JP5734310B2 - ラマン分光法による非侵襲性の生体内の測定装置および測定方法 - Google Patents

Description

本発明は、皮膚内の間質液中に存在するグルコースのラマン分光法による非侵襲性のｉｎ−ｖｉｖｏ（生体内の）測定装置に関するものである。

分光法は、光を用いることによって分子の規模に関する情報を得る方法である。この情報は、調査する分子の回転、振動及び／又は電子の状態、並びに解離エネルギーなどに関するものとすることができる。所与の分子の回転及び／又は振動スペクトルは、その分子に特有である。このため、分子スペクトル、特に回転及び／又は振動スペクトルは、しばしば特定の分子の「指紋」と呼ばれる。したがって、分子の回転、振動及び／又は電子の状態に関する情報を、いくつかの未知の分子成分を含むサンプルを分析するために用いることができ、それによって、サンプル中の分子成分に関する知見が得られる。

分光学的な構成に対する基本は、サンプルを照射するために用いられる光源、例えばレーザである。光源からの光（入射光）がサンプルと相互作用し、サンプルによって透過、放射、反射及び／又は散乱された光の変化を生じることがしばしばである。変化した光を集め、そのスペクトル分布を分析することによって、入射光と分子のサンプルとの相互作用に関する情報を得ることが可能であり、したがって、分子成分に関する情報を得ることができる。

スペクトル分布は通常、分光計を用いることによって測定される。分光計は光学装置であり、その光学装置に方向付けられた光ビームを異なる周波数成分に分離し、その後、こうした成分の強度を、例えばＣＣＤ検出器、ＣＣＤアレイ、光ダイオードなどを用いて測定することによって機能する。

入射光と分子のサンプルとの相互作用を反映する変化した光は、概ね放射又は散乱として特徴付けることができる。放射信号は、通常はきわめて狭いスペクトル線を示す散乱光の信号に比べて、比較的広いスペクトル分布を有する。しばしば一方のプロセスが他方より優位を占めるが、両方のプロセスが同時に起こる可能性もあり、またそれは最もよく起こることである。放射光の強度と散乱光の強度の関係は、とりわけ入射光の周波数及び出力、サンプル内の測定点における入射光の強度、並びにサンプル中の分子成分によって決まる。

散乱光は、弾性的なもの又は非弾性的なものとして分類することができ、これらは分光学的にきわめて狭い信号であることを特徴とする。弾性的な散乱はレイリー散乱と呼ばれ、周波数偏移がない。したがって、レイリー散乱は入射光と同じ周波数を有する。

非弾性的な散乱の中で最も一般に知られている実例は、ラマン散乱であり、分子と入射光の光子との間でエネルギーの相互交換がある。ラマン散乱光の周波数、すなわちスペクトル分布は、入射光とは異なり、分子の特定の振動レベルを一意に反映するものであり、したがって、それはフィンガープリント（指紋）スペクトルである。これを、調査する物質の分子組成、及び／又は物質内の特定の分子の濃度の同定に用いることができる。

ラマン散乱は、例えばレイリー散乱及び蛍光発光と比べると比較的弱いプロセスである。したがって、ラマン散乱光を集めるときには、こうした他のプロセスからの寄与を低減することが望ましい。さらに、ラマン散乱光の強度は、入射光の周波数及び強度に強く依存する。したがって、これらが変動する場合、必要な精度に応じて、集められたラマン散乱光の分析に基づき、異なるサンプル及び／又はサンプル・スポット中の分子成分の分布に関する信頼性のある情報を受け取ろうとするのであれば、入射光の出力の変動を監視することがきわめて重要になる可能性がある。同じことが、サンプル及び／又は異なるサンプル・スポット中の分子成分の分析が放射スペクトルに基づく場合にも当てはまる。

皮膚は、異なる特性を有し、且つ異なる種類の細胞及び構造を含むいくつかの層を備える。皮膚又は身体の他の部分におけるグルコースを測定するのにラマン分光法を用いるための様々な提案が行われてきたが、これまでこれらのいずれも、特定の個人に適合させるための調整を行うことなく、またその個人に対する校正を行うことなく、ほとんどの候補被験者に使用することができるシステムを提供していない。そのため、一個人又は一群の個人を対象に、化学分析など他の手段によって行われる血糖濃度の測定に対して機器を校正し、その校正に関わる一人又は複数以外の他の個人に機器を使用するときに、その同じ校正を適用することが考えられる。我々はこれまでに、そうした結果を得るのに重要なことは、測定のために集められるラマン散乱光が、確実に皮膚内の特定の深さで又はその近くで生じるようにすることであることを認識している。

Caspers等によるBiophysical Journal、85巻、2003年7月は、グルコースの測定に有用であると言われるｉｎ ｖｉｖｏの共焦点ラマン分光法の方法及び装置について記載している。しかしながら、それには、グルコース測定においてラマン散乱を集めるべき深さに関する指示は含まれておらず、その教示から推測されるように、実際には、装置にこの目的に対する試みが行われていなかったことが強く示唆される。

国際公開第２００８／０５２２２１号は、例えばグルコースを測定するために、光を皮膚及び組織などのサンプルの表面を通して、サンプル内の焦平面まで透過させるコヒーレント・ラマン分光法の方法及び装置について記載している。しかしながら、焦平面に対する特定の深さを選択することの重要性、又はこれをどこにすべきかについての教示はない。実際には、この装置を用いると、分析物の濃度が一定であるときに皮膚の温度及び水和作用の影響によって、検出される信号の変動が生じることが明確に認められる。測定を行う深さを注意深く選択することによって、そうした影響を回避できるという示唆はない。

国際公開第９７／３６５４０号は、ラマン分光法、及び人工的なニューラル・ネットワークの弁別器を用いた、例えばグルコースの濃度の測定について記載している。しかしながら、ラマン信号が特定の深さから選択的に得られるわけではなく、＞５００μｍの深さまで浸透する信号から生じる非線形性を補償することの必要性が論じられている。

国際公開第００／０２４７９号は、前眼房の房水の共焦点ラマン分光法による非侵襲性のグルコース測定のための方法及び装置について記載している。もちろん、皮膚で最適な測定を行うための深さに関する教示はない。

国際公開第２００９／１４９２６６号は、健康なボランティアの生きたヒトの組織中のカロチノイド抗酸化剤を測定するために、新規な非侵襲性の光学的技術として共鳴ラマン散乱を用いることについて記載する、Ermakov IV、 Ermakova MR、McClane RW、Gellermann W、Opt Lett. 2001年8月1日、26(15)、1179〜81頁、「Resonance Raman detection of carotenoid antioxidants in living human tissues」に再度言及している。青−緑色レーザの励起を使用することにより、蛍光を発する背景に重ね合わせられた、はっきり区別することができるカロチノイドのラマン・スペクトルが得られると言われている。

Chaiken等（「Noninvasive blood analysis by tissue modulated NIR Raman spectroscopy」、 J. Chaiken等、Proc. of SPIE optical Eng.、2001年、4368巻、134〜145頁）は、複数の個人に対しては、ラマン・ベースの測定とフィンガースティックによる血糖測定との間に０．６３の相関しか得られなかったが、一個人では０．９０の相関を得ることができた。Chaiken等が利用し構成は、平行化された励起光線を含むものであり、したがって、もちろん最適な焦点深度を開示していない。

