JPH05508336A - 血糖値の非侵襲的測定 - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 血糖値の非侵襲的測定 葭徽立万 本発明は血液分析の非侵襲的定量的測定のための器具および方法ならびに装置に 関する。本発明はさらに血糖の非侵襲的定量的測定のための装置ならびにその方 法に関する。より特定すれば、本発明は特定の患者に関するデータを含む交換自 在なカートリッジを含む手持ち式血糖分析装置を提供するものである。本発明は また血液検体分析用の近赤外測定装置のための個別較正法を提供するための方法 にも関連する。

五員弦薯 血液の化学的成分に関する情報は人間および動物相方の健康状態を評価するため に広範囲に使用されている。例えば、血液の糖含有量の分析は代謝の現在状態の 指標を提供する。血液の分析はまた、各種の物質の正常値以上または以下の検出 により、ある種の疾病および機能不全の存在の直接的指標も提供する。

血中化学物質を測定する通常の方法は血液試料（例えば５−１５−１Ｏを採取し 、１つまたはそれ以上の標準化学検査を行なうことによる。この種の検査は多少 高価で血液を採取するために熟練した技術者の一群と化学検査を実行するために 熟練技術者の別の一群を必要とする。さらに、血液検査の結果は数時間以内に利 用することが出来ない場合も多々あり、時として数日を要する。

最近では、代替技術形式（すなわち自己包蔵機器）が比較的迅速な多数の血液検 体のスクリーニングのために導入された。このような機器は一般に微量の血液サ ンプル（およそ０．２５ｍ１）を「手指穿刺」によって使用する。この少量の血 液サンプルを、化学処理した担体上に配置し、機器に挿入する。このような機器 は通常個別の分析（例えば血漕値）または複数の分析を短時間で提供する。この ような形式の機器は残念ながら極めて高価、すなわち数千ドルの価格範囲にある 。

糖尿病の人のために血ｗＩ厘を測定する目的専用に第３の種類の血液分析器が利 用可能となっている。この技術もまた手指穿刺によって得られた少量のサンプル を使用し、サンプルを化学処理した担体上に配置して可搬型で電池で作動する機 器に挿入する。一般にこうした機器は単一の機能、例えば血糖値の測定を提供す る。このような専用機器は比較的安価（３００ドルまたはそれ以下が一般的）で あるが、使い捨て担体の「スティック」のコストは無視できない。

ある種の糖尿病症例では毎日血糖分析を４回またはそれ以上行なわねばならない ことがあり、１年間にわたる経費は相当な額に上る。

現在の血液分析システムでは分析を実行する前に人体から血液を採取する必要が ある。この血液採取の必要がこうした検査の用途を制限している。自分の血糖値 を知ることに興味を抱く多くの人にとって手指の穿刺または血液サンプルの穿刺 針で採取されるのは好ましいことではない。この血液サンプル採取を受けること の嫌悪または不安は、感染の可能性や不快（苦痛）および一般的な患者の心配に 由来する。

よって、基本的に従来の血糖被蓋と同等の正確度を提供し得るような非侵襲的分 析機器ならびにその方法の大いなる必要性が存在する。さらに、糖尿病患者の血 糖測定のための非侵襲的で安価な方法の必要性も存在する。

近赤外線（本明細書では単に「近赤外」とも呼称することがある）定量分析は穀 物、油料種子、およびその他の農作物の化学的組成の分析のために農学分野にお いては広汎に使用されている。−例を挙げると、微粉に磨砕した種子および穀物 の表面から反射する近赤外エネルギーは蛋白ならびに水分含量についての情報を 提供する。近赤外定量分析の一般的導入については、ロバート・Ｄ・ローゼンタ ール（Ｒｏｂｅｒｔ　Ｄ、　Ｒｏｓｅｎｔｈａｌ）により１９７７年度米年度類 化学学会年次総会において発表されたｒ近赤外定量分析の導入（＾ｎ　Ｉｎｔｒ 。

ｄｕｃｔｉｏｎ　ｔｏ　Ｎｅａｒ−Ｉｎｆｒａｒｅｄ　Ｑｕａｎｔｆｔａｔｉｖ ｅ　Ａｎａｌｙｓｉｓ）　Ｊを参照されたい。近赤外技術は、ロバート・Ｄ・ロ ーゼンタール（Ｒｏｂｅｒｔ　Ｄ。

Ｒｏｓｅｎｔｈａｌ）が１９８６年日本食品科学研究所で講演した「穀物および 食品用非破壊近赤外測定装置の特性（Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ　ｏｆ　 Ｎｏｎ−Ｄｅｓｔｒｕｃｔｉｖｅ　Ｎｅａｒ−Ｉｎｆｒａｒｅｄ　Ｉｎ５ｔｒｕ ＠ｅｎｔｓ　ｆｏｒ　Ｇｒａｉｎ　ａｎｄ　Ｆｏｏｄ　Ｐｒｏｄａｃｔｇ）　Ｊ において議論されているようにサンプルを通過する光の透過を用いることによっ て全く非破壊的な測定を可能にするように拡張されている。この透過法ではサン プルを微細に磨砕する必要性が回避されるが、２つの対抗する表面への到達が利 用し得ない用途には適合しない。

