテストするのにも用いられ
る。二次光の分極の程度は、たとえば、放射された分極
された一次光のそれの10％より小さい。
【００４９】 SRSLMにおける放射サイトおよび検出サイトは大きく
異なった寸法および幾何学的形状を有しうる。唯一の最
も重要な要素は、SRSLMが、放射サイトと検出サイト
（検出の角度に対する依存性とは対照的に）の相対的位
置関係に依存する二次光の強度に関する情報を提供する
ことである。個々の検出サイトが対応する放射サイトか
ら異なる距離にある空間的に分解された多重散乱光の測
定の多くは、このように距離ｒに対する強度Ｉの関数的
な依存についての情報Ｉ（ｒ）を提供する。
【００５０】 放射サイトおよび、とくに検出サイトは、一般的にSR
SLMにおいて比較的大きい寸法を有しうる。しかし、特
定の放射サイトと検出サイトとを結ぶ距離（最短距離）
の方向において、遷移サイトが好ましくは2mm未満、と
くに好ましくは1mm未満の比較的小さい寸法を有する実
施態様がとくに好ましい。
【００５１】 空間的に分解された多重散乱光の測定において、検出
サイトは好ましくは放射サイトと同じ境界面に配され
る、すなわちSRSLMが「反射中」に実施される。しか
し、もし生物学的マトリックスの互いに向かいあってい
る２つの境界面またはエリアが近づきやすいならば、測
定が「透過中」になされることも可能であり、そこでは
放射サイトおよび検出サイトは生物学的マトリックスの
反対の境界面に配される。ここで検出サイトに出てくる
光の拡散の性質を考慮すると、「透過」および「反射」
の用語は、二次光がマトリックスから強く支配的（domi
nant）な好ましい方向に出てくるということを意味する
とは、もちろん解されるものではない。
【００５２】 少なくとも２つの検出測定での測定強度の値は、本発
明においては、評価アルゴリズムと較正を用いる方法の
評価段階においてグルコース濃度を決定（「導き出
す」）するのに用いられる。少なくとも第１のこれらの
検出測定は、SRSLMでなければならない。原則として、
第２の検出測定では異なった配置が用いられうる。
【００５３】 しかし、とくに好ましい選択は少なくとも２つの空間
的に分解された散乱光測定が実施される実施態様にあ
り、グルコース濃度がその測定値から導き出される。と
くに干渉のない、そしてこのような、グルコース濃度に
関する正確な情報が測定距離Ｄに対する強度Ｉの依存性
Ｉ（Ｄ）からえられ、それは少なくとも２つの空間的に
分解された測定によって決定されうる。この手順におい
て、２つの、または、さらに多くの空間的に分解された
散乱光測定が同じ波長で実行される。もし、１個以上の
発光体が用いられるばあい、波長が同じ公称波長の発光
ダイオードの通常のシリーズ製品の範囲に一致するので
あれば、充分である。
【００５４】 多数の、空間的に分解された散乱光測定を実行するこ
とおよびグルコース濃度を導き出すためにそれらを集合
的に用いることも、もちろん可能である。少なくとも２
つのこれらの測定にとって光路は実質的に互いに異なっ
ているべきである。もちろん、空間的に分解された散乱
光測定において、生物学的マトリックス中における多重
散乱のゆえに、「光路」という用語が生物学的マトリッ
クスの幾何学的に厳密に限定されたフラクション体積
（fractional volume）という意味に（キュベット内の
非散乱液の古典的な透過分光学のばあいのように）理解
されるものではない。それにもかかわらず、その用語
「光路」を用いることは意味をもつ。たとえば、生物学
的マトリックスのフラクション体積として理解され、そ
のなかで特定の放射サイトから来る光の特定のパーセン
テージ（たとえば70％）が伝播して検出サイトに到達
し、マトリックス中で多重に散乱される。
【００５５】 実際には、放射サイトと検出サイトのあいだの測定距
離が充分異なっているという事実によって、異なる光路
が２つの空間的に分解された散乱光の測定においてつく
られる。異なる光路によってひきおこされる二次光（検
出サイトの等しい面積に関連し、放射された一次光と等
しい強度をもつ）の強度の違いは、少なくともファクタ
ー（factor）３に達するべきであり、好ましくは少なく
ともファクター５、とくに好ましくは少なくともファク
ター10に達するべきである。
【００５６】 検出測定が同じ測定波長であるが放射サイトと検出サ
イトの異なる測定距離をともなって数回実行されるとい
う事実は、伝統的な分光学的なプロセスと比べて基本的
な差異を構成している。被分析物濃度の値をうるための
分光学的方法においては、検出測定はいくつかの異なる
波長であるが完全に同一の測定距離で実行される。測定
距離の変化により検出結果が誤って出るであろう。
【００５７】 とくに好ましくは、放射サイトと検出サイトのあいだ
の測定距離が等しい少なくとも２つの空間的に分解され
た散乱光測定がなされ、少なくとも放射サイトか検出サ
イトかのいずれか、好ましくは放射サイトと検出サイト
の両方が異なっている実施態様である。有利には、２つ
の異なる測定距離のそれぞれについてこのような測定が
なされる。
【００５８】 同じ生物学的マトリックスに関する、等しい長さの光
路を用いた２つの測定は、同じ結果を生ずるであろうか
ら、すなわち、追加的な測定によって追加の情報はえら
れないであろうから、このような実施態様は一見役に立
たないようにみえる。情報技術の用語で表現すると、同
じ測定距離を用いた追加の測定はリダンダント（redund
unt）である。しかし、本発明において、このようなリ
ダンダントな測定は、生物学的マトリックス（とくに皮
膚組織において）中における不均質性によっておこされ
うる測定誤差を認識および排除を可能にするので有利で
あることがわかった。
【００５９】 その少なくとも２つの検出測定は、好ましくは同時
に、または充分短い期間をあけてなされる。充分短いと
は、ここでは生物学的マトリックス中で測定の正確さの
ために有害であろう変化がおこらないグルコース濃度の
決定に用いられる測定のあいだの時間間隔のことを意味
している。このことは好ましくは、切り換えできる放射
手段および／または検出手段をそなえ、部品を動かすこ
となく遷移サイトの異なる組合せの選択を許容する装置
によって達成される。
【００６０】 ひとつの波長での測定は充分であるが、さらに追加的
な波長で測定をすることはあきらかに有用であり、とく
に干渉要因のよりよい排除を可能にする。これらの干渉
要因は、とりわけ散乱中心でおこりうる変化を含み、水
の吸収とヘモグロビンの吸収でおこりうる変化をもまた
含んでおり、そしてそれらは順に、調査されている生物
学的マトリックスのなかの血液の体積に直接依存してい
る。これに関連して、二次光の強度が血液の脈搏（bloo
d pulse）と体温によって影響されるということは事実
である。しかし、これらの影響はコントロールしうる。
血液の脈搏に関して、その方法は充分多数の脈搏期間を
通じて決定されることができ、または測定は脈搏と同期
して行なわれる。体温の変化はプロットすることがで
き、補償のために用いられる。かわりに、遷移サイトが
配されている検出エリアは、実際にサーモスタットで制
御されている。比較的高いエネルギー消費がこのような
温度調節に関係しているので、生体内の分析的決定のた
めの装置の測定エリアは、注意深く温度的に絶縁されて
いるべきである。
【００６１】 測定強度からグルコース濃度を導き出す評価段階にお
いては、評価アルゴリズムと較正とが必要である。この
点において、本発明は公知の分析決定方法と異なっては
おらず、前記に説明されているように測定された量（た
とえば、比色的な試験における色変化）をそれぞれの濃
度にわりあてるための較正を必要とする。
【００６２】 最も単純なケースで本発明におけるアルゴリズムは検
出測定の測定強度Ｉから中間値を導くための数学的操作
からなる。その中間値は判定結果Ｒとよばれる。第１と
第２の検出測定の測定強度のあいだの単純な比とするこ
とは、実用的に適していることがわかっている。測定結
果Ｒは、少なくとも２つの、しかし、好ましくはグルコ
ース濃度の知られている数個の標準サンプルとの較正に
よる方法でグルコース濃度Ｃに結びつけられている。
【００６３】 数学的にもっと精密な方法が、測定量と個々の濃度と
のあいだの相互関係（したがって、分析精度）を改善す
る分析的技術において、最近大いに用いられるようにな
ってきた。これらはその関係の最適な表現のために、指
数（exponential）または対数（logarithmic）の計算お
よびインタラクティブ（interactive）な方法とを含ん
でいる。さらに、影響的な要因（たとえば、とくに測定
サイトにおける温度と脈搏のように）を相関（correlat
ion）方法という手段によって、グルコース濃度と同様
に、測定された強度に影響をおよぼす補償をすること
は、分析精度の改善のために有利でありうる。複線形
（multilinear）、および非線形の数学的アルゴリズム
を、分析測定値の評価に影響を与える多数の要因の検出
および決定に用いることができる。これもまた本発明に
おいて可能であり、とくに分析的決定の基礎をともに構
成する遷移サイトの多様なペアリング（pairing）で多
数の検出測定がなされるときに有利でありうる。このば
あいに学習システム（learning systems）（神経ネット
ワーク）を使用することもまた有利でありうる。
【００６４】 検出測定の結果を適切な被分析濃度と結びつけるのに
適した評価アルゴリズムについての包括的な追加的な情
報は、前述の刊行物において見出しうる。
【００６５】
【発明の実施の形態】
本発明は、以下の図において概略的に表わされた実施
態様によってさらに充分に説明される。
【００６６】 図１は種々のグルコース濃度の第１の波長領域におけ
る水中のグルコースの吸収スペクトルを示す図である。
【００６７】 図２は、種々のグルコース濃度についての第２の波長
領域における純水に対する水中のグルコースの吸収スペ
クトルの差を示す図である。
【００６８】 図３は、グルコース溶液にミルクを添加したのちの図
１に対応するスペクトルを示す図である。
【００６９】 図４は、本発明の第１の実施態様の原理を示す斜視図
である。
【００７０】 図５は、本発明の第２の実施態様の原理を示す斜視図
である。
【００７１】 図６は、本発明の第３の実施態様の原理を示す斜視図
である。
【００７２】 図７は、本発明の第４の実施態様の原理を示す斜視図
である。
【００７３】 図８は、本発明の第５の実施態様の平面図における放
射フィールド（irradiation field）および検出フィー
ルド（detection field）の原理を示す斜視図である。
【００７４】 図９ないし図12は、生物学的マトリックスの境界面で
の放射サイトおよび検出サイトの種々の配置の原理を示
す図である。
【００７５】 図13は、本発明に適した測定ヘッドの実際の実施態様
の断面図である。
【００７６】 図14は、生物学的マトリックスに接している下側から
みた図13の測定ヘッドを示す図である。
【００７７】 図15は、図14の断面の拡大図である。
【００７８】 図16は、本発明と参考方法とでえられる分析結果のグ
ラフによる比較を示す。
【００７９】 図17は、指（finger）に関する分析的決定のための測
定装置の横断面図である。
【００８０】 図18は、図17の実施態様の平面図方向の断面図であ
る。
【００８１】 図19は、図17と図18とによる実施態様における測定デ
バイスの平面図である。
【００８２】 図20は、本発明に適した電子回路のブロック回路図で
ある。
【００８３】 図21は、図14に対応する計測ヘッドの別の実施態様の
図である。
【００８４】 図22は、ラインＳに沿って図21に示された計測ヘッド
の光透過エリア34を通る断面図である。
【００８５】 図１ないし図３はすでに説明されている。
【００８６】 光学的に不均質な生物学的マトリックス10は、図４か
ら図７に矩形のブロックとしてシンボル的に表わされて
いる。それは、上の境界面11aと下の境界面11bとによっ
て境界づけられている。実際、生物学的マトリックス
は、たとえば血液でありうる。このばあい境界面は、光
学的に透過性で、生体外の分析的研究がなされるために
血液が含まれている容器（キュベット）の内側の壁に沿
っている。もし、生物学的マトリックスが組織であるな
ら、組織の表面が境界面を形成する。
【００８７】 図４ないし図８は本発明にしたがい、多重散乱光の空
間的に分解された測定における生物学的マトリックス10
上の１個またはそれ以上の放射サイト12および１個また
はそれ以上の検出サイト14の、可能な配置の異なる変形
を明らかにしている。ここで、放射サイト12はふつう細
い、縦長の放射フィールド12a〜12fと検出サイトの縦長
の細い検出フィールド14a〜14iとして存在している。
【００８８】 遷移サイト12、14のこの種の縦長の形状は良好であ
り、受容できる生産コストにおいて適切な空間的な分解
の要求および放射、または測定された光の強度の要求と
のあいだの実際的な妥協案であることがわかった。遷移
フィールドの長さは、その幅の少なくとも３倍、好まし
くは少なくとも10倍大きくあるべきである。遷移フィー
ルドの平均幅は好ましくは2mm以下、とくに好ましくは1
mm以下である。しかし、同様の考えが、細長い形状の特
別な特徴が考慮される必要がないかぎり、遷移サイトが
点形状または丸形状をもつばあいにも適用される。
【００８９】 図４に示された実施態様において、一次光15が放射フ
ィールド12aを通ってマトリックス10の中へ放射され、
放射フィールド12aから異なった測定距離D1とD2を走
り、二次光17が２つの検出フィールド14aと14bから出て
きて検出される。
【００９０】 図５に示された実施態様においては、一次光15も放射
フィールド12bを通って生物学的マトリックス10の中へ
と入り、二次光17は２つの検出フィールド14cと14dを通
って出てくる。そこでは検出フィールドが、放射フィー
ルド12bからみて、横方向に測定距離D1とD2に配置され
ている。しかし、この実施態様おける検出フィールド14
cと14dは、一次光15が放射されてくる境界面11aの反対
側に位置する境界面11bに配置される。このような実施
態様においては、放射フィールドと検出フィールドが好
ましく配置されるので、遷移フィールドの少なくとも２
つの組において、出力フィールドの表面は放射フィール
ドの表面を直交しているいかなる直線光によっても交差
されない。いいかえると、検出フィールドは入力放射フ
ィールドの反対側に正確に位置すべきではなく、つねに
この横におかれるべきである。
【００９１】 図４の配置は「反射における」測定として記載され、
図５の配置は「透過における」測定として記載され、こ
れらの用語は既に議論された意味に理解されなければな
らない。
【００９２】 生物学的マトリックスがもし組織、とりわけ皮膚の組
織（皮膚）（cutaneous（skin））であるなら、一般
に、そのマトリックスの境界となる（すなわち皮膚の表
面）ただ１つの境界面だけが生体内の分析的測定におい
て影響を受けやすい。これはとくに本発明において言及
される人体のそういう部分についてあてはまり、すなわ
ち人体の指先、体幹（trunks）、爪上皮（nailbeds）、
強膜（sclerae）または上腕の内側などがそうである。
これらのばあい、反射法による測定のみが可能であり、
本発明においていかなるばあいにも好ましいものであ
り、マトリックスの同じ境界面上に一次光が放射されて
二次光が検出される。例外的なばあい、たとえば耳た
ぶ、口唇、舌または皮膚のひだ（すなわち親指と人差指
のあいだ）に関しては、２つの向かいあう境界面11aと1
1bを皮膚組織に関する生体内の分析的決定において用い
ることもできる。
【００９３】 図６に示される実施態様においては、一次光が２つの
放射フィールド12cと12dを通って生物学的マトリックス
10の中へ放射され、そして検出フィールド14eから出て
くる二次光17が検出される。放射フィールド12dと12c