国際公開第２００８／０５２２２１号 国際公開第９７／３６５４０号 国際公開第００／０２４７９号 国際公開第２００９／１４９２６６号

Caspers等、Biophysical Journal、85巻、2003年7月 Ermakov IV、Ermakova MR、McClane RW、Gellermann W、Opt Lett. 2001年8月1日、26(15)、1179〜81頁、「Resonance Raman detection of carotenoid antioxidants in living human tissues」 「Noninvasive blood analysis by tissue modulated NIR Raman spectroscopy」、J. Chaiken等、Proc. of SPIE optical Eng.、2001年、4368巻、134〜145頁

本発明は、被験者の皮膚内の間質液中に存在するグルコースのラマン分光法による非侵襲性のｉｎ−ｖｉｖｏ測定装置であって、光源と、光源から測定位置までの光路を形成する光学的構成要素と、光検出ユニットと、測定位置から光検出ユニットまでのラマン散乱光に対するリターン・パスを形成する光学的構成要素と、使用時に皮膚の表面に対してリターン・パスを形成する光学的構成要素の位置を定めるための、遠位面を有する皮膚係合部材とを備え、ラマン散乱光に対するリターン・パスを形成する光学的構成要素が、光検出ユニットで受け取られるラマン散乱光の少なくとも５０％が、皮膚係合部材の遠位面を越えて６０〜４００μｍの深さで生じるように、測定位置の近くから散乱された光を光検出ユニットへ選択的に伝えるようになっている、装置を提供する。

この装置は、ラマン散乱光の分析に基づき、間質液又は血液中のグルコースの濃度を算出する手段を含むことができる。ラマン・スペクトルは、ピークの強度をグルコースの濃度に関連付ける調整された統計モデルを適用することによって分析することができる。これは、M. A. Arnold、「In Vivo Near-Infrared Spectroscopy of Rat Skin Tissue with Varying Blood Glucose Levels」、Anal. Chem. 2006年、78、215〜223頁、及びA. M. K. Enejder等、「Raman Spectroscopy for Non-invasive Glucose Measurements」、Jnl of Biomedical Optics、10(3)、031114、2005年5/6月として認められる参考文献にさらに詳しく記載されるように、部分最小二乗回帰（ＰＬＳ）を用いて実施することができる。例えば、A. G. Ryder、G. M. Connor、T. J. Glynn、「Quantitative Analysis of Cocaine in Solid Mixtures using Raman Spectroscopy and Chemometric Methods」、Journal of Raman Spectroscopy、31、221〜227頁(2000年)、又は J. T. Olesberg、L. Liu、 V. V. Zee、M. A. Arnold、「In Vivo Near-Infrared Spectroscopy of Rat Skin Tissue with Varying Blood Glucose Levels」、Anal. Chem. 2006年、78、215〜223頁に記載されるものに類似した方法で、主成分分析（ＰＣＡ）を含めた他の形の多変量校正を用いることができる。一般的には、吸収スペクトルからの分析物の検出を校正するのに有用なスペクトル分析の統計的方法は、ラマン・スペクトルの分析にも有用である。

好ましくは、このパーセンテージは少なくとも５５％である。やはり好ましくは、光検出ユニットで受け取られるラマン散乱光の少なくとも９０％が、皮膚係合部材の遠位面を越えて６００μｍ未満の深さで生じる。一方において、好ましくは、光検出ユニットで受け取られるラマン散乱光の２５％未満が、皮膚係合部材の遠位面を越えて１００μｍ未満の深さで生じる。

好ましくは、光検出ユニットで受け取られるラマン散乱光の少なくとも１５％が、皮膚係合部材の遠位面を越えて２００〜３００μｍの深さで生じる。

好ましくは光源から皮膚の表面より下の測定位置までの光路を形成する光学的構成要素が、光源から放射された光を、皮膚の表面より５０〜４００μｍ下の、より好ましくは２００（又は２１０）〜３００μｍ、例えば２５０μｍの深さに集束させることが好ましい。

別の態様において、本発明は、間質液中のグルコースの濃度を測定するための前述した種類の装置であって、検出ユニットで受け取られるラマン散乱光が、少なくともグルコースによって散乱された光を含む装置を提供する。

本発明による装置は、使用時に測定位置を形成する構成要素を含む、皮膚に適用するためのハンドピースと、ハンドピースを、光源、及び測定を行うために光検出ユニットから受け取った信号を分析するための電子回路を含む処理ユニットに接続する１つ又は複数の光ファイバとを備えることができる。

測定位置の皮膚係合部材の遠位位置は、任意選択で調整可能であり、皮膚係合部材の遠位面を越えて６０〜４００μｍになるように調整すること、又は皮膚の表面より５０〜４００μｍ下、より好ましくは２００（又は２１０）〜３００μｍになるように調整することができる。しかしながら、別法として、適切に先に論じた数値パラメータが得られるように、測定位置の皮膚係合部材の遠位位置が固定される。

したがって、光路を形成する光学的構成要素、及び／又はリターン・パスを形成する光学的構成要素の焦点深度は、調整可能ではなく固定にすることができる。

本発明は、被験者の皮膚内の間質液中に存在するグルコースのラマン分光法による非侵襲性のｉｎ−ｖｉｖｏ測定の方法であって、光源からの光を被験者の皮膚の中へ、光源から皮膚内の測定位置までの光路を形成する光学的構成要素を介して方向付けること、皮膚から戻るラマン散乱光を、光検出ユニットにおいて、測定位置から光検出ユニットまでのラマン散乱光に対するリターン・パスを形成する光学的構成要素を介して受け取ると同時に、使用時に皮膚の表面に対してリターン・パスを形成する光学的構成要素の位置を形成するための、遠位面を有する皮膚係合部材を用いることを含み、ラマン散乱光に対するリターン・パスを形成する光学的構成要素が、光検出ユニットで受け取られるラマン散乱光の少なくとも５０％が、皮膚係合部材の遠位面を越えて６０〜４００μｍの深さで生じるように、測定位置の近くから散乱される光を光検出ユニットへ選択的に伝える方法を含む。その方法は、本発明による装置を用いて実行されることが好ましい。

この方法は、被験者に対する測定の前に、既知のグルコース濃度に関する出力を提供する装置を使用することによって、装置の出力を校正することを含むことができる。校正後、装置は１週間以上、より好ましくは１カ月以上の期間にわたり、再度校正しないことが好ましい。好ましくは、既知のグルコースに濃度に関する出力を提供する校正ステップは、被験者に対する装置の使用によって行われるものではない。

したがって校正は、血糖濃度が分かっている異なる被験者に対して実施すること、又は測定位置に配置されたグルコース溶液の小滴、若しくはグルコース溶液を模した固体模型など標準的な基準材料を用いて実施することができる。