この透過法の１つの実施例は１９８６年の米国特許第４．６２１゜６４３号（ニ ュー　Ｊｒ、ら（Ｎｅｗ、　Ｊｒ、　ｅｔ　ａｌ、）に用意され、ここでは動脈 内酸素飽和度と心拍数を測定するために光学式オキシメータ装置と関連している 。光エネルギーは人体の末梢部、例えば手指を通過し、光源と対抗する末梢部の 一側に位置する検出部を刺激する。

心拍数とＭ素飽和度は選択した波長における光の減衰係数から計算される。

近赤外相互作用を使用する近赤外定量分析のもう１つの方法が人体の脂肪含量を 非侵襲的に測定するために開発された。この方法は米国臨床栄養ジャーナル誌（ Ｔｈｅ　Ａｓｅｒｉｃａｎ　Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｃ１１ｎｉｃａｌ　Ｎｕｔ ｒｉｔｉｏｎ）第４０巻、１９８４年１２月号、１１２３−１２３０ページのジ ョーン−Ａ・コンウェイら（Ｊｏａｎ　Ｍ、　Ｃｏｎｗａｙ　ｅｔ　ａｌ）によ る「人体組成推定のための新しい方法：赤外線の相互作用（Ａ　ＮｅｗＡｐｐｒ ｏａｃｈ　ｆｏｒ　ｔｈｅ　Ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ　ｏｆ　Ｂｏｄｙ　Ｃｏｍｐ ｏｓｉｔｉｏｎ：　Ｉｎｆｒａｒｅｄ　Ｉｎｔｅｒａｃｔａｎｃｅ）　Ｊに詳述 されている。この非侵襲的技術においで、光学的エネルギーを腕に導入し得るよ うになすための小さな光学的探触子がピンセット上に配置されている。人体全体 の体脂肪率は光入射点に隣接した領域から戻ってきたエネルギーのスペクトル変 化を測定することでめられる。

近赤外血糖測定装置の制約は、それぞれの装置がそれぞれの個々の利用者にあわ せて個別に較正される必要があり得ることである。

個別の較正の必要性はエネルギー吸収に変動をもたらすようなそれぞれの個人に おける水分レベル、脂肪レベル、蛋白レベルの異なる組み合せに由来する。体内 のグルコース量はその他の成分の１ｏ。

０分の１以下であり、人々の間に存在するこれらの構成成分の変動が画一的較正 を好ましくないものとなしている。

近赤外血糖測定装置を個別に較正するための現行の方法は、被験者から血液を採 取し、その血液の血ｍ値を自動測定器に測定させる必要があるような試験管内（ ｉｎ　ｙｉｔｒｏ）技術を用いることである。

試験管内測定は商業的に入手可能なバイオステータ（ＢＬｏｓｔａｔｏｒ）また は実験用コワルスキー（Ｋｏｗａｒｓｋｉ　）連続モニターのいずれがで通常行 なわれる。上述の測定装置のいずれも被験者に挿入するカテーテルと１ないし２ 時間間隔で採取した血液が必要である。こうした方法は実用的ではあっても、こ の方式で装置を較正し得るだけの充分な時間と場所と機材を保有することに医師 と医療施設の側での大きな負担がかかる。

よって、個々の利用者が簡単かつ高信頼性で近赤外装置を個別に較正し得るよう な技術の必要性が大きく存在する。

見■曵舅逐 本発明において、血糖値を測定するための近赤外定量分析装置は被験者の人体部 分に存在する血液内に近赤外エネルギーを導入するための手段と、被験者から戻 ってくる近赤外エネルギーを検出するための手段と、検出したエネルギーに相当 する電気信号を被験者の血液中に存在するグルコース量を表す読み値に変換する ための手段と、導入手段および検出手段を被験者の人体部分に隣接して位置させ るだめの手段を含む。

本発明はまた血糖の近赤外定量分析のための方法も提供し、これらの方法には被 験者の人体部分内の血液に近赤外エネルギーを導入する段階と、被験者から放射 される近赤外エネルギーを検出して、上記放射エネルギーの検出によって電気信 号を検出器が提供する段階と、上記電気信号を処理して血液中に存在するグルコ ース量を表す第２の信号を提供するための段階を含む０本発明のこれらの方法の 幾つかは近赤外放射の原理を用い、またその他は近赤外相互作用の原理を用いて いる。

本発明の別の態様では、血糖測定用近赤外定量分析装置は血管内に存在する血液 内へ近赤外エネルギーを導入するための手段と、上記血液との相互作用のあとの 近赤外エネルギーを検出する段階と、導入するための手段と検出するための手段 を被験者の血管上に位置決めするための手段を含む。

本発明のこの態様はさらに、近赤外エネルギーが被験者の静脈または動脈内に導 入され、血糖と相互作用を起こし、被験者から放射される近赤外エネルギーが検 出器によって検出され、検出器は電気信号を提供し、上記信号が処理されて、血 中のグルコース量を表す読み値を提供するようになした方法と関連する。

本発明のこの態様はさらに、被験者の静脈または動脈上に１つの位置の印をつけ 、ついで近赤外分析装置を上記目印と位置合わせして正確に測定装置を位置決め するための手段ならびにその方法とも関連する。

本発明のさらなる態様は、血液を含む人体部分を通過する近赤外線透過による血 糖測定のための装置に関し、本装置は近赤外エネルギーを人体部分の一方の側面 に導入するための手段と、人体部分の対抗する側面から放射される近赤外エネル ギーを検出するための手段と、近赤外線導入手段および検出手段を人体の対向す る側面に配置するための手段を含む。