は、検出フィールド14eから異なる測定距離D1とD2に配
置され、この結果、この実施態様において、生物学的マ
トリックス中の被分析物の濃度の測定値である１つの量
を２つの測定強度から導き出すために、対応する放射フ
ィールド12cまたは12dからの測定距離に依存して検出フ
ィールド14eから出てくる二次光を測定する可能性が再
び与えられる。
【００９４】 この実施態様において、明らかに２個の異なる放射フ
ィールドの一次光から結果として生ずる二次光の部分は
互いに分離されていなければならない。これは時間を分
割して放射することによって達成されるが、このばあ
い、放射は前述に与えられた定義の意味において、充分
狭い時間範囲内で実行されなければならない。かわりと
して、２つの放射フィールド12cと12dの中への放射のた
めに異なって変調された光（たとえば２つの異なった周
波数の）を用いることも可能である。対応する変調依存
（すなわち周波数依存）の検出、たとえばロックイン増
幅器（lock in amplifier）という手段を用いて、結果
として生ずる二次光の部分を測定することもまた可能で
ある。
【００９５】 図４ないし図６に示されたすべての実施態様におい
て、散乱光の空間的に分解された測定における放射サイ
トと検出サイトとのあいだの最大の測定距離D2は30mmで
ある。短い方の距離D1は少なくとも0.5mmであるべきで
あり、好ましくは少なくとも1mmである。いいかえる
と、固定された放射サイト12および変動しうる検出サイ
ト14を備えている図１の実施態様において、検出サイト
は検出エリア（detection area）16の中（図で破線によ
って指示される）にあるべきであり、検出エリア16は、
放射サイト12の中心からの距離が少なくとも0.5mm、好
ましくは少なくとも1mm、最大30mmである境界面11aの部
分を含んでいる。固定の検出サイト14および変更できる
放射サイト12を備えた図６の実施態様において、対応す
る数値が破線によって示された放射エリア18に当てはま
る。
【００９６】 図７は、放射フィールド12eから異なった距離で、多
数の変動しうる検出フィールド14fが検出エリア22の中
の境界面11a上に配置されうる実施態様を示している。
このことは、図示されているばあい、レンズ23としてシ
ンボル化される光学的映像システムを用いる映像平面
（image plane）24中で検出エリア22を映像化すること
によって達成される。映像面24において、好ましくは電
荷結合装置（CCD′ｓ）25である光感知素子（light−se
nsitive element）の２次元配置26がある。
【００９７】 光学的映像によって、ある特定の検出フィールドがCC
Dマトリックス25のある特定の領域に対応している。た
とえば、フィールド14fはCCDマトリックス25の列25f上
に映像化され、フィールド14gは列25g上に映像化され
る。ある特定の検出フィールドはこのようにして、光感
知素子の測定強度信号を処理することによって容易に選
択することができ、そこにおいては濃度を導き出すため
に、所望の検出フィールドが映像化される。
【００９８】 この実施態様から、「放射フィールド」および「検出
フィールド」または「放射サイト」および「検出サイ
ト」の用語は幾何学的に解釈されるべきであるというこ
とが明らかになる。分析装置の部品が生物学的マトリッ
クスの境界面に、たとえば、皮膚の表面に触れていて、
放射サイトまたは検出サイトに接触していることは絶対
的に必要なことではない。大切なことは単に、放射サイ
トおよび検出サイトが較測定距離に対して定められてい
ること、すなわち一次光が定められかつ限られた放射サ
イトで放射され、強度が測定される二次光が出てくるこ
とから、定められかつ限られた境界面のエリア（検出サ
イト）を知るといった方法で定められたサイトで二次光
が検出される、ことである。このような測定は、放射サ
イトと検出サイトのあいだの少なくとも２つの異なる光
路において、測定強度から分析的決定の特性を表わす量
を導き出すために実行されなければならない。
【００９９】 図８は明らかに、狭い縦長のフィールドの形状が直線
（図４〜図７に示すように）である必要はないことを示
している。丸いリングの部分の形をした入力放射フィー
ルド12fは境界面に対して垂直な方向から見た形で示さ
れている。２つの検出フィールド14hと14iは、同じよう
に入力放射フィールド12fからの異なる距離に、丸いリ
ング部分の形で同じようにのびている。丸いリングは、
ここでは同心であり、検出フィールド14hと14iは、した
がって、入力放射フィールド12fから等距離に走ってい
る。
【０１００】 良好な空間的な分解は、光ができるだけ幅狭く限定さ
れている（点形状の）入力放射サイトで放射され、か
つ、検出サイトがこの入力放射サイトのまわりの円また
は円の部分を形成するときにえられる。逆に、丸い入力
放射サイトとこの円の中心に位置づけられた点形状の検
出サイトを備えて機能させることも原理的に可能である
が、このばあい、信号強度はより低い。
【０１０１】 図４ないし図７に示すように、入力放射フィールドと
検出フィールドが互いに平行になっているとき、明らか
に、入力放射フィールドの直接的に反対の部分から到来
する光の部分のみならず、入力放射フィールドの縦長に
配置された部分から到来する光の部分が、縦長の検出サ
イトの各点で測定されるため、空間的な分解はより低
い。しかし、本発明の実際のテストにおいては、それに
もかかわらず、良好な結果はこのような配置によって達
成されうることがわかった。ここでの空間的な分解は図
４ないし７に示したようにフィールドの直線的な形と比
べてカーブした同心の曲線によって、より良好であるの
で、図８に示される実施態様はこの問題に対する妥協案
を示している。
【０１０２】 これらは一般に、遷移フィールドは一定の距離（中心
から中心までを計測した）D1とD2でのびているという状
態を満たすべきであるが、他のカーブした形状もまた可
能である。入力放射サイトと検出サイトが生物学的マト
リックスの同じ境界表面上に配置されているかぎり入力
放射サイトと検出サイトが本質的に一定の幅である帯47
（図８）によっていつも分離されているべきである。入
力放射フィールドに至る最短の関係（したがって距離矢
印D1およびD2の方向）において交差して測られた検出フ
ィールドの幅2mmより小さいか、好ましくは1mmより小さ
くあるべきである。
【０１０３】 図９ないし12は、概略的な表現で（境界面上の平面図
において）リダンダントな測定、すなわち、等しい測定
距離および等しい測定波長であるが、異なった放射およ
び／または検出サイトを備えたいくつかの空間的に分解
された散乱光測定が可能である異なる配置を示す。
【０１０４】 図９による実施態様においては、２個の縦長の矩形の
検出フィールド14kと14lが２個の同様の矩形の放射フィ
ールド12gと12hのあいだに等距離で配置されている。全
ての遷移フィールドは互いに平行になっている。最初の
測定距離D1は、放射フィールド12gと検出フィールド14k
の組合せ、および放射フィールド12hと検出フィールド1
4lとの組合せの両方によってセットアップされうる。第
２の、より大きい測定距離D2は遷移フィールド12gと14l
および12hと14kの組合せによってつくられている。
【０１０５】 図10は、２つの外側の放射サイト12をもつ対応する直
線配列を示している。５個の検出サイト14は、放射サイ
ト12のあいだを結ぶ直線上に等距離で配置されている。
このばあいは、すべての遷移サイトは大体丸い断面をも
ったドットである。方形や円のようなシンボル的な表現
は単に放射サイト12と検出サイト14との差を容易にする
ものである。５個の異なる測定距離D1ないしD5は、図に
示すように、異なる放射サイトと検出サイトとを備えた
この実施態様において２通りの異なる方法でセットアッ
プすることができる。
【０１０６】 図11に示された実施態様において、３個の放射サイト
12が６個の検出サイトと組み合わされている。放射サイ
ト12は直線上で等距離に配置されている。このばあい示
された検出サイト12は中心の放射サイトを取り巻く円周
上に位置している。それらは大体鏡像のように、放射サ
イトが配置されている直線上の両側のそれぞれに対称的
に分布している。中央の放射サイトからの等距離D1に検
出サイト14のそれぞれが配置されるように、中央の放射
サイト12に関連するこの配置において、６倍のリダンダ
ンシーが生じている。これらの放射サイトは、それぞれ
対応する距離D2からD4の点に位置する２個の検出サイト
と組み合されうるので、放射サイト12（明白性のためだ
けに上側の放射サイトに対する測定距離が図示されてい
る）の上側と下側とに関して全体として３つの異なる測
定距離D2、D3およびD4についての４倍のリダンダンシー
が生じている。各測定距離が放射サイト12と検出サイト
14の２つより多くの異なる組合せでセットアップされう
るので、かかる配置は比較的数少ない部品で高度のリダ
ンダンシーを許容している。
【０１０７】 とくに好ましいのは、少なくとも３個の異なる放射サ
イトと少なくとも３個の異なる検出サイトを備えた配置
であり、それは少なくとも３個の異なる放射サイトと検
出サイトとの組合せをもつ複数の異なる測定距離のセッ
トアップを可能にする。少なくとも３倍のリダンダンシ
ーは、他の２つの散乱光測定のうちの１つの散乱光測定
のいかなる偏差の検出をも可能にするという利点を有し
ている。一般的に、放射サイトと検出サイトは原理的に
交換されうる。しかしながら、コスト上の理由のため放
射サイトよりも多数の検出サイトを備えることが最も有
利である。
【０１０８】 図12に示されている実施態様においては、多数の放射
サイト12と検出サイト14は、それぞれの放射サイトが４
つの検出サイトによってとり囲まれ、かつそれぞれの検
出サイトが４つの放射サイトによってとり囲まれるよう
にして、チェッカーパターンのように交互に配置され
る。このような配置は数多くの異なる測定距離、すなわ
ち、放射サイトと検出サイトの多くの異なる組合せを備
えることを提供しうる。
【０１０９】 これらの図９ないし図12に示されるように、リダンダ
ンシー測定配置は生物学的マトリックスにおける非均質
性から生じうる測定誤差の認識および排除を可能にす
る。この目的のためいくつかの測定が、等距離であるが
異なる放射サイトおよび／または検出サイトを用いてな
され、そして比較される。もし、この調べられる生物学
的マトリックスの構造が均質なら、検出された二次光の
等しい強度（放射された一次光の等しい強度とともに）
が測定されるべきである。偏差が、干渉をおよぼす構造
物（たとえば傷あと、髪の毛または線維腫（fibroma
e））が、それは測定結果を誤らせるものであるが、皮
膚表面の調べられるエリアに存在しているという結論を
容認する。これはいろいろな方法で補正される。たとえ
ば、皮膚上に置いた測定ヘッドは皮膚の表面（「測定焦
点」）の調べるエリアを変更するために別の場所に配置
されうるので、不均質部分を測定焦点の外側に位置する
ことができる。適切な（いつも二倍以上の）リダンダン
シーがあれば、測定焦点の変更をすることなしに外部の
ものとして分離された個々の測定結果を認識し排除する
こともまた可能である。最後に、非常に多数の測定を行
なえば平均値の決定が可能である。これらの測定は明ら
かに組合せられうる。
【０１１０】 図７および図10とに示された実施態様におけるよう
に、放射サイトと検出サイトとの多数の異なった測定距
離が用いられうるとき、測定強度Ｉの推移（course）は
検出サイトと放射サイトとの測定距離Ｄに関して容易に
プロットされうる。多数の隣接した検出サイトがセット
されうるとき、とくに放射サイトおよび対応する検出サ
イトのあいだの距離に関連して検出された二次光のプロ
ファイルを表わす実質的に連続したカーブＩ（Ｄ）が結
果としてえられる。このばあいは、このような目的（た
とえばPLS）のために従来知られている適切な回帰アル
ゴリズム（regression algorithm）が分析的決定に特有
な量を導き出すのに用いられうる。
【０１１１】 多数の異なった副次的エリアが検出フィールドとして
用いられる検出エリアを備えた実施態様は、明らかに図
７に示される光学的映像化システム23なしに設計されう
る。とくに、シールド、光ガイドまたはそのような適し
た手段を用いて、光感知素子および／または発光体の二
次元配列を配置するために、特定の限られた境界面11a
の副次的エリアから出てくる二次光を個々の光感知素子
が検出することを確実にするために注意を払うことが可
能である。この種の設計は、とくに図10から図12までに
よる実施態様に適していて、モジュールに集積されるこ
とが可能である。
【０１１２】 もし、放射サイトと検出サイトのあいだの距離Ｄから
の二次光の強度Ｉの依存性が良好な空間的な分解によっ
て測定されるなら、本発明にとって有利である。放射サ
イト12および検出サイト14の両方は、したがって、２つ
のフィールドを結ぶ直線を横切る2mm以下、好ましくは1
mm以下の、小さい幅を有しているべきである。この種々
の、それによって種々の測定距離が形成されている検出
フィールドおよび／または放射フィールドは、好ましく
は空間的に分離されていなければならない（重なってい
てはいけない）。
【０１１３】 光感知素子（図７および図12のような）二次元配列に
よって多数の異なった検出サイトが検出されうる実施態
様は、以下に記載する一連の追加的な可能性を表わして
いる。これらにおいては、検出サイトは互いに隣接して
いなければならない。1cmにつき少なくとも２個の、好
ましくは４個の、とくに好ましくは８個の異なった検出
サイトが少なくとも一次元、好ましくは二次元に備えら
れるべきである。
【０１１４】 まずはじめに、皮膚（測定焦点）の表面上で定められ
た測定位置を再び見出すことが可能である。たとえばパ
ターン認識法（pattern recognition method）を用いて
特徴的な表面構造が認識されうる。かわりに、あるいは
付加的に、標識を皮膚上につけることができ（たとえば
NIR光に対してコントラストはあるがふつうの光では不
可視である墨入れの手段によって）、それは光感知素子
の二次元配列によって認識され、その位置が検出され
る。
【０１１５】 第２に、さまざまな強度プロファイル、それはたとえ
ば中央の放射サイトから半径方向にのびているが、皮膚
上の不均質部分による負の影響（negative influence
s）を認識して排除するために比較されうる。光感知素
子の二次元配列という手段によって検出され決定される
半径方向の強度の多数の分布のうち、好ましくは連続的
な強度プロファイルをもつものだけが用いられる。
【０１１６】 さらに、このような二次元の、光感知素子の配列によ
ってつくられた多量のデータのために、近代的な数学的
な評価方法を用いることができ、それは強度分布という
手段によって、種々の影響力のある要因の差（differen
tiation）を許容するものである。これらは組織構造の
影響とグルコース濃度の影響を見分ける可能性を含んで
いるものである。
【０１１７】 重要な可能性は、一方において吸収によって生じる強
度の変化と、他方において散乱によって生じる強度の変
化の分離である。この目的のために、強度プロファイル
が、光感知素子の二次元配列という手段によって、異な
る波長で測定されねばならない。少なくとも２つの異な
る波長の光がマトリックス中で交互に放射されて検出さ
れ、多数の放射サイトと検出サイトがマトリックス形式
で互いに密接に配置される配列を用いることが有利であ
ろう。いくつかの波長の利用は別として、放射サイトと
検出サイトとの規則正しく交互に配列しているチェスボ
ードのパターンを用いることは本質的ではないというこ
とを除いて、この配列は基本的に図12に対応している。
【０１１８】 異なる波長の数は主要な妨害（干渉）成分の数に１つ
の付加的な波長を加えたものに対応している。このよう