そうした方法には、本明細書に記載される任意の装置を用いることができる。

本発明はさらに、請求項１に記載の装置で使用するためのハンドピースであって、ハンドピースにて光源から受け取る光に対する光路を形成し、この光を測定位置へ伝達する光学的構成要素と、測定位置からのラマン散乱光に対するリターン・パスを形成し、ラマン散乱光を遠隔の光検出ユニットへ伝達するための光学的構成要素と、使用時に皮膚の表面に対してリターン・パスを形成する光学的構成要素の位置を形成するための、遠位面を有する皮膚係合部材とを含み、ラマン散乱光に対するリターン・パスを形成する光学的構成要素が、光検出ユニットで受け取るラマン散乱光の少なくとも５０％が、皮膚係合部材の遠位面を越えて６０〜４００μｍの深さで生じるように、測定位置の近くから散乱された光を選択的に受け取り、光検出ユニットへ伝達するようになっているハンドピースを含む。

光源はレーザであることが好ましい。光源として使用するレーザの好ましい形は、３００〜１５００ｎｍの範囲内の波長を有するダイオード・レーザである。適切な好ましい波長は、７８５、８３０又は８５０ｎｍである。適切な出力範囲は、５０〜１０００ｍＷである。例えば、ＲＧＢ Ｌａｓｅによる８３０ｎｍ、５００ｍＷのＦＣ−８３０レーザを使用することができる。

この装置は、光信号を測定するための光プローブを含むことができ、光源から測定位置までの光路を形成する光学的構成要素は、光源からの入射光を案内する第１の光ファイバと、入射光を測定位置に向かって、すなわち測定位置の中又は上に集束させるレンズとを備える。ラマン散乱光に対するリターン・パスを形成するための光学的構成要素は、レンズと、測定位置から変化した光を集める第１の光ファイバの遠位部と、変化した光を光検出ユニットに案内する第２の光ファイバとを備えることができる。しかしながら、前述の第２の光ファイバを使用する代わりに、ハンドピースに分光光度計を組み込むことができる。任意選択で、入射光の強度の変動を測定する他の光検出ユニット（又は光ログ装置）が存在してもよく、この他の光検出ユニットは、有利には第１の光ファイバの後に位置決めすることができ、それによって他の光検出ユニットは、第１のファイバから入射光の一部を受け取る。

光ファイバの使用は、顕微鏡を使用してもよいが、顕微鏡ベースの光プローブは移動可能な物ではなく、ユーザの身体部分を、測定を行うことが可能な位置に配置するのが難しい点において有利である。患者ができることは、患者の腕を顕微鏡内の顕微鏡対物レンズの直下又は直上に挿入することである。残念ながら、ほとんどの顕微鏡では、これは不可能ではなくても困難である。

顕微鏡全体ではなく、例えば台の上に別個に取り付けられた（１つ又は複数の）顕微鏡対物レンズのみを使用する光プローブによって、プローブとサンプルをより近付けやすくことができる。大した困難を伴わずに、患者の腕又は指を（１つ又は複数の）顕微鏡対物レンズの前に配置することができるため、ｉｎ−ｖｉｖｏでの患者の血糖レベルの測定がより好都合になる。しかしながら、選択されたサンプルが脚である場合には、それを（１つ又は複数の）顕微鏡対物レンズの前に適当に配置することがより困難になる可能性がある。

光プローブの内部では、光ログ装置は通常、ダイクロイック・ミラーの後に位置決めされ、それにより、入射光のわずかな部分を、ダイクロイック・ミラーを経由して光ログ装置上まで通すか、又はダイクロイック・ミラーによって光ログ装置上に反射することが可能になる。或いは、第１のファイバとダイクロイック・ミラーとの間に、分割装置を位置決めすることができ、分割装置は、入射光のわずかな部分を光ログ装置上に反射する。

光ログ装置を使用することに伴う１つの利点は、それにより、関係する全期間において入射光の強度の変動を正確に測定できることである。これにより、サンプルの変動ではなく、入射光の変動による変化した光の強度の変動を補償可能であることが保証される。

本発明の一実施例において、入射光をサンプルに向かって集束させるレンズは、測定中、レンズが皮膚（２１３）に直接接触するように、光プローブの表面に配置される。

測定中、皮膚に直接接触するレンズを有することに伴う利点は、サンプルの浸透深さ、またそれによって光プローブからサンプルの焦点までの距離がレンズの焦点距離によって決まるため、それが正確に分かることである。

本発明の他の実施例において、光プローブはウィンドウをさらに備え、このウィンドウは、測定中にウィンドウが皮膚に直接接触するように、レンズと皮膚との間に位置決めされ、ウィンドウの厚さは、レンズの焦点距離よりも小さい。

レンズと皮膚との間にウィンドウを挿入することに伴う利点は、それにより、清浄化によって損傷を受けやすく壊れやすいレンズを使用する場合に、光プローブのより簡単な清浄化を行うことができることである。

レンズと皮膚との間にウィンドウを挿入することに伴う他の利点は、浸透深さをウィンドウの厚さに応じて変えることができることである。これにより、浸透深さを、本発明を特徴付ける値に設定する１つの方法がもたらされる。

同様に、中実のウィンドウを有する代わりに、レンズと皮膚との間にウィンドウの開口を設けることが可能であり、開口は皮膚係合部材の中に形成される。

本発明による光プローブは、第１の光ファイバの後に位置決めされたダイクロイック・ミラーをさらに備えることができ、ダイクロイック・ミラーは、ｒｅ＿ｉｎ＝０〜１００の任意のパーセント（例えば９０％）の入射光を反射し、ｔｒ＿ｉｎ＝０〜１００の任意のパーセント（例えば１０％）の入射光を透過させ（ただし、ｒｅ＿ｉｎ＋ｔｒ＿ｉｎ＝１００パーセント（損失は無視する））、ｒｅ＿ｓｅ＝０〜１００の任意のパーセント（例えば３０％）の変化した光を反射し、ｔｒ＿ｓｅ＝０〜１００の任意のパーセント（例えば７０％）の変化した光を透過させる（ただし、ｒｅ＿ｓｅ＋ｔｒ＿ｓｅ＝１００パーセント（損失は無視する））。したがって、ダイクロイック・ミラーは、入射光のほとんどを反射し、変化した光のほとんどを透過させることができる。

ダイクロイック・ミラーは通常、第１の光ファイバから出る入射光の伝播方向に対して４５度の角度に位置決めされる。

入射光のほとんどがダイクロイック・ミラーによって反射される実施例では、ダイクロイック・ミラーの後に、光ログ装置を位置決めすることができ、それによって光ログ装置が、ダイクロイック・ミラーを透過した入射光の強度の変動を測定する。

入射光のほとんどがダイクロイック・ミラーによって反射される他の実施例では、第１の光ファイバとダイクロイック・ミラーとの間に分割装置を位置決めすることができ、それによって光ログ装置が、分割装置によって反射された入射光の強度の変動を測定する。

本発明の一実施例において、ダイクロイック・ミラーは、入射光のほとんど（例えば≧９０％）を透過させ、わずかな部分（例えば≦１０％）を通過させ、また変化した光のほとんど（例えば≧７０％）を反射し、より少ない量（例えば≦３０％）を通過させる。

入射光のほとんどがダイクロイック・ミラーによって透過される実施例では、ダイクロイック・ミラーの後に光ログ装置を位置決めすることができ、それにより、光ログ装置が、ダイクロイック・ミラーによって反射された入射光の強度の変動を測定する。