本発明のこの態様はまた。血液を含む人体部分を通過する近赤外線透過による血 糖測定を行ない、人体部分の対向する側面から放射される近赤外エネルギーを検 出し、血糖値を計算するための方法に関する。

本発明の別の態様において、近赤外線定量分析機器は、血液を含む人体部分を通 過する近赤外線の透過による血糖測定のための手段を含み、この装置は人体の一 方の側面に近赤外エネルギーを導入するための手段と、人体部分の対向する側面 から放射される近赤外エネルギーを検出するための手段と、近赤外導入および検 出手段を人体部分の対向する側面に配置するための手段を含む。

分析装置は基部筐体ユニットおよび基部ユニットと係合する交換自在なカートリ ッジ手段を含む軽量の可搬型装置よりなる。交換自在なカートリッジは特定症例 および特定の基部ユニットに関するデータを保存するためのメモリー装置を含み 、分析装置用電力供給源を含んでもよい。交換自在なカートリッジに保存される データは一連のグルコース読み値と個々の利用者について個別の較正がなされた 較正定数を含むことがある。

本発明のさらに別の態様では、血糖値測定のための近赤外装置用に個別の較正を 提供するための安価な方法ならびに手段は所定の時間間隔かつ所定の時刻に特定 の個人から複数の血液サンプルを取得することを含む。それぞれの血液サンプル についての血糖測定が得られまた近赤外装置内に入力される。非侵襲的近赤外光 学的吸収率測定法は第２の所定の時間間隔で特定個人の人体部分を通し付随して 行なわれ、分析装置内に記録される。較正の回帰分析は近赤外光学的測定法によ る血液サンプルの血糖測定を線型補間するための手段を用いて実行され、特定個 人について近赤外装置を個別に較正する。

本発明のさらに別の態様は、特定個人の皮膚温度の変化に由来する較正エラーを 補償するための方法に関する。本技術は、非侵襲的近赤外血糖測定値を得ながら 特定個人の皮膚温度の変化を生成することよりなる。特定個人の皮膚温度はこれ によって較正の過程の間荷意義な温度範囲を有するように規制される。

区ｌＱ！単ｌ五Ｊ 図１は本発明にかかる近赤外定量的血液分析装置の部分的略立面図である。

図２Ａおよび図２Ｂは近赤外定量分析装置の別の実施例の部分的略立面図である 。

図３は図１に図示した装置で使用するための位置決め装置の立面図である。

図４は本発明の方法を実施するための１つの実施例である。

図５Ａおよび図５Ｂは光路中にフィルターを挟むための２つの周知の構成法を図 示したものである。

図６は波長に対してｌｏｇ（１／Ｉ）のプロットである。

図７は相関係数対波長のプロットによる波長検索調査を図示したものである。

図８および図９は第１の導関数式について相関係数対波長のプロットを図示した ものである。

図１０および図１１は第２の導関数式について相関係数対波長のプロットを図示 したものである。

図１２は波長対ｌｏｇ　（１／Ｉ）のプロットで水による近赤外線エネルギーの 吸収を示す。

図１３は波長対ｌｏｇ　（１／Ｉ）のプロットで水の帯域をまたぐ２つの測定波 長を表す。

図１４は温度で変化する水のエネルギー吸収を示す。

図１５は体内での近赤外エネルギーのグルコース吸収の異なるスペクトルを示す 。

図１６は相関対波長のプロットで線型回帰式の温度の項の影響を表す。

図１７は中間波長と相関対波長ｒＡＪおよびｒＢＪの間の間隙のプロットである 。

図１８Ａから図１８Ｄは相関対波長の曲線の形状に対応するピーク群を表す。

図１９は本発明の別の実施例による非侵襲的血糖測定装置を示す。

図２０は本発明の別の実施例による非侵襲的血糖測定装置を示す。

図２１は本発明の別の実施例による手持ち式非侵襲的血糖測定装置を示す。

図２２は図２１の非侵襲的血糖測定装置の底面図である。

図２３は本発明による置換自在のカートリッジの模式図である。

図２４Ａから図２４Ｄは標準的検査による血糖値と近赤外測定装置による血糖値 のプロット図で、潜在的な過剰補間誤差を示す。

図２５Ａから図２５Ｂは血糖測定装置用の異なる寸法の指挿入部を示す。

図２６は本発明の１つの実施例による干渉型非侵襲的血糖測定装置を示す。

図２７は図２６の干渉型装置の側面図である。

図２８は本発明による血糖値測定のための近赤外分析装置を個別に較正する方法 を示す流れ図である。

図２９は本発明の別の態様による個別較正用装置の略図である。

図３０は本発明の別の態様による個別較正用装置の略図である。

図３１は温度の関数としての水による近赤外エネルギーの吸収を示したグラフ図 である。

ため　の １つの好適実施例では、本発明は光の干渉の原理を用いて、動脈または静脈の近 傍の皮膚表面上に光学的送信機と検出、器を配置することにより非侵襲的に血糖 値を測定する。これ以外の方法としては、本発明は非侵襲的血糖測定のために比 較的均一で豊富な血液量を有する人体の一部を通しての光の透過の原理を用いて いる。

一般に、人体の動脈および静脈は侵襲の危険性からこれらを保護するために人体 内の深い部位に隠されている。しかし、人体のある種の部位において、このよう な血液を潅流する血管は皮膚表面に近接した部位に存在している。特に静脈につ いてこのことが言える。