な３つの最も重要な干渉成分であるHb、Hbo2およびH2O
に関する実施態様においては、少なくとも４つの異なる
波長が好ましい。かかる測定結果から散乱係数と吸収係
数の影響は公知の方法によって分離されうる。MSAGD効
果についての本発明による知識を考慮して、このような
二次元の多数の波長の計測を用いると、たとえばスペク
トル分析にもとづくHbおよびHbO2の濃度の決定における
と同様に、グルコース濃度の決定において強く吸収する
物質の妨害となる影響を実質的に排除することが可能で
あり、逆に、同様にグルコース濃度の変化によってひき
起こされる干渉を実質的に排除することが可能である。
【０１１９】 図13ないし図15は、本発明に適していて、ヒトの組織
中における生体内のグルコース濃度の決定にとくに適し
ている計測ヘッドの現実の実施態様を示している。
【０１２０】 計測ヘッド30は計測ヘッドハウジング32に固定されて
いる一般に丸い円板形状で皮膚に接触している素子31を
有している。使用中は皮膚接触素子31が皮膚33の表面に
置かれ、軽く押される。その中心において正方形の光透
過エリア34があり、図15に拡大して示されている。それ
は光ファイバ29の５本の列35ないし39を含んでおり、図
示された例において、それぞれ平均直径0.25mmの32本の
ファイバからなる。光ファイバ29は光透過エリア34に配
置されるのでその端の表面が、表面42に接する共通のレ
ベルにあって、かつ、同じ高さになっており、皮膚接触
素子31が皮膚33上に置かれたとき、皮膚と直接接触する
ように配置される。
【０１２１】 光ファイバの列35は１個の放射サイトを定めている。
この列の光ファイバ29はこの目的のためにケーブル40に
よって中央ユニット（図示せず）に結合され、好ましく
は、たとえば発光ダイオードまたはレーザダイオードと
いった単色の光源がその中にあり、その光は光ファイバ
29の中へと放射されて、光源（図示せず）とともに皮膚
の表面上で定められた放射サイトの制御された光照射の
ための光放射手段27を形成している。
【０１２２】 光ファイバの列35のいくつかは、好ましくは光源の一
定不変性（constancy）を制御するのに用いられる。現
実的な実施態様においては、32本のファイバのうちの16
本は光を放射するのに用いられ、残りの16本のファイバ
は光の強度を制御するのに用いられ、後者は前者から分
離して束ねられ、光感知素子に導びかれている。
【０１２３】 計測ヘッド30に配置された光ダイオードは、たとえ
ば、計測レシーバまたは検出器として用いられうる。好
ましくは、共通の計測レシーバは、可能な検出サイトを
定めている光ファイバ29の列36ないし39のそれぞれに備
えられている。これらの列の光ファイバはともに束ねら
れ、光ファイバから出てくる光がそれによって検出され
る計測レシーバによって導びかれている。光ファイバ29
の列36ないし39は、計測レシーバ（図示せず）とともに
一定の検出サイトに出てくる二次光の特定の測定のため
の検出手段28を構成している。
【０１２４】 列35ないし39の光ファイバの端の表面は、下から光放
射エリア34との境界をつくり、皮膚と接触する表面42と
同じ平面で終っているか、またはこれからわずかに上が
っている。これは光が列36ないし39によって定められる
検出サイトの１つに対して列35によって定められる放射
サイトから直接皮膚の表面に沿って通過することを防
ぐ。明らかに計測ヘッド30の内側の異なる列のグラスフ
ァイバは注意深く光学的に互いに分離されているので、
一次光が検出手段に透過されうることはない。
【０１２５】 計測ヘッド30は糖尿病患者の血糖の連続監視のために
とくに有用である。この目的のために、それは適したサ
イト、たとえば腹部の上部の皮膚に固定される。これ
は、たとえば、接着テープによってなされうる。接触表
面42は充分にしっかりと圧力をかけても押しつけるべき
である。
【０１２６】 周囲の光は、光透過エリア34の直径よりも充分に大き
い直径を有する皮膚接触素子31上のリング31aによって
ブロックされる。それは不透明な材料からなり、皮膚上
の端31bで終っている。代わって、または付加的に、干
渉する光の影響を最小にするために一次光は特定の周波
数で変調され、選択的に狭帯域の周波数依存型の検出回
路（たとえばロックイン増幅器）によって検出されう
る。
【０１２７】 光放射エリア34はリング形状の加熱エリア41によって
囲まれていてその中には表面抵抗ヒータがある。これは
予め定められた温度、たとえば37℃にNTCレジスタとPD
レギュレータを用いて調節されうる。
【０１２８】 図16は、一方は参考方法によって他方は本発明（図13
ないし図15による実施態様）による装置によってえられ
た分析的決定の結果を示している。１リットルあたりミ
リモル単位の濃度Ｃが時間ｔに対して分単位でプロット
されている。連続線45は、参考方法として用いられた被
験血液中のグルコースの、酵素を用いた分析的決定の結
果を示していて、矩形の印46は本発明にしたがう装置を
用いてえられた測定点である。
【０１２９】 以下の計測条件は本発明にしたがう実施例において用
いられた。
【０１３０】 図13ないし図15を示される計測ヘッドが用いられた。
1mWの発光ダイオードからの波長850nmの光が光ファイバ
の列35を通って皮膚の中へと放射され、列38と列39によ
って検出された。列35から（およびその結果、放射フィ
ールドから検出フィールドに至る距離）列38および列39
への距離はそれぞれ3mmと5mmであった。
【０１３１】 列39上で測定された光の強度I1の、列38上で測られた
光の強度I2に対する比は、濃度に特徴的な量Ｒを導き出
すためにつくられた。この量Ｒ＝I1/I2は式Ｃ＝ａ＊Ｒ
＋ｂによる直線較正にしたがっている。
【０１３２】 図16に示された結果は、慣例的に生体外の血液中で測
定された量と、５時間半の期間にわたって本発明にした
がって生体内の組織中で測定された量がすばらしく一致
していることを示す。
【０１３３】 図17および図18は、指51中のグルコース濃度の決定の
ための計測支持体50を示している。ここで指51は、好ま
しくはアルミニウムか、他の良好な熱伝導材でつくられ
た支持ブロック53で形成されたフィッティングチャネル
52中に挿入され、サーモスタットでコントロールされた
加熱システムを用いて、ある程度通常の体温以上のある
特定された温度に導かれる。
【０１３４】 側面でチャネル52を制限している側面部材54は、チャ
ネル52の幅が患者の指51にフィットするように調節でき
るように動くことができる。固定部材55は、上から指51
を固定するために備えられている。これらは指51に向か
ってスプリング（図示せず）のテンションによって片一
方に寄せられている。
【０１３５】 支持ブロック53、側面部材54および固定部材55の全て
が、挿入方向においてチャネル52を制限している止め具
（stop）56とともにクランプを構成しており、そのクラ
ンプによって指51が、一般に58として指示される計測装
置に関連して最も正確な再現が可能な位置に定められ
る。
【０１３６】 放射手段27が、計測装置58において、発光ダイオード
（図示せず）および光ガイドチャネル59によって形成さ
れており、一次光がこれらを通って平らで指先51の下側
の約1mm直径の丸い入力放射サイトの方に向けられてい
る。半円形の検出フィールド14kから14mとして３つの検
出サイト14は同心状に入力放射サイト12のまわりの検出
エリア16に設けられている。図19においてさらに明白に
示されるように、検出手段28は、それぞれきつく束ねら
れ、その終点の表面が皮膚接触表面42で半円状に光ガイ
ドチャネル59をとり囲む光ファイバ29の列、ならびに検
出サイト14k、14lおよび14mのそれぞれからの光の光電
気検出器とからなる。放射手段27は注意深く仕切り62に
より検出手段28から遮へいされている。
【０１３７】 赤外温度センサ60は温度計測サイト61の方に向けられ
ており、できるだけ検出エリア16に近接しているべきで
ある。
【０１３８】 本発明にともなう試験的な作業においては、体の特定
の一部分と計測装置の皮膚接触表面とのあいだの接触圧
力が充分に高くて再現可能であることがわかった。図17
と図18に示された実施態様においては、これが、上から
指先を押しつける圧力おもり63によって達成される。約
300p（ポンド）の圧力が達していることがわかってい
る。
【０１３９】 図20は実施例として、本発明にしたがう計測装置のた
めの評価手段として適した電子回路65のブロック回路ダ
イヤグラムを示している。発振器66によって制御される
電流電圧変換器67は、光源として働く発光ダイオードに
流す電流を供給している。発光ダイオード68は放射され
る光の強度の定常性を改善するために、光学的にNTCに
よってモニタされうる。
【０１４０】 測定レシーバ（フォトダイオード）70a〜70cの出力信
号は、プリアンプ71a〜71cを経由してロックイン増幅器
72a〜72cに接続されていて、それに発振器66の信号もま
たリファレンスとして接続されている。ロックイン増幅
器72a〜72cの信号はA/D変換器ユニット73によってデジ
タル化され中央マイクロコンピュータユニット73に送ら
れる。後者はまた、検出エリアにおける温度の測定のた
めNTC69（プリアンプ69aによって増幅された）の信号を
受けとり、および温度センサ75（プリアンプ75aによっ
て増幅された）の信号を受けとる。温度センサ75（図17
に示した実施例のIRセンサ60のような）は、好ましくは
直接接触することなく機能する。
【０１４１】 図21および図22に示したもうひとつの実施態様におい
ては、半導体光レシーバ80（たとえばフォトダイオー
ド）が検出手段28として、計測ヘッドの皮膚接触素子31
の光透過領域34における皮膚接触表面42上に直接に、マ
トリックスタイプのパターンにおける光放射手段27とし
ての半導体発光体81（たとえば発光ダイオード）ととも
に交互に配置される。図22において明らかに見ることが
できるように、半導体発光体80と半導体光レシーバ81が
同じ部品83中に集積される。そして構造的に詳細な説明
なくして単に概略的に配置が示されている。その部品は
実際にはエレクトロニクスにおける慣例的な集積方法に
よって、たとえばチップまたはハイブリッド技術におけ
る単一基板集積によって製造されうる。発光体81と光レ
シーバ80の両方が光学的に皮膚の表面に直接接触してお
り、隣接した素子に対向して遮へいされていることが重
要であり、その結果定められた放射サイトの中へ光を放
射することができ、それぞれの定められた検出サイトに
おいてそれを検出することができる。
【０１４２】 図示された実施態様は、たとえば、より詳細に前述さ
れているように、強く吸収する物質による干渉をよりよ
く排除するために２つの異なる波長で測定をすることを
許容する。図において第１の波長に対して半導体発光体
81aおよび半導体光レシーバ80aは白で示され、他方、第
２の波長に対する半導体発光体81bと半導体光レシーバ8
0bは影をつけて示されている。
【０１４３】 図に示されたすべての実施態様において、異なる測定
距離Ｄをセットすることおよび（必要ならば）異なる波
長を選択することは部品を動かすことなく達成される。
これはふつうコストと信頼性の観点から有利である。本
発明に関して部品を動かすことを有する選択ももちろん
可能である。異なる測定距離Ｄはこのように光放射手段
27または検出手段28のいずれかを動かすことによって、
たとえば、スピンドルドライブを用いてセットされう
る。測定距離Ｄに関数的に依存する強度ＩのＩ（Ｄ）は
このばあいドライブの段階的な調節によって決定されう
る。
【０１４４】 特別なばあいにおいては、たとえば妨害となる量の検
出のためには狭帯域の波長範囲用の放射および／または
検出手段を設けることが適切かもしれない。この目的の
ために第１の側面または第２の側面に格子タイプのモノ
クロメータが備えられうる。
【０１４５】
【発明の効果】
本発明によれば、単純な装置で試薬なしで非侵入的に
働かせることができ、たとえば充分な長さの時間のあい
だで（連続的にモニタでき）被分析物濃度の変化を観察
するために、良好な分析精度をうることのできる。 ［図面の簡単な説明］
【図１】 種々のグルコース濃度の第１の波長領域における水中
のグルコースの吸収スペクトルを示す図である。
【図２】 種々のグルコース濃度についての第２の波長領域にお
ける純水に対する水中のグルコースの吸収スペクトルの
差を示す図である。
【図３】 グルコース溶液にミルクを添加したのちの図１に対応
するスペクトルを示す図である。
【図４】 本発明の第１の実施態様の原理を示す斜視図である。
【図５】 本発明の第２の実施態様の原理を示す斜視図である。
【図６】 本発明の第３の実施態様の原理を示す斜視図である。
【図７】 本発明の第４の実施態様の原理を示す斜視図である。
【図８】 本発明の第５の実施態様の平面図における放射フィー
ルド（irradiation field）および検出フィールド（det
ection field）の原理を示す斜視図である。
【図９】 生物学的マトリックスの境界面での放射サイトおよび
検出サイトの種々の配置の原理を示す図である。
【図１０】 生物学的マトリックスの境界面での放射サイトおよび
検出サイトの種々の配置の原理を示す図である。
【図１１】 生物学的マトリックスの境界面での放射サイトおよび
検出サイトの種々の配置の原理を示す図である。
【図１２】 生物学的マトリックスの境界面での放射サイトおよび
検出サイトの種々の配置の原理を示す図である。
【図１３】 本発明に適した測定ヘッドの実際の実施態様の断面図
である。
【図１４】 生物学的マトリックスに接している下側からみた図13
の測定ヘッドを示す図である。
【図１５】 図14の断面の拡大図である。
【図１６】 本発明と参考方法とでえられる分析結果のグラフによ
る比較を示す。
【図１７】 指（finger）に関する分析的決定のための測定装置の
横断面図である。
【図１８】 図17の実施態様の平面図方向の断面図である。
【図１９】 図17と図18とによる実施態様における測定デバイスの
平面図である。
【図２０】 本発明に適した電子回路のブロック回路図である。
【図２１】 図14に対応する計測ヘッドの別の実施態様の図であ
る。
【図２２】 ラインＳに沿って図21に示された計測ヘッドの光透過
エリア34を通る断面図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (31)優先権主張番号 ０４５７／９３ (32)優先日 平成５年４月21日(1993．4．21) (33)優先権主張国 デンマーク（ＤＫ） (31)優先権主張番号 Ｐ４３１４８３５．２ (32)優先日 平成５年５月５日(1993．5．5) (33)優先権主張国 ドイツ（ＤＥ） 前置審査 (72)発明者 ベッカー、ディルク ドイツ連邦共和国、デー―69115 ハイ デルベルク、キルヒシュトラーセ 14 (56)参考文献 特開 平２−163634（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−173535（ＪＰ，Ａ) 特開 昭54−123084（ＪＰ，Ａ) 実開 平１−151241（ＪＰ，Ｕ) 特公 平１−55010（ＪＰ，Ｂ２) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/00 A61B 5/145 A61B 10/00

Claims (14)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】生物学的マトリックス中のグルコース濃度
    を決定するための装置であって、 生物学的マトリックスの１つの境界面への適用のために
    設けられている光透過エリア（34）、生物学的マトリッ
    クスの境界面（11a、11b）の１つを通り生物学的マトリ