ダイクロイック・ミラーのすぐ後に適合させた光ログ装置を有することの利点は、それにより、そうでなければ失われることになる、入射光のダイクロイック・ミラーによって反射されない部分を利用することである。したがって、光を集めて入射光の変動を測定するために、光プローブの内部に挿入される追加の光学的構成要素が不要になる。

本発明の一実施例において、第１の光ファイバ（２０３）から出る光の方向（２３９）と、第２の光ファイバ（２２７）に入る光の方向（２４１）との角度αは、実質的にα＝９０度である。角度は、α＝８０〜１００度の範囲内にすることも可能である。

本発明の一実施例において、光プローブは、少なくとも１つの第１の絞りをさらに備え、第１の絞りは、皮膚内の焦点からの変化した光が第２のファイバに入ることのみを可能にして共焦点画像を確保し、また第１の絞りは、第２のファイバの直前に位置決めされる。絞りは別個の要素とすることができるが、第２のファイバの狭い開口部は、絞りと同様に十分に機能することができる。

第２のファイバの前に位置決めされた光学的絞りを使用することに伴う利点は、光学的絞りが、共焦点領域、すなわちサンプルの焦点スポットの外側で発生した光学的信号を除く３次元の深さフィルタとして働くことである。共焦点の光プローブを使用することに伴う利点は、第２のファイバに入る変化した光が、もっぱら焦点スポットにおける入射光と皮膚との相互作用から生じることであり、したがって、焦点スポットの上及び下の円錐状領域からの寄与は、最小限に抑えられるか又は除かれる。

本発明の他の実施例では、より鮮明な３次元の深さ画像を得るために、さらに１つ又は複数の絞りを使用することができる。第２の絞りは、皮膚と光をサンプル内に集束させるレンズとの間に位置決めすることが好ましい。この第２の絞りは別個の要素とすることができるが、光がレンズを出る／レンズによって集められる点における光プローブの狭い開口部は、絞りと同様に十分に機能することができる。

本発明による装置は、ｉｎ−ｖｉｖｏで皮膚内の光学的信号を測定するように設計及び構成されるが、例えば血液サンプルの中に浸してｉｎ ｖｉｔｒｏで測定を行うことによって、光学的信号を測定するように使用することも可能である。

一般的には、本発明による装置の光プローブの内部に見出される光学的要素は、カバーによって囲まれる。好ましい光プローブは、光を光プローブの内外に案内するために、可撓性ファイバの使用によって自由に動き回るようにすることができる。これにより、例えば腕、指、脚など様々な身体部分を用いた患者の血糖レベルの簡単なｉｎ−ｖｉｖｏ測定が可能になる。しかしながら装置は、光学的構成要素を、測定を実施するために指先の指球部（ｆｉｎｇｅｒｔｉｐ ｐａｄ）を置く特定の位置を形成するハウジング内に収容するように構成することができる。指先の指球部の角質層の厚さは、通常は１０〜４０μｍである（Marks, James G、Miller, Jeffery (2006年)、「Lookingbill and Marks' Principles of Dermatology」(第4版)、Elsevier Inc. 7頁、ISBN 1-4160-3185-5、及び「Thickness of the Stratum Corneum of the Volar Fingertips」、H. FRUHSTORFER、U. ABEL, C.-D. GARTHE、A. KNUTTEL参照）。したがって、２００〜３００μｍの好ましい測定の深さは、角質層よりも下の１６０〜１９０μｍから２６０〜２９０μｍまでである。全ての皮膚部分に対する測定の深さは、好ましくは角質層よりも下の５０〜３９０μｍ、より好ましくは１９０〜２９０μｍである。

装置の主な用途は、一般に患者の血糖レベルを測定することである。血液中のグルコースのレベルは、選択された深さにおける間質液中のレベルと相関関係を示す。

添付図面を参照して、本発明をさらに詳しく記述し説明する。

本発明による装置を概略的に示す図。 図１の装置の一部を形成する光プローブの第１の実施例を示す図。 図１の装置の一部を形成する光プローブの第２の実施例を示す図。 図１の装置の一部を形成する光プローブの第３の実施例を示す図。 本発明による集束深さを用いて得られたラマン散乱の深さ分布を示す図。 大きすぎる集束深さを用いたラマン散乱の深さ分布を示す図。 小さすぎる集束深さを用いたラマン散乱の深さ分布を示す図。 本発明によって得られた予測されるグルコースの測定値、及び実際の血糖レベルを示す図。 大きすぎる集束深さを用いて得られた予測されるグルコースの測定値、及び実際の血糖レベルを示す図。

図１は、グルコース（又は他の皮膚物質）の濃度をｉｎ−ｖｉｖｏで測定するために使用される、本発明による装置を概略的に示している。光プローブ１０１は、光源１０３からの光を第１のファイバ１０５を通して受け取る。本発明のこの実施例では、光源１０３はレーザである。入射光は皮膚１０７を照射し、皮膚１０７と相互作用する。皮膚から戻り、受け取られた変化した光は、光プローブ１０１によって集められ、次のスペクトル成分の分析のために、第２のファイバ１０９を介して、コンピュータ１１３に接続された分光計１１１に送られる。分光計１１１の中には、光検出ユニットが存在する。或いは、もちろん分光計の機能をハンドピースに組み込むことが可能であり、スペクトル情報を表す対応する電子信号を、そこからコンピュータへ出力することができる。

本発明のこの実施例では、光プローブが患者の腕に適用されているが、指又は他の身体部分に適用することも可能である。同様に、ｉｎ−ｖｉｖｏで実施される測定が示されているが、光プローブ１０１は、例えば血液サンプルに浸し、それによりｉｎ ｖｉｔｒｏで測定を行うことによって光学的信号を測定するように使用することも可能である。

一般的には、本発明による装置の光プローブ１０１の内部に見出される光学的要素は、カバーによって囲まれ、カバーは、２つのファイバ１０５及び１０９に対する少なくとも１つの開口部、及びサンプルを照射するのに使用される光に対する開口部を有する。後者の開口部は、サンプルから変化した光を集めるために用いることもできる。光プローブ１０１は、光を光プローブの内外に案内するために、可撓性ファイバの使用によって自由に動き回るようにすることができる。これにより、腕、指、脚など様々な身体部分を用いた、例えば患者の血糖レベルの簡単なｉｎ−ｖｉｖｏ測定が可能になる。

光プローブ１０１の主な用途は、患者の血糖レベルを測定することである。しかしながら、プローブは、例えば血液中のヘモグロビン、コレステロール、アルコール及び／若しくは薬剤のレベル、又は血液中の温度及び／若しくは温度の変動を測定するために用いることもできる。

図２は、光を光プローブ２０１内に案内するための第１の光ファイバ２０３を備える、光プローブ２０１の第１の実施例を示している。本発明のこの実施例によれば、光源は通常、レーザである。第１のファイバ２０３を出た後、入射光２０５は、第１のレンズ２０７を用いて平行化され、レーザの周波数／波長の範囲を超えた周波数／波長のうち０〜１００の任意のパーセンテージを遮断する第１のフィルタ２０９を通過することによって光学的に濾過される。レーザの周波数の範囲を超えた周波数を遮断することによって、例えば、第１のファイバ２０３の内部で発生したラマン散乱が入射光２０５から除かれることが保証される。第１のフィルタ２０９は、０〜１００の任意のパーセンテージのレーザの周波数を遮断することもできる。これは、入射光２０５の強度がサンプルの要求に対して高すぎる場合に有利である。第１のフィルタ２０９は、帯域フィルタ、ノッチ・フィルタ、エッジ・フィルタなどであることが好ましい。