こうした部位の幾つかの例としては肘の関節部、手首、手背、および鼻梁がある 。血糖濃度は静脈と動脈で比較的安定しているので、いずれを用いても有効な測 定値が得られる。しかし、静脈が一般に皮膚表面に近い位置に存在していること から非侵襲的測定には通常これらが使用される。

指先は近赤外光による血液測定を実施するために特に好適なもう１つの部位であ る。血液の供給は指先内部に均等に配分され、従って近赤外発光部または検出部 の位置の多少の変動は測定の結果に重大な影響を及ぼすことはない。

近赤外線干渉型分析技術を使用する本発明の１つの実施例では、１つまたはそれ 以上の注目する波長を中心とする帯域にある近赤外光エネルギーが皮膚を透過し 結合組織を通過して被験者の血管内に進入する。被験者の血管からのエネルギー の際放射の一部が検出器によって検出される。検出器が生成した信号の増幅を行 ない、増幅された出力が出力信号へと処理されることによって被験者の血中にお ける血糖レベルが示されることになる。出力信号は表示装置を駆動して血糖量の 視覚的表示を提供する。

近赤外線干渉型分析技術を使用する本発明の別の実施例では、１つまたはそれ以 上の注目する波長を中心とした帯域にある近赤外光エネルギーが被験者の血液を 含む人体部分を透過する。一般に近赤外線光源の対向する側面から、近赤外線エ ネルギーが被験者から放射され、検出器によって検出される。この後検出器の検 出した信号の増幅を行ない、増幅された出力が出力信号として処理されることに よって被験者の血中の血糖量が示されることになる。

近赤外線の干渉を使用する１つの実施例において、近赤外線光源、送信装置、検 出器、増幅器、データ処理回路および読取装置を含む分析装置全体は軽量な手持 ちユニット内部に含まれている。図１を参照されたい。ユニットの１つの区画内 に配置された赤外線発光ダイオード（ＩＲＥＤ）は所定波長の近赤外線エネルギ ーを例えば手首の表在静脈へ送信するように焦点調節されている。近赤外エネル ギーは静脈血の構成成分と相互作用を起こし、静脈から再放射される。ユニット の第２の区画内に収容された検出器は発光部からある距離（１）だけ離れて静脈 に沿って配置され、このエネルギーを回収する。検出された信号は増幅されまた 血中のグルコース量を表す信号にデータ処理される。この信号が技術者による記 録または医師または被験者による直接分析のために読取装置（デジタル読取装置 であることが望ましい）へ供給される。

ローゼンタール（Ｒｏｓｅｎｔｈａｌ　）の米国特許第４．６３３．０８７号に 開示された光学的プローブおよび付属装置などのその他の近赤外装置は、近赤外 線の干渉を用いて血糖値を定量的に測定する本性の実現において有用である。

本実施例は利用者が上述の干渉装置を正確に静脈に沿って位置決めできるように するのに特に適した位置決め装置を使用することも可能である。位置決め装置に より皮膚に目印をつけて同一位置から反復測定を確実に行なえるようになすこと が出来る。

図１に図示した軽量の手持ち型干渉分析装置１０において、装置ｌＯの第１の区 画３０内に位置した注目する所定の帯域内の少なくとも１つの近赤外エネルギー 点光源を提供するための１つまたはそれ以上の手段が含まれる。近赤外点光源手 段は、点光源手段から放射される近赤外エネルギーが窓１４を通してレンズ１２ により被験者の皮膚上に合焦されるように位置している。近赤外点光源手段は１ つまたは複数の赤外線発光ダイオード（Ｉ　ＲＥＤ）を含むことがある。こうし たＩ　ＲＥＤのうちの２つ１６と１６’は図１に図示した実施例において視認可 能である。複数のＩ　ＲＥＤを使用する別の実施例において、３つ、４つ、また はそれ以上のＩ　ＲＥＤを点光源手段として使用することがある。

それぞれのＩ　ＲＥＤの精密な特性あわせと整列を行なう代わりに、赤外線発光 ダイオードとレンズ１２の間に帯域幅の狭いバンドパス光学フィルター（図１で 模式的に図示しである）を提供することが可能である。本実施例において、フィ ルター２３はそれぞれのＩＲＥＤとレンズ１２の間に位置し、それぞれのＩ　Ｒ ＥＤからでて（る近赤外放射を濾波し、これによって所定の波長の近赤外放射の 狭い帯域がフィルターおよびレンズ１２を通過できるようにしている。

狭帯域バンドパス光学フィルターの使用で使用する特定の赤外線発光ダイオード の中心波長とは無関係に特定の波長選択が提供される。

測定はＩ　ＲＥＤの電力半値幅内部でまたはこれ以外では米国特許第４．２８６ ，３２７号に開示されているようにＩＲＥＤの電力半値幅の外で行なうことが出 来る。図５Ａおよび図５Ｂでは、光路中にフィルター２３゛および２３”をそれ ぞれ中間配置するための２つの別の既知の設定を図示している。図５Ａおよび図 ５Ｂにおける光源はそれぞれ電球１７または１７°、または１つまたはそれ以上 のＩ　ＲＥＤのいずれかとなすことが出来る。