    ックス（10）中に光を放射するための放射手段（27）、
    生物学的マトリックス（10）から該生物学的マトリック
    スを境界づけている境界面（11a、11b）を通って出てく
    る光の強度を測定するための検出手段（28）、および測
    定された強度をグルコース濃度に対応する信号に変換す
    る評価手段とを備え、 放射手段（27）は定められた放射サイト（12）の空間的
    に限られた光照射を与えるために設計されており、また
    検出手段（28）は定められた検出サイト（14）で出てく
    る二次光の空間的に限られた測定のために設計されてお
    り、生物学的マトリックス（10）中の散乱中心（19）に
    おいて多重に散乱した光を測定するように、検出サイト
    （14）が放射サイト（12）に対して相対的に、放射サイ
    ト（12）の中心から最大30mmの測定距離を離間して位置
    づけられ、実質的に同一の波長をもつ少なくとも２つの
    放射手段（27）が設けられており、該手段が、空間的に
    オーバーラップしておらず、検出サイトから異なる測定
    距離を離間して配置された、異なる放射サイトの光照射
    のために設けられていることを特徴とする装置。
  2. 【請求項２】生物学的マトリックス中のグルコース濃度
    を決定するための装置であって、 生物学的マトリックスの１つの境界面への適用のために
    設けられている光透過エリア（34）、生物学的マトリッ
    クスの境界面（11a、11b）の１つを通り生物学的マトリ
    ックス（10）中に光を放射するための放射手段（27）、
    生物学的マトリックス（10）から該生物学的マトリック
    スを境界づけている境界面（11a、11b）を通って出てく
    る光の強度を測定するための検出手段（28）、および測
    定された強度をグルコース濃度に対応する信号に変換す
    る評価手段とを備え、 放射手段（27）は定められた放射サイト（12）の空間的
    に限られた光照射を与えるために設計されており、また
    検出手段（28）は定められた検出サイト（14）で出てく
    る二次光の空間的に限られた測定のために設計されてお
    り、生物学的マトリックス（10）中の散乱中心（19）に
    おいて多重に散乱した光を測定するように、検出サイト
    （14）が放射サイト（12）に対して相対的に、放射サイ
    ト（12）の中心から最大30mmの測定距離を離間して位置
    づけられ、少なくとも２つの検出手段（28）が設けられ
    ており、該手段が、空間的にオーバーラップしておら
    ず、検出サイトから異なる測定距離を離間して配置され
    た、２つの異なる検出サイトにおいて、生物学的マトリ
    ックスから出てくる二次光の空間的に制限された測定の
    ために設けられていることを特徴とする装置。
  3. 【請求項３】前記検出サイト（14）が、異なる測定距離
    の少なくとも１つが最大15mmである請求の範囲第１項ま
    たは第２項記載の装置。
  4. 【請求項４】検出手段が光感知素子（25、80）の二次元
    アレー（26）からなる請求の範囲第１項、第２項または
    第３項記載の装置。
  5. 【請求項５】光透過エリア（34）に複数の光レシーバ
    （80）が１つの部品（83）に集積されている請求の範囲
    第４項記載の装置。
  6. 【請求項６】生物学的マトリックスを通る以外の他の経
    路によって一次光が放射手段から検出手段に透過するこ
    とを防ぐために、光遮断手段（62）が設けられている請
    求の範囲第１項、第２項、第３項、第４項または第５項
    記載の装置。
  7. 【請求項７】検出サイト（14）への最短の位置関係によ
    って定義される方向における放射サイト（12）の寸法
    が、2mm未満である請求の範囲第１項、第２項、第３
    項、第４項、第５項または第６項記載の装置。
  8. 【請求項８】検出サイト（14）への最短の位置関係によ
    って定義される方向における放射サイト（12）の寸法
    が、1mm未満である請求の範囲第１項、第２項、第３
    項、第４項、第５項、第６項または第７項記載の装置。
  9. 【請求項９】放射サイト（12）への最短の位置関係によ
    って定義される空間方向における検出サイト（14）の寸
    法が、最大2mm、好ましくは最大1mmである請求の範囲第
    １項、第２項、第３項、第４項、第５項、第６項、第７
    項、第８項記載の装置。
  10. 【請求項１０】検出サイト（14）および／または放射サ
    イトが長く狭いまっすぐな、またはカーブした検出フィ
    ールド（14a〜14m）の形である請求の範囲第１項、第２
    項、第３項、第４項、第５項、第６項、第７項、第８項
    または第９項記載の装置。
  11. 【請求項１１】異なる測定距離の差が、二次光の強度が
    少なくとも3:1、好ましくは少なくとも5:1、とくに好ま
    しくは少なくとも10:1の比率になるようにされてなる請
    求の範囲第１項、第２項、第３項、第４項、第５項、第
    ６項、第７項、第８項、第９項または第10項記載の装
    置。
  12. 【請求項１２】検出サイト（14）における温度を測定
    し、評価アルゴリズムにて考慮する手段を含む請求の範
    囲第１項、第２項、第３項、第４項、第５項、第６項、
    第７項、第８項、第９項、第10項または第11項記載の装
    置。
  13. 【請求項１３】検出サイト（14）の温度を一定に保つ手
    段を含む請求の範囲第１項、第２項、第３項、第４項、
    第５項、第６項、第７項、第８項、第９項、第10項、第
    11項または第12項記載の装置。
  14. 【請求項１４】前記放射手段（27）が、グルコース濃度
    における光吸収の小さい依存性がある波長領域で光を供
    給する請求の範囲第１項、第２項、第３項、第４項、第
    ５項、第６項、第７項、第８項、第９項、第10項、第11
    項、第12項または第13項記載の装置。
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2012518180A (ja) * 2009-02-18 2012-08-09 エフ．ホフマン−ラ ロシュ アーゲー 体液を分析するための検査方法及び検査器具
WO2014199792A1 (ja) * 2013-06-11 2014-12-18 Ｎｅｃソリューションイノベータ株式会社 光学ユニット及び光学分析装置
US11185243B2 (en) 2016-05-25 2021-11-30 Osram Oled Gmbh Sensor device

Families Citing this family (276)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5782755A (en) * 1993-11-15 1998-07-21 Non-Invasive Technology, Inc. Monitoring one or more solutes in a biological system using optical techniques
US5353799A (en) * 1991-01-22 1994-10-11 Non Invasive Technology, Inc. Examination of subjects using photon migration with high directionality techniques
US6725072B2 (en) * 1990-10-06 2004-04-20 Hema Metrics, Inc. Sensor for transcutaneous measurement of vascular access blood flow
US6549795B1 (en) 1991-05-16 2003-04-15 Non-Invasive Technology, Inc. Spectrophotometer for tissue examination
US6785568B2 (en) * 1992-05-18 2004-08-31 Non-Invasive Technology Inc. Transcranial examination of the brain
DE4337570A1 (de) * 1993-11-04 1995-05-11 Boehringer Mannheim Gmbh Verfahren zur Analyse von Glucose in einer biologischen Matrix
US6493565B1 (en) 1993-11-15 2002-12-10 Non-Invasive Technology, Inc. Examination of biological tissue by monitoring one or more solutes
US5492118A (en) * 1993-12-16 1996-02-20 Board Of Trustees Of The University Of Illinois Determining material concentrations in tissues
DE4417639A1 (de) * 1994-05-19 1995-11-23 Boehringer Mannheim Gmbh Verfahren zur Bestimmung eines Analyten in einer biologischen Probe
US6514419B2 (en) * 1994-09-16 2003-02-04 Transonic Systems, Inc. Method to measure blood flow and recirculation in hemodialysis shunts
US6153109A (en) 1994-09-16 2000-11-28 Transonic Systmes, Inc. Method and apparatus to measure blood flow rate in hemodialysis shunts
US5803909A (en) 1994-10-06 1998-09-08 Hitachi, Ltd. Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method
US6957094B2 (en) * 1994-12-02 2005-10-18 Non-Invasive Technology, Inc. Examination of scattering properties of biological tissue
DE4446721C2 (de) * 1994-12-24 2002-02-28 Roche Diagnostics Gmbh System und Verfahren zur Bestimmung von Eigenschaften von Gewebeteilen
EP0722691A1 (de) * 1994-12-24 1996-07-24 Roche Diagnostics GmbH System zur Bestimmung von Gewebeeigenschaften
JP3725156B2 (ja) * 1995-01-03 2005-12-07 ノン−インヴェイシヴ テクノロジイ，インク． 生物組織の生体内検査用の光学カプラ
US20050043596A1 (en) * 1996-07-12 2005-02-24 Non-Invasive Technology, Inc., A Delaware Corporation Optical examination device, system and method
US6618614B1 (en) 1995-01-03 2003-09-09 Non-Invasive Technology, Inc. Optical examination device, system and method
US5657754A (en) * 1995-07-10 1997-08-19 Rosencwaig; Allan Apparatus for non-invasive analyses of biological compounds
GB9515648D0 (en) * 1995-07-31 1995-09-27 Johnson & Johnson Medical Apparatus for non-invasive measurement within a human or animal body
US6240306B1 (en) * 1995-08-09 2001-05-29 Rio Grande Medical Technologies, Inc. Method and apparatus for non-invasive blood analyte measurement with fluid compartment equilibration
US6240309B1 (en) 1995-10-06 2001-05-29 Hitachi, Ltd. Optical measurement instrument for living body
WO1997018755A1 (fr) * 1995-11-17 1997-05-29 Hitachi, Ltd. Instrument servant a des mesures optiques sur des corps vivants
DE19543020A1 (de) 1995-11-18 1997-05-22 Boehringer Mannheim Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung von analytischen Daten über das Innere einer streuenden Matrix
DE19544501A1 (de) * 1995-11-29 1997-06-05 Boehringer Mannheim Gmbh Vorrichtung für Lichtreflexionsmessungen
WO1997027469A1 (de) * 1996-01-26 1997-07-31 Boehringer Mannheim Gmbh Verfahren und vorrichtung zur bestimmung eines analyten in einer streuenden matrix
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
DE69709714T2 (de) * 1996-02-05 2002-08-14 Diasense Inc Vorrichtung zur nicht-invasiven bestimmung von glukose
US6544193B2 (en) * 1996-09-04 2003-04-08 Marcio Marc Abreu Noninvasive measurement of chemical substances
US5800349A (en) * 1996-10-15 1998-09-01 Nonin Medical, Inc. Offset pulse oximeter sensor
JP4212007B2 (ja) * 1996-11-26 2009-01-21 パナソニック電工株式会社 血液成分濃度の分析装置
US6122042A (en) * 1997-02-07 2000-09-19 Wunderman; Irwin Devices and methods for optically identifying characteristics of material objects