光プローブ２０１は、０〜１００の任意のパーセンテージの光を反射又は透過するダイクロイック・ミラー２１１をさらに備え、反射又は透過される光のパーセンテージは、ダイクロイック・ミラー２１１上のコーティング、光がダイクロイック・ミラー２１１に当たる角度、及び光の周波数に依存する。ダイクロイック・ミラー２１１は、例えば、ダイクロイック・ミラー２１１が入射光２０５の方向に対して所与の角度に位置決めされたときに、最も高い割合の入射光２０５を反射するようにコーティングすることができる。したがって、ダイクロイック・ミラー２０５と入射光２０５との角度を変えると、ダイクロイック・ミラー２１１によって反射される入射光２０５の割合が低減される。

本発明のこの実施例において、ほとんどの入射光２０５はダイクロイック・ミラー２１１によって反射され、第２のレンズ２１５によって被験者の皮膚２１３の内部に集束される。入射光２０５の焦点２１７は、第２のレンズ２１５の焦点距離２１８、及びウィンドウ２１９のレンズ、特に使用時に皮膚を係合する遠位面の遠位距離によって決まる。第２のレンズ２１５は凸形であることが好ましいが、非球面又は平面でもよい。

ダイクロイック・ミラー２１１は、この実施例では、入射光２０５の伝播方向に対して４５°の角度に位置決めされている。大部分の入射光２０５は、その後９０°の角度で反射される。ダイクロイック・ミラー２１１を、０〜９０°の角度に位置決めすることもできる。

本発明の一実施例では、ダイクロイック・ミラー２１１によって反射される入射光２０５のパーセント（ｒｅ＿ｉｎ）、及び透過される入射光２０５のパーセント（ｔｒ＿ｉｎ）は、ｒｅ＿ｉｎ≧（ｒｅ＿ｉｎ＋ｔｒ＿ｉｎ）の９０％、及びｔｒ＿ｉｎ≦（ｒｅ＿ｉｎ＋ｔｒ＿ｉｎ）の１０％である。

本発明の他の実施例では、ダイクロイック・ミラー２１１によって反射及び透過される入射光２０５のパーセントはそれぞれ、ｒｅ＿ｉｎ≧（ｒｅ＿ｉｎ＋ｔｒ＿ｉｎ）の９８％、及びｔｒ＿ｉｎ≦（ｒｅ＿ｉｎ＋ｔｒ＿ｉｎ）の２％である。

図示される光プローブ２０１は、第２のレンズ２１５と皮膚２１３との間に位置決めされた薄いウィンドウ２１９をさらに備えている。ウィンドウ２１９の厚さは、第２のレンズ２１５の焦点距離よりも小さく、すなわち、第２のレンズ２１５から皮膚２１３の内部の焦点２１７までの距離よりも小さい。ウィンドウ２１９は、第２のレンズ２１５を保護するように働くことができ、それによって、皮膚２１３に接触した後、光プローブ２０１を容易に清浄化することが可能になる。ウィンドウ２１９は皮膚係合部材としての役目を果たし、その皮膚を係合する面からレンズ２１５の焦点までの距離が、ラマン信号が生成される皮膚の表面よりも下の深さ２２０を決める。これは理想的には、ほとんどのレーザ光の強度を皮膚の表面より下の２５０μｍのところに集束させるように設定される。装置を他の用途に適合可能にすることが望ましい場合には、異なる厚さのウィンドウ２１９を取り付けるように対処することができ、それによって、サンプルの浸透深さ２２０を変化させる。典型的な別のサンプルの浸透深さ２２０は、第２のレンズ２１５の焦点距離２１８及びウィンドウ２１９の厚さに応じて、１５０〜５００μｍの範囲である。より短い浸透深さ２２０と、より長い浸透深さ２２０の両方を得ることもできる。

本発明の他の実施例では、ウィンドウは存在せず、第２のレンズ２１５が皮膚２１３に直接接触する。その場合、皮膚を通過する光に対するレンズの焦点距離は、理想的には２００〜３００μｍである。やはり、装置を他の用途にも適合可能にすることが望ましい場合には、レンズを異なる焦点距離のレンズと交換できるようにすることが可能である。

入射光２０５を皮膚２１３内に集束させることに加えて、第２のレンズ２１５は、焦点２１７からの変化した光２２１を平行化する。この実施例では、ダイクロイック・ミラー２１１は変化した光２２１のほとんどを透過させるが、入射光２０５の後方散乱を反射する。これによって、皮膚２１３との相互作用の結果として生じる変化した光２２１から、望ましくない周波数、すなわち後方反射された入射光２０５の周波数が濾過される。

本発明の一実施例では、ダイクロイック・ミラー２１１によって反射される変化した光２２１のパーセント（ｒｅ＿ｓｅ）、及び透過される変化した光２２１のパーセント（ｔｒ＿ｓｅ）はそれぞれ、ｒｅ＿ｓｅ≦（ｒｅ＿ｓｅ＋ｔｒ＿ｓｅ）の３０％、及びｔｒ＿ｓｅ≧（ｒｅ＿ｓｅ＋ｔｒ＿ｓｅ）の７０％である。

本発明の他の実施例では、ダイクロイック・ミラー２１１によって反射及び透過される変化した光２２１のパーセントはそれぞれ、ｒｅ＿ｓｅ≦（ｒｅ＿ｓｅ＋ｔｒ＿ｓｅ）の１０％、及びｔｒ＿ｓｅ≧（ｒｅ＿ｓｅ＋ｔｒ＿ｓｅ）の９０％である。

変化した光２２１はさらに、光を第３のレンズ２２５によって第２のファイバ２２７の中に集束させる前に、第２のフィルタ２２３を通過することによって光学的に濾過される。第２のフィルタ２２３は、帯域フィルタ、ノッチ・フィルタ、エッジ・フィルタなどであることが好ましく、第２のレンズ２１５によって集められた変化した光２２１のうち０〜１００の任意のパーセンテージを透過させること、及び入射光の周波数に近い若しくは等しい周波数のうち０〜１００の任意のパーセンテージを遮断することを特徴とする。これにより、皮膚２１３から散乱されたほとんど全てのラマン光を通過させることが可能になると同時に、例えば第２のフィルタ２２３を通過する、望ましくないレイリー散乱のパーセンテージは無視できることを保証できる。

蛍光発光などの放射を測定する際、飽和及び／又は検出装置への損傷を避けるために、検出装置に達する光の強度を低減することが重要になることがある。これを実施するために、１００％未満の放射を透過させる第２のフィルタ２２３を使用できる。

本発明のこの実施例では、ダイクロイック・ミラー２１１が、入射するレーザ光２０５の全てを反射するわけではない。その代わり、それによって、より少ない割合の光２２９がダイクロイック・ミラー２１１を通過して、ダイクロイック・ミラー２１１を通過した後の光２２９の強度及び／又は出力を検出する光ログ装置２３１に達することが可能になる。光ログ装置２３１は、フォトダイオード、ＣＣＤ検出器、熱トランジスタ、又はそうした装置へ案内するファイバなどとすることができる。