図１で模式的に図示し参照番号２８で示しである光学的検出器は、筺体２０の第 ２の区画４０の底部側位置４２内に配置しである。内壁２２は検出器２８と照明 部３０の中間に配置してあり、これによって点光源手段および／またはレンズ１ ２からの近赤外線放射が直接検出器２８へ回り込むのを防止する光学的遮蔽マス クを提供している。近赤外光学検出器２８はこれによって近赤外線放射が検出さ れたときに電気信号を生成する。

光学検出器２８は適切な電気的接続手段３３によって電気信号増幅器３２の入力 へ接続される。増幅器３２は安価な集積回路（ＩＣ）信号増幅器のことがあり、 近赤外エネルギーが検出器に入射する際に生成される信号を増幅する。増幅器３ ２の出力は制御装Ｍ／データ処理装置および信号を読み取り装置３６へ提供する 表示駆動回路３４へ供給される。読み取り装Ｗ１３６は被験者の血中に存在する グルコース量を直接表示するためのデジタルディスプレイを有することがある。

図１の実施例は検出器２８からの所望の近赤外エネルギー以外を遮蔽するための 光学的フィルターを含む。フィルター２９および窓１４は被験者の皮膚と直接接 触する位置に配置される。光学的に透明な窓をフィルター２９の代わりに使用す ることが出来、所望すれば窓開口部１４の代りとなすことも出来る。

前述のように、図１に示した実施例は定量的分析のために近赤外干渉の原理を使 用している。干渉において、光源からの光は不透明な部材によって検出器から遮 蔽され、被験者と相互作用した光だけが検出されるようになしである。

使用において、分析装［１０は平坦な底部表面が被験者手首の表在静脈直上の皮 膚の上に載るように位置する。装置から放射される選択した波長の光が被験者の 静脈血と干渉し、検出器２８によって検出される。検出器２８は電気信号を生成 し、これが上述のように処理されることになる。

正確な分析は使用者が手首の表在静脈の直上に発光部と受光部の検出フィルター （または窓）を配置するとき容易に行なわれる。図３に図示した位置決め装置は この手順を簡略化するものである。装置５０は、例えばプラスチック素材などか ら製作され、図１の分析装Ｗｔ１０の長さ１．と等しい全長りを有している。２ つの穴５１が装置に存在し、これらは図１の１４および２９と等しい位置で、中 央線５２上にあって、図１の対応する距離１だけ離れた距離ｌに存在している。

穴５１により表在静脈の観察が可能になる。装置を手首の上に載せ、静脈がそれ ぞれの穴５１の中心に来るようになしたとき、手首に刻印５３の位置で目印がつ けられる（例えばフェルトベンなどを用いる）。位置決め装置をこの後除去し、 分析装置に置き換えることで静脈上に機材が正確に配置されることになる。

本発明の方法を実現するための別の手順は、図４に示すような光フアイバー光プ ローブの使用により遂行される。これらのプローブは、グルコース分析のために 信号を処理するのに適した商業的に利用可能なＴＲＥＥＯＲ−７０走査分光光度 計などの近赤外分析装置と接続される。プローブ６０が表在静脈の直上におかれ 、所望の波長の近赤外線エネルギーが放射される。近赤外線エネルギーが血液成 分と干渉し、第１のプローブ６０と短い距離Ｉだけ離れて静脈上に置かれた第２ のプローブ６２によって回収される。分析装置に付随する検出器は電気信号を提 供し、上述のようにこれが処理されて血糖値に関する定量的情報が明らかになる 。

血糖レベルの正確な定量的分析は干渉および放射双方の技術を用いてさまざまな 波長でなし得ることが分かっている。図２Ａおよび図２Ｂに図示した本発明の好 適実施例に置いて、近赤外光エネルギーは被験者の手指を通じて放射され、しか るのちに光学的検出器によって検出される。上述の好適実施例におけるのと同様 に、測定波長の組合せはグルコースの吸収が極大となり、例えば水、脂肪、蛋白 質による邪魔な吸収の影響が除去されるように選択される。

図２Ａに図示した実施例において、近赤外線プローブ１００は被験者の指Ｆ上に 配置するのに適しておりこの特定の実施例に置いては上部鍔１１．０内に配置さ れた少なくとも２つのＩＲＥＤ１１６からなる近赤外光エネルギーの点光源手段 を含んでいる。それぞれのＩＲＥＤζよ狭帯域バンドパス光学フィルター１２３ と対をなし、不透明な光隔壁１１９により光学的に分離されている。内側に向い た鍔１１０の表面には被験者の指に向って配置するための任意の光学的に透明な 窓１１４が用意される。

上部鍔１１０は軸１．１１の周＠を下側鍔１２０に向って可動し、スプリング１ １２が上下の鍔を閉じた位置に保持するために供用される。光学検出器１２８は 下側鍔１２０で近赤外光源１１６に対向するように配置される。検出器は光学的 に透明または消耗する近赤外光を通過させながら妨害光を排除するようないずれ かの素材から構成できる。指止め１０３が被験者の指をプローブ１００内部の適 切な位置に配置し保持する補助をなす、鍔のそれぞれには光を遮蔽する隔壁１１ ３（図２Ａでは輪郭で図示している）が用意されて周辺の光がプローブ内に入射 するのを阻止している。

本実施例において、ＩＲＥＤがパルスされる、すなわち連続的に起動されると、 検出器１２８が何らかの１つの時刻にＩ　ＲＥＤの１つだけから放出された光を 受信する。このパルスＩＲＥＤ技術は本開示の参照に含めている米国特許第４． ２８６．３２７号に詳述されている。その他の同様な実施０例において、実質的 に同一の中央波長出力を有する一群のＩＲＥＤ（および光学的狭帯域バンドパス フィルター）をパルスすることもできる。