US5910109A (en) * 1997-02-20 1999-06-08 Emerging Technology Systems, Llc Non-invasive glucose measuring device and method for measuring blood glucose
US6161028A (en) * 1999-03-10 2000-12-12 Optiscan Biomedical Corporation Method for determining analyte concentration using periodic temperature modulation and phase detection
TW352335B (en) * 1997-03-25 1999-02-11 Matsushita Electric Works Ltd Method of determining a glucose concentration in a target by using near-infrared spectroscopy
DE19721902A1 (de) 1997-05-26 1998-12-03 Boehringer Mannheim Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur in-vivo-Detektion der Richtung von Langer-Linien in der Haut
JP3758823B2 (ja) * 1997-08-06 2006-03-22 倉敷紡績株式会社 生体の位置決め装置
WO1999000053A1 (fr) * 1997-06-27 1999-01-07 Toa Medical Electronics Co., Ltd. Dispositif permettant d'examiner un organisme vivant et automate permettant d'analyser le sang d'une maniere non invasive au moyen dudit dispositif
US6343223B1 (en) * 1997-07-30 2002-01-29 Mallinckrodt Inc. Oximeter sensor with offset emitters and detector and heating device
US6115621A (en) * 1997-07-30 2000-09-05 Nellcor Puritan Bennett Incorporated Oximetry sensor with offset emitters and detector
JP3758824B2 (ja) * 1997-08-06 2006-03-22 倉敷紡績株式会社 生体の圧力一定化装置
US6990364B2 (en) * 2001-01-26 2006-01-24 Sensys Medical, Inc. Noninvasive measurement of glucose through the optical properties of tissue
US7039446B2 (en) * 2001-01-26 2006-05-02 Sensys Medical, Inc. Indirect measurement of tissue analytes through tissue properties
US6036924A (en) 1997-12-04 2000-03-14 Hewlett-Packard Company Cassette of lancet cartridges for sampling blood
US6163154A (en) 1997-12-23 2000-12-19 Magnetic Diagnostics, Inc. Small scale NMR spectroscopic apparatus and method
WO1999037205A1 (en) * 1998-01-27 1999-07-29 Lightouch Medical, Inc. Method and device for tissue modulation
US6804543B2 (en) * 1998-02-05 2004-10-12 Hema Metrics, Inc. Sensor for transcutaneous measurement of vascular access blood flow
DE69934482T2 (de) * 1998-02-11 2007-09-27 Non-Invasive Technology, Inc. Nachweis, abbildung und kennzeichnung von brustumoren
EP1054619B1 (en) * 1998-02-11 2007-11-21 Non-Invasive Technology, Inc. Imaging and characterization of brain tissue
US20070167704A1 (en) * 1998-02-13 2007-07-19 Britton Chance Transabdominal examination, monitoring and imaging of tissue
WO1999040842A1 (en) * 1998-02-13 1999-08-19 Non-Invasive Technology, Inc. Transabdominal examination, monitoring and imaging of tissue
US6391005B1 (en) 1998-03-30 2002-05-21 Agilent Technologies, Inc. Apparatus and method for penetration with shaft having a sensor for sensing penetration depth
US6721582B2 (en) 1999-04-06 2004-04-13 Argose, Inc. Non-invasive tissue glucose level monitoring
US7899518B2 (en) 1998-04-06 2011-03-01 Masimo Laboratories, Inc. Non-invasive tissue glucose level monitoring
US6728560B2 (en) 1998-04-06 2004-04-27 The General Hospital Corporation Non-invasive tissue glucose level monitoring
US6505059B1 (en) 1998-04-06 2003-01-07 The General Hospital Corporation Non-invasive tissue glucose level monitoring
US20020091324A1 (en) * 1998-04-06 2002-07-11 Nikiforos Kollias Non-invasive tissue glucose level monitoring
EP1073366B1 (en) 1998-04-24 2004-06-23 Lightouch Medical, Inc. Apparatus and method for thermal tissue modulation
US6662030B2 (en) 1998-05-18 2003-12-09 Abbott Laboratories Non-invasive sensor having controllable temperature feature
US6662031B1 (en) 1998-05-18 2003-12-09 Abbott Laboratoies Method and device for the noninvasive determination of hemoglobin and hematocrit
US6241663B1 (en) * 1998-05-18 2001-06-05 Abbott Laboratories Method for improving non-invasive determination of the concentration of analytes in a biological sample
US7043287B1 (en) 1998-05-18 2006-05-09 Abbott Laboratories Method for modulating light penetration depth in tissue and diagnostic applications using same
US6526298B1 (en) 1998-05-18 2003-02-25 Abbott Laboratories Method for the non-invasive determination of analytes in a selected volume of tissue
IL124787A0 (en) * 1998-06-07 1999-01-26 Itamar Medical C M 1997 Ltd Pressure applicator devices particularly useful for non-invasive detection of medical conditions
EP1094746B1 (en) 1998-07-07 2002-10-02 Lightouch Medical, Inc. Tissue modulation process for quantitative noninvasive in vivo spectroscopic analysis of tissues
US6678541B1 (en) * 1998-10-28 2004-01-13 The Governmemt Of The United States Of America Optical fiber probe and methods for measuring optical properties
JP2000155090A (ja) * 1998-11-20 2000-06-06 Fuji Photo Film Co Ltd 血管の画像化装置
US6353226B1 (en) 1998-11-23 2002-03-05 Abbott Laboratories Non-invasive sensor capable of determining optical parameters in a sample having multiple layers
US6615061B1 (en) 1998-11-23 2003-09-02 Abbott Laboratories Optical sensor having a selectable sampling distance for determination of analytes
US6584340B1 (en) * 1998-12-24 2003-06-24 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Living body information measuring apparatus living body information measuring method body fat measuring apparatus body fat measuring method and program recording medium
JP3763687B2 (ja) * 1998-12-25 2006-04-05 三井金属鉱業株式会社 血糖値測定装置
US6305804B1 (en) 1999-03-25 2001-10-23 Fovioptics, Inc. Non-invasive measurement of blood component using retinal imaging
US7299080B2 (en) * 1999-10-08 2007-11-20 Sensys Medical, Inc. Compact apparatus for noninvasive measurement of glucose through near-infrared spectroscopy
US6424416B1 (en) 1999-10-25 2002-07-23 Textron Systems Corporation Integrated optics probe for spectral analysis
US6836325B2 (en) 1999-07-16 2004-12-28 Textron Systems Corporation Optical probes and methods for spectral analysis
US7904139B2 (en) 1999-08-26 2011-03-08 Non-Invasive Technology Inc. Optical examination of biological tissue using non-contact irradiation and detection
US7840257B2 (en) * 2003-01-04 2010-11-23 Non Invasive Technology, Inc. Examination of biological tissue using non-contact optical probes
US6411373B1 (en) 1999-10-08 2002-06-25 Instrumentation Metrics, Inc. Fiber optic illumination and detection patterns, shapes, and locations for use in spectroscopic analysis
US6868739B1 (en) 1999-10-19 2005-03-22 Transonic Systems, Inc. Method and apparatus to measure blood flow by an introduced volume change
US6361960B1 (en) 1999-11-09 2002-03-26 Environmentally Sensitive Solutions, Inc. Method and test kit for measuring concentration of a cleaning agent in a wash liquor
US6418805B1 (en) 1999-11-18 2002-07-16 Textron Systems Corporation Constituent sensing system
JP3796086B2 (ja) * 1999-12-27 2006-07-12 株式会社日立製作所 生体光計測装置
EP1256315A4 (en) * 2000-02-03 2004-07-28 Hamamatsu Photonics Kk NON-VULNERING OPTICAL AND BIOLOGICAL MEASURING INSTRUMENT, DEVICE FOR RETAINING A MEASURED PORTION, AND MANUFACTURING METHOD THEREOF
WO2001060247A1 (en) 2000-02-18 2001-08-23 Argose, Inc. Generation of spatially-averaged excitation-emission map in heterogeneous tissue
AR031557A1 (es) 2000-03-10 2003-09-24 Textron Systems Corp Sonda optica y metodos para analisis espectral.