光ログ装置２３１を使用することに伴う１つの利点は、それにより、常に入射光の強度の変動を正確に測定することが可能になることである。これにより、レーザ光の強度のドリフトによる変化した光２２１の強度の変動を補償し、そうでなければ入射光の強度の変動によって引き起こされることになるグルコース濃度の見掛けの変動を防止することが保証される。分光光度計内の光検出ユニットによって記録された信号は、主な光の強度の測定値を用いて正規化される。正規化は、リアルタイムではなく、データを分析するときにソフトウェアで行うことができる。

レーザ光をファイバに結合するプロセスは、レーザ光をファイバの中に集束させる角度と、レーザをファイバの中に集束させるレンズの焦点とファイバ自体の間の距離との両方にきわめて敏感であるため、光ログ装置２３１を光プローブ２０１に組み込み、それを第１のファイバ２０３から出る入射光２０５を結合した後に位置決めすることは明らかに有利である。したがって、ファイバを出る光の強度の変動値は、レーザ光をファイバに結合する効率の結果として変化する。したがって、前述の特許／論文にあるように、レーザとファイバとの間に位置決めされた光ログ装置を用いても、皮膚の中に集束させる光の強度の変動の正確な測定が得られるわけではない。しかしながら、この実施例及び他の実施例において、光源、又は光源と皮膚の間の任意の点において入射光の強度の変動を測定することは、本発明の範囲内である。

前述の光学的要素に加えて、光プローブ２０１は、第２のファイバ２２７の前に位置決めされた少なくとも１つの第１の光学的絞り２３３を備えることもできる。第１の光学的絞り２３３は、共焦点領域、すなわち焦点スポット２１７の外側で発生した光学的信号を除く３次元の深さフィルタとして働く。共焦点の光プローブを使用することに伴う利点は、第２のファイバ２２７に入る変化した光２２１が、もっぱら焦点スポット２１７における入射光２０５と皮膚２１３との相互作用から生じることであり、したがって、焦点スポット２１７の上及び下の円錐状領域からの寄与は除かれる。

本発明のこの第１の実施例によれば、第１の絞り２３３は別個の要素として示されている。しかしながら、第２のファイバ２２７の狭い開口部は、第１の絞り２３３と同様に十分に機能することができる。

より鮮明な３次元の深さ画像を得るために、第１の絞り２３３に加えて、１つ又は複数の絞りを使用することができる。第２の絞り２３５は、第２のレンズと皮膚２１３との間に位置決めすることが好ましい。ウィンドウ２１９がなく、第２のレンズ２１５が凸形である好ましい実施例では、第２のレンズ２１５は、やはり皮膚２１３と直接接触し、皮膚２１３と第２のレンズ２１５の間に薄い第２の絞り２３５が位置決めされる。

本発明のこの実施例では、第２の絞り２３５は別個の要素として示されている。しかしながら、光が第２のレンズ２１５を出る／第２のレンズ２１５によって集められる点における光プローブ２０１の狭い開口部は、第２の絞り２３５と同様に十分に機能することができる。

好ましくは、この図に示されるように、第３のレンズ２２５の直前に、第３の絞り２３７を位置決めすることができる。これによって、３次元の深さ画像をさらに改善することができる。

２つのファイバ２０３及び２２７は通常、第１のファイバ２０３を出る光の方向２３９と、第２のファイバ２２７に入る光の方向２４１の方向が、互いに対してα＝９０°の角度になるように配置される。２つのファイバ２０３及び２２７の別の配置、また結果として、それらを出る／それらに入る光の方向（それぞれ２３９及び２４１）を求めることもでき、α≠９０°の角度が得られる。

２つのファイバ２０３及び２２７は、マルチモード・ファイバであることが好ましいが、シングルモード・ファイバでもよい。

図３は、光プローブ３０１が、光を光プローブ３０１内に案内するための第１の光ファイバ２０３と、入射光２０５を平行化するための第１のレンズ２０７と、入射光の周波数を超えた周波数のうち０〜１００の任意のパーセンテージを遮断する第１のフィルタ２０９と、入射光２０５を皮膚２１３の中に集束させ、皮膚２１３から変化した光２２１を集めるための第２のレンズ２１５と、変化した光２２１を光学的に濾過するための第２のフィルタ２２３と、変化した光２２１を第２の光ファイバ２２７の中に集束させるための第３のレンズ２２５と、入射光の強度の変動を検出する光ログ装置２３１とを備える、本発明の第２の実施例を示している。

２つのファイバ２０３及び２２７は、マルチモード・ファイバであることが好ましいが、シングルモード・ファイバでもよい。２つのファイバ２０３及び２２７は通常、第１のファイバ２０３を出る光の方向と第２のファイバ２２７に入る光の方向とが垂直になるように配置される。２つのファイバ２０３及び２２７の別の配置、また結果として、それらを出る／それらに入る光の方向を求めることもできる。

２つのフィルタ２０９及び２２３は通常、帯域フィルタ、ノッチ・フィルタ、エッジ・フィルタなどである。第２のレンズ２１５は凸形であることが好ましいが、非球面又は平面でもよい。

光プローブ３０１は、０〜１００の任意のパーセンテージの光を反射又は透過させるダイクロイック・ミラー３０３をさらに備えている。ダイクロイック・ミラー３０３は、この実施例では、入射光２０５の伝播方向に対して４５°の角度に位置決めされているが、０〜９０°の角度に位置決めすることも可能である。

本発明の第２の実施例によれば、ダイクロイック・ミラー３０３は、ほとんどの入射光２０５がダイクロイック・ミラー３０３を通過することを可能にし、光ログ装置２３１によって検出される入射光のより少ない部分２２９のみを反射する。変化した光２２１は、ダイクロイック・ミラー３０３によって約９０度の角度で反射される。

本発明の一実施例において、ダイクロイック・ミラー３０３によって反射及び透過される入射光２０５のパーセントはそれぞれ、ｒｅ＿ｉｎ≦（ｒｅ＿ｉｎ＋ｔｒ＿ｉｎ）の３０％、及びｔｒ＿ｉｎ≧（ｒｅ＿ｉｎ＋ｔｒ＿ｉｎ）の７０％であり、ダイクロイック・ミラー３０３によって反射及び透過される変化した光２２１のパーセントはそれぞれ、ｒｅ＿ｓｅ≧（ｒｅ＿ｓｅ＋ｔｒ＿ｓｅ）の７０％、及びｔｒ＿ｓｅ≦（ｒｅ＿ｓｅ＋ｔｒ＿ｓｅ）の３０％である。

本発明の他の実施例では、ダイクロイック・ミラー３０３によって反射及び透過される入射光２０５のパーセントはそれぞれ、ｒｅ＿ｉｎ≦（ｒｅ＿ｉｎ＋ｔｒ＿ｉｎ）の１０％、及びｔｒ＿ｉｎ≧（ｒｅ＿ｉｎ＋ｔｒ＿ｉｎ）の９０％であり、ダイクロイック・ミラー３０３によって反射及び透過される変化した光２２１のパーセントはそれぞれ、ｒｅ＿ｓｅ≧（ｒｅ＿ｓｅ＋ｔｒ＿ｓｅ）の９０％、及びｔｒ＿ｓｅ≦（ｒｅ＿ｓｅ＋ｔｒ＿ｓｅ）の１０％である。