プローブ１００は図２Ａで模式的に図示した処理ユニットと電気的接続される。

処理ユニットは図１の実施例との関連において詳述したような電力供給部、信号 増幅部、データ処理部、および表示回路を内蔵し、近赤外分析装置における標準 となっている。

図２Ｂにおいてさらに別の実施例を示す。個々ではプローブ１００は光学的窓１ ２９の背後に設置した一定出力の単一のＩＲＥＤ１１６を含む。指を通して放射 される光は、透明または透光性の材料から製作されている光路ファンネル１１２ Ａによって集められ、複数の検出器１２８によって検出される。検出器は不透明 な光隔壁１１９によって相互に光学的にｊｊｌｌｉｌされている。それぞれの検 出器は狭帯域光学バンドパスフィルター１２３と対をなし、またこれによりこの フィルターの狭い波長域内の光だけを検出するように設定されている。

近赤外線点光源手段１１６は既知の帯域および中央周波数出力の１つまたはそれ 以上のＩ　ＲＥＤからなるが、または上述のように、注目する波長だけの検出を 行なえるようになすために光路中に狭帯域光学バンドパスフィルターを含むこと が出来る。複数波長を放射分析に使用することが出来、連続して照明されるよう に用意された複数のＩＲＥＤを経由して生成することが出来る。もう１つの方法 としては、図５Ａおよび図５Ｂに示しであるように光路中を機械的に移動可能な 複数の帯域フィルターを有する単一のＩ　ＲＥＤを使用することである。第３の 方法としては、複数の所望の波長を発光可能な単一のまたは単一群のＩ　ＲＥＤ と、それぞれの検出器にそれぞれのフィルタが付随するようになした複数の光学 フィルタを使用することである。２つ、３つ、または４つの狭帯域波長を発光す る単一のＩＲＥＤは商業的に利用可能である。

使用において、被験者の指をプローブ１００の鍔１１０の間に挿入する。近赤外 光エネルギーが点光源手段から放射され、指を通じて伝達され、光学的検出器１ ２８によって検出される。検出器によって生成される電気信号は線１３０を経由 して制御装Ｗ／処理装置ユニット１５０へ転送され、ここで信号が増幅され、後 述の適切なアルゴリズムを使用してデータ処理される。血糖レベルはデジタル表 示装置を含むことが望ましい読取装置上に表示される。

正確な血１濃度の測定は、次に示すような単一の変数項だけを有する近赤外定量 分析用アルゴリズムを使用して行なうことが出来る近似の第１の導関数アルゴリ ズム Ｃ＝Ｋｏ　＋に’　［１ｏｇ　１／Ｉ　ｃ　−ｌｏｇ　ｌ／Ｉ　Ｊ近似の第２の 導関数アルゴリズム Ｃ＝　Ｋｏ　＋　Ｋ’　［ｌｏｇ　ｌ／Ｉ　Ａ−２掌ｌｏｇ　１／　Ｉ　＊　＋ 　ｌｏｇ　１／　Ｉ　ｃ］正常化した第１の導関数アルゴリズム 正常化した第２の導関数アルゴリズム ここでＣは血液中のグルコース濃度、Ｋｏは捕捉定数、Ｋ１は変数項の斜辺の傾 き、またｌｏｇｌ／Ｉ項はそれぞれ特定波長での光学的密度（００）値を表して いる。図６において、ある被験者についての吸収曲線全体の例を示し、ここでは 上述のアルゴリズムについてのｌｏｇ　！／　Ｉ　（０，Ｄ、　）（１をプロッ トしである。図６において、光エネルギーは測定する成分に比例して波長Ｂで吸 収され、また光学エネルギーは測定する全物質に比例して波長Ｅで吸収されてい る。点１５１および１５２は第１の導関数の中点である。例えば波長Ｇと波長Ｈ の間の距離はここでは２つの波長間の「間隙」と称することにする。

同一の波長を中心とする複数の波長の対が、上述のアルゴリズムにおいて使用可 能であることが分かっている。これらのアルゴリズムは当業者によって適切なマ イクロプロセッサ回路内に容易にプログラムされるものである。これらの単−変 数項の方程式の使用は、装置の構成を単純化することが出来るため、またこれに よって低価格の装置の製造が可能になるため、高度に望ましい。

捕捉定数に０および傾きの定数に１は個々のユニットを個別に構成することによ ってまる。

利用可能な近赤外標準アルゴリズムの別の組みは多変量回帰項の使用に関連する 。こうした項は独立したｌｏｇｌ／Ｉ項であるか、または正常化した分母を伴う または伴わない第１または第２の導関数項の複数からなることがある。こうした 多数項はさらなる制度を提供し得るが、較正にかかる費用が高くなり機材がより 高価になる。

被験者についての複数の物理的パラメータに関するデータも、本発明の血糖測定 の正確度を向上させるため、先行する米国特許第４゜６３３．０８７号のように 、近赤外相互作用の多波長測定と組み合わせて使用することが出来る。