US7509153B2 (en) * 2000-09-26 2009-03-24 Sensys Medical, Inc. Method and apparatus for control of skin perfusion for indirect glucose measurement
IL136673A0 (en) * 2000-06-11 2001-06-14 Orsense Ltd A method and device for measuring the concentration of glucose or other substance in blood
US7050842B2 (en) 2000-07-11 2006-05-23 Lightouch Medical, Inc. Method of tissue modulation for noninvasive measurement of an analyte
US6477393B1 (en) 2000-07-19 2002-11-05 Trw Inc. Non-invasive blood glucose measurement techniques
US6597931B1 (en) 2000-09-18 2003-07-22 Photonify Technologies, Inc. System and method for absolute oxygen saturation
CA2417917C (en) * 2000-08-04 2014-10-14 Photonify Technologies, Inc. Systems and methods for providing information concerning chromophores in physiological media
US6587703B2 (en) 2000-09-18 2003-07-01 Photonify Technologies, Inc. System and method for measuring absolute oxygen saturation
US6516209B2 (en) 2000-08-04 2003-02-04 Photonify Technologies, Inc. Self-calibrating optical imaging system
US6549861B1 (en) 2000-08-10 2003-04-15 Euro-Celtique, S.A. Automated system and method for spectroscopic analysis
WO2002015782A1 (en) * 2000-08-18 2002-02-28 Masimo Corporation Side applied optical finger hematometer
EP1311189A4 (en) 2000-08-21 2005-03-09 Euro Celtique Sa Near-BLOOD GLUCOSE MONITORING DEVICE
IL138683A0 (en) * 2000-09-25 2001-10-31 Vital Medical Ltd Apparatus and method for monitoring tissue vitality parameters
AU2002223495A1 (en) * 2000-11-15 2002-05-27 Bang And Olufsen Medicom A/S Method and apparatus for determination of optical parameters of turbid media anduse thereof
US8641644B2 (en) 2000-11-21 2014-02-04 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Blood testing apparatus having a rotatable cartridge with multiple lancing elements and testing means
DE10057832C1 (de) 2000-11-21 2002-02-21 Hartmann Paul Ag Blutanalysegerät
US6746407B2 (en) 2000-12-29 2004-06-08 Hema Metrics, Inc. Method of measuring transcutaneous access blood flow
DE10203720B4 (de) 2001-02-02 2012-11-22 Nippon Telegraph And Telephone Corp. Blutflußmesser und Sensorteil des Blutflußmessers
DE10110599A1 (de) 2001-03-06 2002-09-12 Roche Diagnostics Gmbh Verfahren zur Bestimmung eines Lichttransportparameters in einer biologischen Matrix
US6952603B2 (en) 2001-03-16 2005-10-04 Roche Diagnostics Operations, Inc. Subcutaneous analyte sensor
US7167734B2 (en) 2001-04-13 2007-01-23 Abbott Laboratories Method for optical measurements of tissue to determine disease state or concentration of an analyte
ES2357887T3 (es) 2001-06-12 2011-05-03 Pelikan Technologies Inc. Aparato para mejorar la tasa de éxito de obtención de sangre a partir de una punción capilar.
US7316700B2 (en) 2001-06-12 2008-01-08 Pelikan Technologies, Inc. Self optimizing lancing device with adaptation means to temporal variations in cutaneous properties
US9795747B2 (en) 2010-06-02 2017-10-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Methods and apparatus for lancet actuation
AU2002348683A1 (en) 2001-06-12 2002-12-23 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for lancet launching device integrated onto a blood-sampling cartridge
US9427532B2 (en) 2001-06-12 2016-08-30 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
ATE450209T1 (de) 2001-06-12 2009-12-15 Pelikan Technologies Inc Gerät und verfahren zur entnahme von blutproben
WO2002100460A2 (en) 2001-06-12 2002-12-19 Pelikan Technologies, Inc. Electric lancet actuator
US7041068B2 (en) 2001-06-12 2006-05-09 Pelikan Technologies, Inc. Sampling module device and method
US7981056B2 (en) 2002-04-19 2011-07-19 Pelikan Technologies, Inc. Methods and apparatus for lancet actuation
US9226699B2 (en) 2002-04-19 2016-01-05 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Body fluid sampling module with a continuous compression tissue interface surface
US8337419B2 (en) 2002-04-19 2012-12-25 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US7344507B2 (en) 2002-04-19 2008-03-18 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for lancet actuation
US6650915B2 (en) 2001-09-13 2003-11-18 Fovioptics, Inc. Non-invasive measurement of blood analytes using photodynamics
US20050010091A1 (en) * 2003-06-10 2005-01-13 Woods Joe W. Non-invasive measurement of blood glucose using retinal imaging
US6989891B2 (en) * 2001-11-08 2006-01-24 Optiscan Biomedical Corporation Device and method for in vitro determination of analyte concentrations within body fluids
DE10163972B4 (de) * 2001-12-22 2005-10-27 Roche Diagnostics Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung eines Lichttransportparameters und eines Analyten in einer biologischen Matrix
DE10208575C1 (de) 2002-02-21 2003-08-14 Hartmann Paul Ag Blutanalysegerät zur Bestimmung eines Analyten
IL148795A0 (en) * 2002-03-20 2002-09-12 Vital Medical Ltd Apparatus and method for monitoring tissue vitality parameters for the diagnosis of body metabolic emergency state
US20060161055A1 (en) * 2002-03-20 2006-07-20 Critisense, Ltd. Probe design
US7331931B2 (en) 2002-04-19 2008-02-19 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8702624B2 (en) 2006-09-29 2014-04-22 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Analyte measurement device with a single shot actuator
US9314194B2 (en) 2002-04-19 2016-04-19 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US8579831B2 (en) 2002-04-19 2013-11-12 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7674232B2 (en) 2002-04-19 2010-03-09 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7901362B2 (en) 2002-04-19 2011-03-08 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7198606B2 (en) 2002-04-19 2007-04-03 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for a multi-use body fluid sampling device with analyte sensing
US7976476B2 (en) 2002-04-19 2011-07-12 Pelikan Technologies, Inc. Device and method for variable speed lancet
US8267870B2 (en) 2002-04-19 2012-09-18 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for body fluid sampling with hybrid actuation
US7892183B2 (en) 2002-04-19 2011-02-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US8221334B2 (en) 2002-04-19 2012-07-17 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7547287B2 (en) 2002-04-19 2009-06-16 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US9248267B2 (en) 2002-04-19 2016-02-02 Sanofi-Aventis Deustchland Gmbh Tissue penetration device
US8784335B2 (en) 2002-04-19 2014-07-22 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Body fluid sampling device with a capacitive sensor
US7297122B2 (en) 2002-04-19 2007-11-20 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7491178B2 (en) 2002-04-19 2009-02-17 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7229458B2 (en) 2002-04-19 2007-06-12 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7232451B2 (en) 2002-04-19 2007-06-19 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7291117B2 (en) 2002-04-19 2007-11-06 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7648468B2 (en) 2002-04-19 2010-01-19 Pelikon Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7371247B2 (en) 2002-04-19 2008-05-13 Pelikan Technologies, Inc Method and apparatus for penetrating tissue
US7717863B2 (en) 2002-04-19 2010-05-18 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US9795334B2 (en) 2002-04-19 2017-10-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7909778B2 (en) 2002-04-19 2011-03-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7481776B2 (en) 2002-04-19 2009-01-27 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US6895264B2 (en) * 2002-08-26 2005-05-17 Fovioptics Inc. Non-invasive psychophysical measurement of glucose using photodynamics
CN100483106C (zh) * 2002-09-29 2009-04-29 天津市先石光学技术有限公司 可分离介质表层与深层信息的光学检测方法
US20040092829A1 (en) * 2002-11-07 2004-05-13 Simon Furnish Spectroscope with modified field-of-view
US8574895B2 (en) 2002-12-30 2013-11-05 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus using optical techniques to measure analyte levels
US7123363B2 (en) * 2003-01-03 2006-10-17 Rose-Hulman Institute Of Technology Speckle pattern analysis method and system
WO2004069164A2 (en) * 2003-01-30 2004-08-19 Euro Celtique Sa Wireless blood glucose monitoring system
JP3566276B1 (ja) * 2003-05-07 2004-09-15 株式会社日立製作所 血糖値測定装置
CH696516A5 (fr) * 2003-05-21 2007-07-31 Asulab Sa Instrument portable de mesure d'une grandeur physiologique comprenant un dispositif pour l'illumination de la surface d'un tissu organique.