光プローブ３０１は任意選択で、第２のレンズ２１５と皮膚２１３との間に位置決めされる皮膚係合部材を構成する薄いウィンドウ２１９と、第１の光学的絞り２３３と、通常は第２のレンズ２１５と皮膚２１３の間に位置決めされる第２の絞り２３５と、通常は第３のレンズ２２５の直前に位置決めされる第３の絞り２３７とをさらに備えることができる。本発明のこの第２の実施例によれば、絞り２３３及び２３５は別個の要素として示されている。しかしながら、第２のファイバ２２７の狭い開口部は、第１の絞り２３３と同様に十分に機能することができ、光が第２のレンズ２１５を出る／第２のレンズによって集められる点におけるプローブ３０１の狭い開口部は、第１の絞り２３３と同様に十分に機能することができる。

皮膚の浸透深さ２２０はやはり、理想的には２００（又は２１０）〜３００μｍに設定される。それは、さらに他の用途に対して調整可能にすることができ、やはりその場合も、典型的なサンプルの浸透深さ２２０は、第２のレンズ２１５の焦点距離２１８及びウィンドウ２１９の厚さに応じて（そうしたものが光プローブ３０１の一部である場合）、１／１０〜３ｍｍの範囲内である。より短い浸透深さ２２０と、より長い浸透深さ２２０の両方を得ることもできる。

光プローブ３０１による利点は、図２に示す光プローブ２０１に関連して前述したものと同じである。

図４は、光プローブ４０１が、光を光プローブ３０１内に案内するための第１の光ファイバ２０３と、入射光２０５を平行化するための第１のレンズ２０７と、入射光の周波数を超えた周波数のうち０〜１００の任意のパーセンテージを遮断する第１のフィルタ２０９と、入射光２０５を皮膚２１３の中に集束させ、皮膚２１３から変化した光２２１を集めるための第２のレンズ２１５と、変化した光２２１を光学的に濾過するための第２のフィルタ２２３と、変化した光２２１を第２の光ファイバ２２７の中に集束させるための第３のレンズ２２５と、入射光の強度の変動を検出する光ログ装置２３１とを備える、本発明の第３の実施例を示している。

２つのファイバ２０３及び２２７は、マルチモード・ファイバであることが好ましいが、シングルモード・ファイバでもよい。２つのファイバ２０３及び２２７は通常、第１のファイバ２０３を出る光の方向と第２のファイバ２２７に入る光の方向とが垂直になるように配置される。２つのファイバ２０３及び２２７の別の配置、また結果として、それらを出る／それらに入る光の方向を求めることもできる。

２つのフィルタ２０９及び２２３は通常、帯域フィルタ、ノッチ・フィルタ、エッジ・フィルタなどである。第２のレンズ２１５は凸形であることが好ましいが、非球面又は平面でもよい。

光プローブ４０１は、０〜１００の任意のパーセンテージの光を反射又は透過させるダイクロイック・ミラー４０３をさらに備えている。ダイクロイック・ミラー４０３は、この実施例では、入射光２０５の伝播方向に対して４５°の角度に位置決めされているが、０〜９０°の角度に位置決めすることも可能である。

本発明の第３の実施例によれば、ダイクロイック・ミラー４０３は、ほとんどの入射光２０５を９０度の角度で皮膚２１３の上に反射し、変化した光２２１が通過することを可能にする。第１及び第２の実施例とは異なり、光のログに用いられる入射光のより少ない部分２２９は、ダイクロイック・ミラー４０３を通過した後、又はダイクロイック・ミラー４０３によって反射された後に集められるのではない。その代わりに、第１のフィルタ２０９とダイクロイック・ミラー４０３との間に位置決めされた光学的な分割装置４０５を使用して、より少ない割合の入射光２２９を光ログ装置２３１に方向付ける。分割装置４０５はビーム・スプリッタとすることができ、ダイクロイック・ミラーは、ほとんどの入射光が低密度フィルタなどを通過することを可能にする。

本発明の一実施例において、ダイクロイック・ミラー４０３によって反射及び透過される入射光２０５のパーセントはそれぞれ、ｒｅ＿ｉｎ≧（ｒｅ＿ｉｎ＋ｔｒ＿ｉｎ）の９０％、及びｔｒ＿ｉｎ≦（ｒｅ＿ｉｎ＋ｔｒ＿ｉｎ）の１０％であり、ダイクロイック・ミラー４０３によって反射及び透過される変化した光２２１のパーセントはそれぞれ、ｒｅ＿ｓｅ≦（ｒｅ＿ｓｅ＋ｔｒ＿ｓｅ）の１０％、及びｔｒ＿ｓｅ≧（ｒｅ＿ｓｅ＋ｔｒ＿ｓｅ）の９０％である。

光プローブ４０１は任意選択で、第２のレンズ２１５と皮膚２１３との間に位置決めされる薄いウィンドウ２１９と、第１の光学的絞り２３３と、通常は第２のレンズ２１５と皮膚２１３の間に位置決めされる第２の絞り２３５と、通常は第３のレンズ２２５の直前に位置決めされる第３の絞り２３７とをさらに備えることができる。本発明のこの第２の実施例によれば、絞り２３３及び２３５は別個の要素として示されている。しかしながら、第２のファイバ２２７の狭い開口部は、第１の絞り２３３と同様に十分に機能することができ、光が第２のレンズ２１５から出る／第２のレンズによって集められる点における光プローブ２０１の狭い開口部は、第１の絞り２３３と同様に十分に機能することができる。

典型的なサンプルの浸透深さ２２０は、第２のレンズ２１５の焦点距離２１８及びウィンドウ２１９の厚さに応じて（そうしたものが光プローブ４０１の一部である場合）、１／１０〜３ｍｍの範囲である。より短い浸透深さ２２０と、より長い浸透深さ２２０の両方を得ることもできる。

光プローブ４０１による利点は、図２に示す光プローブ２０１に関連して前述したものと同じである。

光プローブ２０１、３０１及び４０１は全て、内部の光学的要素が互いにきわめて近接して位置決めされるように構成されているが、図２〜図４は説明のためのものにすぎず、異なる光学的要素間の正確な距離を示すものではない。

光プローブ内部の光学的要素をできるだけ近接して配置することの利点は、この特徴により、入射光及び／又は変化した光の回折による影響が低減されるため、サンプルの焦点における入射光の強度と変化した光を集める効率の両方が高められることである。