グルコースの吸収を強調し考え得る妨害吸収を排除するような波長の組合せの選 択はコンピュータ検索の研究により実行可能である一般に、波長の適切な組合せ には、血糖に感受性の高い波長を少な（とも１つと、血糖に感受性のない（基準 波長）波長を少な（とも１つ含むことになる。以下の例では波長検索研究の結果 を示すが、これらは目的を例示するためだけに用意したものであり、制限する意 味合いに解釈すべきものではない。

透」 図７は相関係数と、上述した第１の近似導関数アルゴリズムを用いる検索研究か らの波長データを対応させて示したもので、９８０±（プラス側とマイナス側） ３５ｎｍの波長の対の使用が、これら２つの波長で血糖と近赤外エネルギーの吸 収の間に高い相関をもたらすことを示している０図７では、ＧおよびＨが図６に 示したとおりでそれぞれ９４５ｎｍおよび１１０１５ｎに等しいような上述の第 １の近似導関数アルゴリズムを使用している。よってこの例での「間１１１Ｊは ７０ｎｍ　（１０１５ｎｍ−９４５ｎｍ）である。検査したサンプル数はこの例 において３０だった。第１の近似導関数アルゴリズムにおけるＫ。の値は１９６ ．９、またに’については４゜８０２−６だった。この例では、標準偏差が１３ ．５４、また相関は＋０．９４８だった。図７の参照番号１５４は７０ｎｍに等 しい「間隙」で「平滑化」係数４１の波長Ｈでの候補範囲を示す、Ｆ平滑化」は 光学フィルターの出力半値幅で得られる結果を模倣するための走査分光光度計か ら得られたデータの変更である。「平滑化」には、注目しているそれぞれの波長 の上下で等しい数の波長における］、ｏｇｌ／Ｉデータをとり、結果を平均化す ることからなる。よって「平滑化」値４１と言うのは注目している帯域以上で２ ０波長また以下で２０波長をとり、さらにそれぞれの注目している波長に加えた データである。本発明の１つの実施例の例では、そｔぞれがおよそ９８０ｎｍか ら上下に等しい距離だけ離れた２つの周波数すなゎ【　ち式９８０±ｘｎｍで表 し得る周波数で近赤外エネルギーを提供するＩＲＥＤを使用する。Ｘの値はこれ ら２つの周波数がおよそ９８０ｎｍを中心としている限りにおいてさほどＩ！要 ではない。Ｘについての適切な値は例えば１０から４０の間の数である。

透ユ」 図８は上述の正常化した第１の導関数アルゴリズムの分子について適切な波長が およそ１０１０１３ｎすなわち９８０ｎｍ＋３５ｎｍ）であって、ＫＯ＝２９６ ．８、Ｋ’　＝−１７５，６、Ｇ−）１間の「間隙Ｊ　７０ｎｍ、波長Ｊ：９１ ５ｎｍ、Ｉ−Ｊの「間隙」２０ｎｍ、ｔｌ準偏差＝１２．２１．相関＝−０，９ ５８（３０例）である。

鰹エユ」 図９は、分子に９８０ｎｍ±３５ｎｍの波長を用い、Ｋ、、に’、Ｇ−Ｈｒ間隙 」、Ｉ−Ｊｒ間隙」、標準偏差、相関、およびサンプル数が例ＩＩおよび図８と 同一であって、波長Ｈが１１０１３ｎの場合、上述の標準化した第１の導関数ア ルゴリズムの分母において使用するための中点波長を提供し得る多数の波長領域 が存在することを示している。こうした波長領域の例は６１０ｎｍから６６０ｎ ｍ、９１０ｎｍから９８０ｎｍ、および９９０ｎｍから１１０８０ｎの間に存在 すると見られる。

匠上呈並よμ３ｙ 図１０および図１１は上述の正常化した第２の導関数アルゴリズムで使用するた めの最適な中央波長を示す。図１Ｏは相関係数と波長のプロットで、適切な分子 中央周波数がおよそ１　Ｏ２０ｎｍであることを示しており、ここにおいて、上 述の正常化した第２の導関数アルゴリズムで、Ｋ、＝２０５，８５６、Ｋ’　＝ ３５６．４５７、Ａ−Ｂｒ間隙ｊおよびＢ　−ＣＭＨ＝　５３　ｎ　ｍ、波長Ｅ ：８５０ｎｍ、Ｄ−ＥおよびＥ−Ｆ間隙＝６８Ｊ１ｍまた［ｒｓ偏差＝２０．４ ４　（４７例）である。図１１は分母の中央周波数およそ８５０ｎｍが適切であ ることを示しており、Ｋ、、に’　、Ａ−Ｂ間隙およびＢ−Ｃ間隙、Ｄ−Ｅ間隙 およびＥ−Ｆ間隙、ｍｓ偏差、またサンプル数が図１０と同一であり、波長Ｂが １１０２０ｎの場合である。

図２Ａおよび図２Ｂに図示した近赤外伝達の好適実施例の正確度は指の厚みをパ ラメータとして含むようにアルゴリズムを変更することでさらに改善可能である 。ランバートの法則により、エネルギー吸収は物体の厚みの２乗にほぼ比例する 。被験者の指の厚みは、ｒＩＩＩ２Ａおよび図２Ｂに見られるように、プローブ １００の鍔の間にポテンショメータ１４０を設置することで量子化することが可 能である。ポテンショメータの出力はデータ処理回路に電気的に接続され、指の 厚みを表す、非線型ポテンショメータはその出力だけでＴ２値を近似可能であり 、そのため独立した２乗計算段階は必ずしも必要とされない。