US7181219B2 (en) 2003-05-22 2007-02-20 Lucent Technologies Inc. Wireless handover using anchor termination
US7426410B2 (en) * 2003-06-06 2008-09-16 Infraredx, Inc. Spectroscopy of deeply-scattered light
DK1633235T3 (da) 2003-06-06 2014-08-18 Sanofi Aventis Deutschland Apparat til udtagelse af legemsvæskeprøver og detektering af analyt
EP1635696A2 (en) 2003-06-09 2006-03-22 Glucon Inc. Wearable glucometer
WO2006001797A1 (en) 2004-06-14 2006-01-05 Pelikan Technologies, Inc. Low pain penetrating
JP3566277B1 (ja) * 2003-06-23 2004-09-15 株式会社日立製作所 血糖値測定装置
WO2005007215A2 (en) * 2003-07-09 2005-01-27 Glucolight Corporation Method and apparatus for tissue oximetry
JP3566278B1 (ja) 2003-07-11 2004-09-15 株式会社日立製作所 血糖値測定装置
US20050043597A1 (en) * 2003-07-31 2005-02-24 Skymoon Research And Development, Llc Optical vivo probe of analyte concentration within the sterile matrix under the human nail
KR100624412B1 (ko) * 2003-09-16 2006-09-18 삼성전자주식회사 혈중성분 측정장치 및 이를 이용한 혈중성분측정방법
US7328052B2 (en) * 2003-09-19 2008-02-05 Nir Diagnostics Inc. Near infrared risk assessment of diseases
JP3590047B1 (ja) * 2003-09-24 2004-11-17 株式会社日立製作所 光学測定装置及びそれを用いた血糖値測定装置
EP1671096A4 (en) 2003-09-29 2009-09-16 Pelikan Technologies Inc METHOD AND APPARATUS FOR PROVIDING IMPROVED SAMPLE CAPTURING DEVICE
EP1522254A1 (en) * 2003-10-08 2005-04-13 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring method and apparatus
US9351680B2 (en) 2003-10-14 2016-05-31 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for a variable user interface
US20080082117A1 (en) * 2003-11-12 2008-04-03 Facet Technologies, Llc Lancing device
EP1684634A2 (en) * 2003-11-12 2006-08-02 Facet Technologies, LLC Lancing device and multi-lancet cartridge
JP3590049B1 (ja) * 2003-12-03 2004-11-17 株式会社日立製作所 血糖値測定装置
JP3859158B2 (ja) * 2003-12-16 2006-12-20 セイコーエプソン株式会社 マイクロレンズ用凹部付き基板、マイクロレンズ基板、透過型スクリーン、およびリア型プロジェクタ
EP1706026B1 (en) 2003-12-31 2017-03-01 Sanofi-Aventis Deutschland GmbH Method and apparatus for improving fluidic flow and sample capture
US7822454B1 (en) 2005-01-03 2010-10-26 Pelikan Technologies, Inc. Fluid sampling device with improved analyte detecting member configuration
US7510849B2 (en) * 2004-01-29 2009-03-31 Glucolight Corporation OCT based method for diagnosis and therapy
JP3557424B1 (ja) * 2004-02-17 2004-08-25 株式会社日立製作所 血糖値測定装置
JP3557425B1 (ja) * 2004-02-17 2004-08-25 株式会社日立製作所 血糖値測定装置
US20050187438A1 (en) * 2004-02-24 2005-08-25 Skymoon Research & Development, Llc Anti-stokes raman in vivo probe of analyte concentrations through the human nail
JP3590053B1 (ja) * 2004-02-24 2004-11-17 株式会社日立製作所 血糖値測定装置
JP3590054B1 (ja) * 2004-02-26 2004-11-17 株式会社日立製作所 血糖値測定装置
EP1568311A1 (en) * 2004-02-27 2005-08-31 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
EP1576921A1 (en) * 2004-03-17 2005-09-21 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Method and device for measuring biological information
US8219168B2 (en) * 2004-04-13 2012-07-10 Abbott Diabetes Care Inc. Article and method for applying a coupling agent for a non-invasive optical probe
WO2005102168A1 (en) 2004-04-16 2005-11-03 Facet Technologies, Llc Cap displacement mechanism for lancing device and multi-lancet cartridge
JP3868963B2 (ja) * 2004-05-10 2007-01-17 株式会社日立製作所 血糖値測定装置
EP1751546A2 (en) 2004-05-20 2007-02-14 Albatros Technologies GmbH & Co. KG Printable hydrogel for biosensors
WO2005120365A1 (en) 2004-06-03 2005-12-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for a fluid sampling device
US7623988B2 (en) * 2004-06-23 2009-11-24 Cybiocare Inc. Method and apparatus for the monitoring of clinical states
US7215983B2 (en) * 2004-06-30 2007-05-08 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
US7251517B2 (en) * 2004-06-30 2007-07-31 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
EP1804663A4 (en) 2004-06-30 2015-05-20 Facet Technologies Llc AUTOPIQUEUR AND CARTRIDGE WITH MULTIPLE LANCETTES
KR100596462B1 (ko) * 2004-07-09 2006-07-03 한국바이오시스템(주) 수질계측기용 항온장치
US7254429B2 (en) 2004-08-11 2007-08-07 Glucolight Corporation Method and apparatus for monitoring glucose levels in a biological tissue
US8036727B2 (en) 2004-08-11 2011-10-11 Glt Acquisition Corp. Methods for noninvasively measuring analyte levels in a subject
US7822452B2 (en) 2004-08-11 2010-10-26 Glt Acquisition Corp. Method for data reduction and calibration of an OCT-based blood glucose monitor
US7190026B2 (en) * 2004-08-23 2007-03-13 Enpirion, Inc. Integrated circuit employable with a power converter
JP3884036B2 (ja) * 2004-08-25 2007-02-21 株式会社日立製作所 血糖値測定装置
JP2006094992A (ja) * 2004-09-29 2006-04-13 Hitachi Ltd 血糖値測定装置及び血糖値測定方法
CN100522059C (zh) * 2004-10-15 2009-08-05 日本国长崎县政府 血糖值的非侵入测量装置
JP2006115948A (ja) * 2004-10-19 2006-05-11 Hitachi Ltd 血糖値測定装置
JP2006115947A (ja) * 2004-10-19 2006-05-11 Hitachi Ltd 血糖値測定装置
US7248907B2 (en) * 2004-10-23 2007-07-24 Hogan Josh N Correlation of concurrent non-invasively acquired signals
US8652831B2 (en) 2004-12-30 2014-02-18 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for analyte measurement test time
US20060173436A1 (en) * 2005-01-14 2006-08-03 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Disposable absorbent article having a waist opening with a scalloped edge
US7865223B1 (en) 2005-03-14 2011-01-04 Peter Bernreuter In vivo blood spectrometry
US8055321B2 (en) 2005-03-14 2011-11-08 Peter Bernreuter Tissue oximetry apparatus and method
WO2006097933A2 (en) 2005-03-17 2006-09-21 Glucon Inc. Method for monitoring changes in blood glucose level
CA2610249A1 (en) * 2005-06-02 2006-12-07 Glucolight Corporation Methods for noninvasively measuring analyte levels in a subject
US9924886B2 (en) * 2005-08-09 2018-03-27 Ingo Flore Medical measuring device
US7355688B2 (en) * 2005-09-08 2008-04-08 Vioptix, Inc. Optical probe for optical imaging system
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
CN100342825C (zh) * 2005-11-28 2007-10-17 何宗彦 无创快速血糖检测方法及其检测仪
EP2399517B1 (en) 2005-11-30 2016-08-10 Toshiba Medical Systems Corporation Method for noninvasive measurement of glucose and apparatus for noninvasive measurement of glucose
US20070179365A1 (en) * 2006-01-31 2007-08-02 Glucon Inc. Method for monitoring body fluids
EP1996910A2 (en) 2006-02-22 2008-12-03 Vivum Nexus LLC Method and device for analyte measurement
WO2007141730A1 (en) * 2006-06-07 2007-12-13 Koninklijke Philips Electronics N.V. Dedicated spectral illumination spectroscopy
KR101451448B1 (ko) * 2006-11-23 2014-10-23 플로레, 잉고 의료 측정 기구
EP2101654A4 (en) * 2007-01-12 2013-03-06 Facet Technologies Llc MULTILANZETTENKARTUSCHE AND LANZETTENVORRICHTUNG
WO2009075907A2 (en) * 2007-07-05 2009-06-18 Facet Technologies, Llc Multi-lancet cartridge and lancing device
WO2009032074A1 (en) * 2007-08-28 2009-03-12 Woolsthorpe, Llc Integrated physiological sensor apparatus and system
CN101827554B (zh) * 2007-09-07 2014-07-16 英戈·弗洛尔 用于生物电阻抗测量的医学测量装置
EP2040072B1 (de) * 2007-09-22 2013-01-02 Roche Diagnostics GmbH Analysesystem zur Bestimmung der Konzentration eines Analyten in einer Körperflüssigkeit
US8116838B2 (en) * 2007-11-27 2012-02-14 Carnegie Mellon University Medical device for diagnosing pressure ulcers
US8768423B2 (en) 2008-03-04 2014-07-01 Glt Acquisition Corp. Multispot monitoring for use in optical coherence tomography
EP2265324B1 (en) 2008-04-11 2015-01-28 Sanofi-Aventis Deutschland GmbH Integrated analyte measurement system
WO2009136338A1 (en) * 2008-05-08 2009-11-12 Koninklijke Philips Electronics N.V. An adaptable probe having illumination and detection elements
CN101292875B (zh) * 2008-06-06 2010-07-14 天津市先石光学技术有限公司 利用基准波长测量成分浓度的方法
US8577431B2 (en) 2008-07-03 2013-11-05 Cercacor Laboratories, Inc. Noise shielding for a noninvasive device
US8630691B2 (en) 2008-08-04 2014-01-14 Cercacor Laboratories, Inc. Multi-stream sensor front ends for noninvasive measurement of blood constituents
US20100049007A1 (en) * 2008-08-20 2010-02-25 Sterling Bernhard B Integrated physiological sensor apparatus and system
US8725226B2 (en) 2008-11-14 2014-05-13 Nonin Medical, Inc. Optical sensor path selection
US9375169B2 (en) 2009-01-30 2016-06-28 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Cam drive for managing disposable penetrating member actions with a single motor and motor and control system
DE102009011381A1 (de) 2009-03-05 2010-09-09 Flore, Ingo, Dr. Diagnostische Messvorrichtung
WO2011011462A1 (en) 2009-07-20 2011-01-27 Optiscan Biomedical Corporation Adjustable connector and dead space reduction
US8688183B2 (en) 2009-09-03 2014-04-01 Ceracor Laboratories, Inc. Emitter driver for noninvasive patient monitor
US20120088989A1 (en) * 2009-12-21 2012-04-12 Roche Diagnostic Operations, Inc. Management Method And System For Implementation, Execution, Data Collection, and Data Analysis of A Structured Collection Procedure Which Runs On A Collection Device
US8965476B2 (en) 2010-04-16 2015-02-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US8235897B2 (en) 2010-04-27 2012-08-07 A.D. Integrity Applications Ltd. Device for non-invasively measuring glucose
US7884933B1 (en) * 2010-05-05 2011-02-08 Revolutionary Business Concepts, Inc. Apparatus and method for determining analyte concentrations
US10010272B2 (en) 2010-05-27 2018-07-03 Profusa, Inc. Tissue-integrating electronic apparatus
CN110604585B (zh) 2010-10-06 2023-04-18 普罗弗萨股份有限公司 组织整合性传感器
FI20115483A0 (fi) * 2011-05-19 2011-05-19 Wallac Oy Mittauslaite
WO2013049677A1 (en) 2011-09-30 2013-04-04 The Trustees Of Columbia University In The City Of New York Compact optical imaging devices, systems, and methods
US9186112B2 (en) * 2012-05-03 2015-11-17 Vioptix, Inc. Tissue oximetry probe geometry for robust calibration and self-correction
US20150018646A1 (en) * 2013-07-12 2015-01-15 Sandeep Gulati Dynamic sample mapping noninvasive analyzer apparatus and method of use thereof
ES2914049T3 (es) * 2012-08-10 2022-06-07 Vioptix Inc Dispositivo de oximetría tisular inalámbrico portátil
CA2904031A1 (en) 2013-03-14 2014-10-02 Profusa, Inc. Method and device for correcting optical signals