図２を参照して前述した装置を、その光の出力が、ウィンドウ２１９を当てたポリスチレンのサンプルの表面を越えて約２５０μｍの深さに集束されるように設定した。図５は、戻って検出器に受け取られたラマン散乱光の発生源の深さ分布を示している。最大の信号強度が、光を集束させた深さから得られることが観察される。受け取られた信号の約１５％が、表面を越えて２００〜３００μｍから生じ、回収された信号の６０％強が６０〜４００μｍで生じている。深さ分布は、薄い（約２００〜２２０μｍ）の透明なポリスチレン材料を用いて測定した。装置のレンズは、深さ０からの信号を集めるためにこれに直接接するように配置し、材料を５０μｍ刻みでレンズから次第に離れるように移動させ、より遠い距離からラマン信号を集めるようにする。深さ分布は、ポリスチレンのピーク−補正された基線の積分した領域として計算される。次いで深さ分布を、各ステップに対する積分したラマン信号の領域を正規化したものとしてプロットする。

受け取られた信号の９０％超が、６００μｍ未満の深さから生じている。一方、信号の２０％未満が、１００μｍ未満の深さから生じている。

比較のために、適用される光を表面より下の約７５０μｍの深さに集束させるように調整し、図６に示す対応する深さ分布を得た。装置をさらに、適用される光を表面の直下に集束させるように調整し、図７に示す対応する深さ分布を得た。

こうした３通りの方法のそれぞれで調整した装置を用いて、ボランティアに対するグルコース測定を行った。焦点を表面に設定した測定は、不快な焼けるような感覚を引き起こしたため、不可能であることが分かった。

本発明に従って２５０μｍの焦点深さの場合に得られた示度のプロットを図８に示し、７５０μｍの焦点深さで得られた示度を図９に示す。

各患者に対して、４〜６回の一連の光学的な測定を行った。これらを、予測されるグルコース値として縦軸に、Ｈｅｍｏｃｕｅ ２０１＋を用いて測定した実際のグルコースのレベルの対応する測定値を、参照として横軸にプロットする。

装置を１組の患者に対して校正し、後続の患者全てに同じ校正を維持した。

図８と図９との比較から、２５０μｍで得られた相関関係の方がずっと優れていることが示される。さらに、皮膚を通してグルコースのレベルを測定する装置の場合、通常は、患者ごとに独立に測定されるグルコースのレベルに対して、例えば血液の化学分析などによる外部校正が必要になることが予想されるが、この場合、１組の患者に対して実施した校正が、他の患者に適用可能であること、また数日、数週間又は数カ月にわたって良好に保たれることが見出される。実際には、装置のいくつかの部分を変更しない限り、校正はいつまでも良好に保たれるべきである。したがって本発明は、改善された正確な校正を維持すること、及び個々の被験者間で校正を引き継ぐことを可能にする。

本明細書では、別段明示的に示されない限り、「又は（ｏｒ）」の単語は、条件の１つだけを満たす必要がある「排他的論理和（ｅｘｃｌｕｓｉｖｅ ｏｒ）」の機能語とは対照的に、言及される条件のどちらか又は両方を満たすときに真の値を返す機能語の意味で用いられる。「備える（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」という単語は、「からなる（ｃｏｎｓｉｓｔｉｎｇ ｏｆ）」を意味するのではなく、「含む（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」の意味で用いられる。先に認めた従来の教示は全て、参照によって本明細書に援用される。本明細書において従来の発行済みの文書を認めることを、この時点で、その教示がオーストラリア又は他の場所における共通の一般的知識であったことを認めるもの又は表すものと解釈すべきではない。

Claims (10)

1. 被験者の皮膚内の間質液中に存在するグルコースのラマン分光法による非侵襲性の生体内測定を行なう装置であって、
   光源と、
   前記光源から測定位置までの光路を形成する光学的構成要素と、
   光検出ユニットと、
   前記測定位置から前記光検出ユニットまでのラマン散乱光に対するリターン・パスを形成する光学的構成要素と、
   使用時に前記皮膚の表面に対して前記リターン・パスを形成する前記光学的構成要素の位置を定めるための、遠位面を有する皮膚係合部材と
   を備え、ラマン散乱光に対するリターン・パスを形成する前記光学的構成要素が、前記光検出ユニットで受光されるラマン散乱光の少なくとも５０％が、前記皮膚係合部材の前記遠位面を越えて６０〜４００μｍの深さで生じるように、前記測定位置の近くから散乱された光を前記光検出ユニットへ選択的に伝えるようになっており、
   前記光源から皮膚の表面よりも下の測定位置までの光路を形成する前記光学的構成要素が、前記光源から放射された光を、前記皮膚の前記表面よりも２００〜３００μｍ下の深さに集束させるようになっている、測定装置。
2. 前記パーセンテージが少なくとも５５％である、請求項１に記載された測定装置。
3. 前記光検出ユニットで受光されるラマン散乱光の少なくとも９０％が、前記皮膚係合部材の前記遠位面を越えて６００μｍ未満の深さで生じるようになっている、請求項１又は請求項２に記載された測定装置。
4. 前記光検出ユニットで受光されるラマン散乱光の２５％未満が、前記皮膚係合部材の前記遠位面を越えて１００μｍ未満の深さで生じるようになっている、請求項１から請求項３までのいずれか１項に記載された測定装置。
5. 前記光検出ユニットで受光されるラマン散乱光の少なくとも１５％が、前記皮膚係合部材の前記遠位面を越えて２００〜３００μｍの深さで生じるようになっている、請求項１から請求項４までのいずれか１項に記載された測定装置。
6. 前記光源が、８３０ｎｍの波長を放出する実質的に単色の光源である、請求項１から請求項５までのいずれか１項に記載された測定装置。
7. 使用時に前記測定位置を形成する構成要素を含む、前記皮膚に付着するためのハンドピースと、
   前記ハンドピースを、前記光源に、及び前記測定を行うために前記光検出ユニットから受け取った信号を分析するための電子回路を含む処理ユニットに接続する１つ又は複数の光ファイバと
   を備える請求項１から請求項６までのいずれか１項に記載された測定装置。
8. 前記測定位置での前記皮膚係合部材の遠位位置が調整可能である請求項１から請求項７までのいずれか１項に記載された測定装置。
9. 前記測定位置での前記皮膚係合部材の前記遠位位置が固定されている請求項１から請求項７までのいずれか１項に記載された測定装置。
10. 被験者の皮膚内の間質液中に存在するグルコースのラマン分光法による非侵襲性の生体内の測定を行なう方法であって、
    光源からの光を前記皮膚の中へ、前記光源から前記皮膚内の測定位置までの光路を形成する光学的構成要素を介して方向付けること、
    前記皮膚から戻るラマン散乱光を、光検出ユニットにおいて、前記測定位置から前記光検出ユニットまでのラマン散乱光に対するリターン・パスを形成する光学的構成要素を介して受光すると同時に、使用時に前記皮膚の表面に対して前記リターン・パスを形成する前記光学的構成要素の位置を決定するための、遠位面を有する皮膚係合部材を用いること
    を含み、ラマン散乱光に対するリターン・パスを形成する前記光学的構成要素が、前記光検出ユニットで受光されるラマン散乱光の少なくとも５０％が、前記皮膚係合部材の前記遠位面を越えて６０〜４００μｍの深さで生じるように、前記測定位置の近くから散乱される光を前記光検出ユニットへ選択的に伝え、
    前記光源から皮膚の表面よりも下の測定位置までの光路を形成する前記光学的構成要素が、前記光源から放射された光を、前記皮膚の前記表面よりも２００〜３００μｍ下の深さに集束させるようになっている、測定方法。