EP3777656A1 (en) * 2013-06-06 2021-02-17 Profusa, Inc. Apparatus for detecting optical signals from implanted sensors
DE102013010611A1 (de) * 2013-06-25 2015-01-08 Sms Swiss Medical Sensor Ag Messvorrichtung und Messverfahren zum Messen von Rohdaten zur Bestimmung eines Blutparameters, insbesondere zur nichtinvasiven Bestimmung der D-Glucose-Konzentration
US10416079B2 (en) 2014-01-07 2019-09-17 Opsolution Gmbh Device and method for determining a concentration in a sample
JP6600635B2 (ja) 2014-01-10 2019-10-30 グルコビスタ・インコーポレイテッド 物質濃度を測定するための非侵襲的なシステムおよび方法
KR101512076B1 (ko) * 2014-04-29 2015-04-14 길영준 다중 생체신호를 이용한 혈당 측정 방법 및 혈당 측정 장치
WO2016054079A1 (en) 2014-09-29 2016-04-07 Zyomed Corp. Systems and methods for blood glucose and other analyte detection and measurement using collision computing
US9554738B1 (en) 2016-03-30 2017-01-31 Zyomed Corp. Spectroscopic tomography systems and methods for noninvasive detection and measurement of analytes using collision computing
ES1158709Y (es) * 2016-05-30 2016-09-12 Univ Miguel Hernández Dispositivo sensor intercambiable
US11490836B2 (en) * 2016-06-28 2022-11-08 Alan Abul-Haj Sample depth resolved noninvasive glucose concentration determination analyzer apparatus and method of use thereof
JP2018099409A (ja) * 2016-12-21 2018-06-28 セイコーエプソン株式会社 測定装置および測定方法
WO2018119400A1 (en) 2016-12-22 2018-06-28 Profusa, Inc. System and single-channel luminescent sensor for and method of determining analyte value
JP7296890B2 (ja) 2017-05-19 2023-06-23 グルコビスタ・インコーポレイテッド 物質濃度ｎｉｒ監視装置及び方法
KR20190031843A (ko) * 2017-09-18 2019-03-27 삼성전자주식회사 생체 신호 검출 장치, 생체 정보 처리 장치 및 방법
JP2020537279A (ja) 2017-10-16 2020-12-17 マサチューセッツ インスティテュート オブ テクノロジー 非侵襲的な血液学的測定のためのシステム、デバイス、および方法
US11039768B2 (en) * 2018-01-09 2021-06-22 Medtronic Monitoring, Inc. System and method for non-invasive monitoring of hemoglobin
JP2021530341A (ja) 2018-07-16 2021-11-11 ビービーアイ、メディカル、イノベーションズ、リミテッド、ライアビリティー、カンパニーBbi Medical Innovations, Llc かん流および酸素化の測定
DE102018124537A1 (de) * 2018-10-04 2020-04-09 Nirlus Engineering Ag Verfahren und Vorrichtung zur nichtinvasiven optischen Messung von Eigenschaften von lebendem Gewebe
US11929171B2 (en) * 2018-10-18 2024-03-12 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Methods for evaluation and treatment of glycemic dysregulation and atherosclerotic cardiovascular disease and applications thereof
ES2774983B2 (es) 2019-01-22 2021-06-10 Univ Sevilla Dispositivo portable y metodo para la estimacion no invasiva del nivel de glucosa en sangre
CN114401669B (zh) 2019-07-24 2023-01-17 麻省理工学院 用于甲襞成像装置的手指插入件
JP6675629B1 (ja) * 2019-10-16 2020-04-01 株式会社アイセル 指先毛細血管血流観察顕微鏡
US10823662B1 (en) * 2020-02-18 2020-11-03 Horiba Instruments, Incorporated Special purpose cuvette assembly and method for optical microscopy of nanoparticle colloids
US11860154B2 (en) 2020-05-28 2024-01-02 Leuko Labs, Inc Method to detect white blood cells and/or white blood cell subtypes from non-invasive capillary videos
WO2024028469A1 (en) * 2022-08-04 2024-02-08 ams Sensors Germany GmbH Method for determining a substance concentration and detector device

Family Cites Families (46)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3873204A (en) * 1970-01-14 1975-03-25 Bio Physics Systems Inc Optical extinction photoanalysis apparatus for small particles
US4014321A (en) * 1974-11-25 1977-03-29 March Wayne F Non-invasive glucose sensor system
CA1089252A (en) * 1976-10-18 1980-11-11 John M. Sperinde Optical catheter not requiring individual calibration
US4295470A (en) * 1976-10-18 1981-10-20 Oximetrix, Inc. Optical catheters and method for making same
US4281645A (en) * 1977-06-28 1981-08-04 Duke University, Inc. Method and apparatus for monitoring metabolism in body organs
US4200110A (en) * 1977-11-28 1980-04-29 United States Of America Fiber optic pH probe
DE2757196C3 (de) * 1977-12-22 1981-11-26 Vladimir Dr.-Ing. 5100 Aachen Blazek Photometrische Anordnung
DE2823769C2 (de) * 1978-05-31 1985-08-22 Albert Prof. Dr. 3550 Marburg Huch Meßkopf mit thermischer Stabilisierung
US4416285A (en) * 1978-11-29 1983-11-22 Oximetrix, Inc. Improved optical catheter and method for making same
US4455376A (en) * 1979-09-17 1984-06-19 R. J. Harvey Instrument Corp. Photometric methods for counting the particulate components of blood
GB2068537B (en) * 1980-02-04 1984-11-14 Energy Conversion Devices Inc Examining biological materials
DE3005923A1 (de) * 1980-02-16 1981-09-03 Compur-Electronic GmbH, 8000 München Photometrisches verfahren und photometrische vorrichtung zur bestimmung von reaktionsablaeufen
ATE26485T1 (de) * 1981-09-15 1987-04-15 Mueller Arno Verfahren und vorrichtung zur quantitativen bestimmung geloester substanzen in ein- und mehrkomponentensystemen durch laserlichtstreuung.
DE3382674T2 (de) * 1982-09-02 1993-07-08 Nellcor Inc Sauerstoffmesseinrichtung mit sauerstoffmesssonde.
DE3477991D1 (en) * 1984-05-04 1989-06-08 Kurashiki Boseki Kk Spectrophotometric apparatus for the non-invasive determination of glucose in body tissues
US4687336A (en) * 1985-03-05 1987-08-18 Abbott Laboratories Measurement of optical density via nephenometry
US4704029A (en) * 1985-12-26 1987-11-03 Research Corporation Blood glucose monitor
US4824242A (en) * 1986-09-26 1989-04-25 Sensormedics Corporation Non-invasive oximeter and method
JPS63252239A (ja) * 1987-04-09 1988-10-19 Sumitomo Electric Ind Ltd 反射型オキシメ−タ
US4810090A (en) * 1987-08-24 1989-03-07 Cobe Laboratories, Inc. Method and apparatus for monitoring blood components
US4805623A (en) * 1987-09-04 1989-02-21 Vander Corporation Spectrophotometric method for quantitatively determining the concentration of a dilute component in a light- or other radiation-scattering environment
JPH0827235B2 (ja) * 1987-11-17 1996-03-21 倉敷紡績株式会社 糖類濃度の分光学的測定法
US4882492A (en) * 1988-01-19 1989-11-21 Biotronics Associates, Inc. Non-invasive near infrared measurement of blood analyte concentrations
DE3825352A1 (de) * 1988-07-26 1990-02-01 Kessler Manfred Verfahren und vorrichtung zur bestimmung von lokalen farbstoff-konzentrationen und von streuparametern in tierischen und menschlichen geweben
JPH06103257B2 (ja) * 1988-12-19 1994-12-14 大塚電子株式会社 光散乱を用いた物質の吸光係数測定方法および装置
US5204532A (en) * 1989-01-19 1993-04-20 Futrex, Inc. Method for providing general calibration for near infrared instruments for measurement of blood glucose
US5086229A (en) * 1989-01-19 1992-02-04 Futrex, Inc. Non-invasive measurement of blood glucose
US5028787A (en) * 1989-01-19 1991-07-02 Futrex, Inc. Non-invasive measurement of blood glucose
GB2227832A (en) * 1989-02-06 1990-08-08 Hamamatsu Photonics Kk Optical examination apparatus
GB2228314B (en) * 1989-02-16 1992-11-18 Hamamatsu Photonics Kk Examination apparatus
US5178142A (en) * 1989-05-23 1993-01-12 Vivascan Corporation Electromagnetic method and apparatus to measure constituents of human or animal tissue
US5183042A (en) * 1989-05-23 1993-02-02 Vivascan Corporation Electromagnetic method and apparatus to measure constituents of human or animal tissue
CA2028261C (en) * 1989-10-28 1995-01-17 Won Suck Yang Non-invasive method and apparatus for measuring blood glucose concentration
JP2641575B2 (ja) * 1989-12-01 1997-08-13 松下電器産業株式会社 グルコース無侵襲計測装置
DK0613653T3 (da) * 1990-02-15 1996-12-02 Hewlett Packard Gmbh Fremgangsmåde til beregning af oxygenmætning
US5115133A (en) * 1990-04-19 1992-05-19 Inomet, Inc. Testing of body fluid constituents through measuring light reflected from tympanic membrane
GB2244128A (en) * 1990-05-17 1991-11-20 Abbey Biosystems Ltd Non-invasive medical sensor
US5158082A (en) * 1990-08-23 1992-10-27 Spacelabs, Inc. Apparatus for heating tissue with a photoplethysmograph sensor
US5127408A (en) * 1990-09-14 1992-07-07 Duke University Apparatus for intravascularly measuring oxidative metabolism in body organs and tissues
DE4031320A1 (de) * 1990-10-04 1992-04-09 Dieter Dipl Ing Knapp Verfahren und vorrichtung zur optischen untersuchung von koerperteilen oder fluessigkeiten
JP2539707B2 (ja) * 1991-03-27 1996-10-02 大塚電子株式会社 吸光スペクトルの補正方法およびその方法を用いた光拡散物質の分光測定装置
GB9106672D0 (en) * 1991-03-28 1991-05-15 Abbey Biosystems Ltd Method and apparatus for glucose concentration monitoring
ATE124225T1 (de) * 1991-08-12 1995-07-15 Avl Medical Instr Ag Einrichtung zur messung mindestens einer gassättigung, insbesondere der sauerstoffsättigung von blut.
US5277181A (en) * 1991-12-12 1994-01-11 Vivascan Corporation Noninvasive measurement of hematocrit and hemoglobin content by differential optical analysis
US5337745A (en) * 1992-03-10 1994-08-16 Benaron David A Device and method for in vivo qualitative or quantative measurement of blood chromophore concentration using blood pulse spectrophotometry
DE9308617U1 (ja) * 1993-06-09 1993-07-22 Fa. Carl Zeiss, 7920 Heidenheim, De

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2012518180A (ja) * 2009-02-18 2012-08-09 エフ．ホフマン−ラ ロシュ アーゲー 体液を分析するための検査方法及び検査器具
WO2014199792A1 (ja) * 2013-06-11 2014-12-18 Ｎｅｃソリューションイノベータ株式会社 光学ユニット及び光学分析装置
US10335067B2 (en) 2013-06-11 2019-07-02 Nec Solution Innovators, Ltd. Optical unit and optical analysis device
US11185243B2 (en) 2016-05-25 2021-11-30 Osram Oled Gmbh Sensor device

Also Published As

Publication number Publication date
FI951673A0 (fi) 1995-04-07
US5551422A (en) 1996-09-03
US5676143A (en) 1997-10-14
WO1994010901A1 (de) 1994-05-26
JPH08502912A (ja) 1996-04-02
DK0659055T3 (da) 1996-07-29
ATE136443T1 (de) 1996-04-15
DE59302208D1 (de) 1996-05-15
CA2147639A1 (en) 1994-05-26
CA2147639C (en) 2002-04-02
EP0659055B1 (de) 1996-04-10
EP0707826A1 (de) 1996-04-24
DE59309645D1 (de) 1999-07-15
AU5416894A (en) 1994-06-08
ES2133643T3 (es) 1999-09-16
ES2086969T3 (es) 1996-07-01
NO951792L (no) 1995-05-08
KR0170040B1 (ko) 1999-03-20
EP0659055A1 (de) 1995-06-28
TW305022B (ja) 1997-05-11
IL107396A0 (en) 1994-01-25
HK201896A (en) 1996-11-15
DE4393335D2 (de) 1994-07-21
EP0707826B1 (de) 1999-06-09
GR3020063T3 (en) 1996-08-31
NO951792D0 (no) 1995-05-08
AU674555B2 (en) 1997-01-02
IL107396A (en) 1997-02-18
FI951673A (fi) 1995-04-07

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