測定波長の適切な組み合せの選択は考え得る妨害吸収例えば水などによるものの 識別および除去を考慮することが出来る。図１２は近赤外エネルギーの最も強い 吸収物質の１つであることを示している。この継承される強い吸収の効果は人体 内の極めて高い水分含量によって拡大される（すなわち平均的な人でおよそ６０ ％である）。

よって近赤外測定は脱水（例えば発汗）に起因する体水分の僅かな変化に基づく かまたは液体の過剰摂取によって歪曲されないように注意して実施されなければ ならない。

血糖を測定しようとする際にこの注意は特に重要である。これは血中のグルコー ス濃度が極めて低いため（平均して１００ミリグラム／デシリツトル）である。

上述した波長検索研究は、２つの測定波長の間の中間波長が水の［不応帯Ｊ　（ すなわち、水による干渉が最小となる）のおよそ中央になるところで良好な測定 が得られたことを示している（図７参照）。これの理由は、これら２つの皿子波 長が水の「不応帯Ｊをまたぎ、これによって水含量の変化による誤差が最小限に 押えられることによる。図１３は水の不応帯をまたぐ２つの測定波長が血糖値と 近赤外エネルギー吸収に高い相関を示す図７の波長の対に対応することを示して いる。

しかし、図１４では水の吸収曲線が温度変化により変動するという周知の現象を 示している。人体の異なる末梢における温度は、病気、または冷たいまたは暖か い飲料／食物の摂取など各種の要因により変化することがあるので、波長の対が 水の不応帯を跨ぐところで行なわれたグルコース測定における潜在的な誤差の可 能性が過剰となり得る。

この潜在的な温度制限を克服するため、血糖測定に特に遺していると思われるス ペクトルの２つの領域が発見された。これらは水についての標準近赤外吸収曲線 について図１２で領域「Ｊ」および領域ｒＫＪで図示しである。領域ｒＪＪにお いて、水の吸収曲線は１１０７Ｏｎ付近で最小に到達する。この領域において、 水の濃度変化はもっと長い波長のスペクトルにおけるどこよりも少ない効果をる 。このスペクトルは６００から１１１００ｎの範囲でｌｎｍ間隔で第２指（大指 し指）遠心端をとおして光学エネルギーを送出することにより得られた２つのス ペクトルを減算してめたものである。

２つの走査はおよそ１時間間隔をおいて行なわれ、この間に被験者がデキストロ ース濃縮溶液を飲用しこれによって血ｓ！濃度を上昇させている。よって、図１ ５のスペクトルの差は主としてグルコースによるものである。

本図に示したように、８５０から９００ｎｍの間に起こるグルコースに起因する 広汎な吸収と１１０５０ｎ付近で発生するもう１つの吸収が存在する。その他の 吸収も発生しているが、これらは明確には定義されない。

およそ１０５０％ｍで発生するグルコースの吸収はおよそ１０７０から１ｌ１０ ０ｎの間で負の傾斜を作る（図１２の領域ｒＪＪ参照）、この負の傾斜は２つの ｉｏｇｌ／ｌ２Ｉｌ定、例えば一方を約１１０７０ｎで、また他方をＩＱ９０ｒ ｉｍとして用いることにより測定されるもので、水の吸収曲線の最低点（すなわ ち図１２の領域「Ｊ」）とうまく一致している。従って、人体の水分量の変化は この領域におけるグルコースの読みに最小限の影響しか有していないことになる 。

上述のように、近赤外での正確度に影響するパラメータの１つは測定される被験 者の温度変化である。手指温度とグルコース濃度の間には実際の関連性がほとん ど見られないようだが、回帰式に温度環を追加することにより、相関係数に有意 な改善が起こることが分かった。温度環は血糖濃度の正確な測定を提供すると見 られる近赤外定量分析アルゴリズムのいずれかに追加することが可能で、例えば 次のようにする： Ｃ＝Ｋｏ　＋に’　［ｌｏｇ　ｔ／ＩＡ−ｌｏｇ　１／Ｉ　Ｂ］＋に２丁。

ここでＣは血中に存在するグルコース濃度を表し、Ｋｏは捕捉定数、Ｋ’は変数 環の線の傾き、Ｋ２は較正定数、ｌｏｇｌ／ｉ項はそれぞれが特定波長における 光学的密度（吸光度０．　Ｄ、　）値、またＴ、は光学的読み取りが行なわれる 部分の人体の局部表面温度を表している。温度環Ｔ８はまた上述の３つ、４つ、 または６つの波長でアルゴリズムに追加することもできる。

図１６は線型回帰式に温度環Ｔ、を用いて領域ｒＪＪで得られた相関係数の改善 を示している。領域ｒＪＪ、１０８０％ｍ付近における相関は全ての波長の最高 ではないが、体内の水分量の変化により導入される潜在的誤差を考慮した場合特 に商用機器で利用可能なレベルにある。

領域ｒＪＪ帯に加え、領域ｒＫＪ帯はグルコースで唯一の測定候補を提供してい る。図１２は水の吸収曲線が７８０％ｍから８１０ｎｒｎまで有意な傾斜を有し ていないことを示している（領域「Ｋ」）。この水の「不応帯」は、この領域に おけるグルコースの比較的急な傾斜により示されるように、グルコースを測定す るために良好な波長領域を提供する（図１５参照）。

図１７はさらにこの領域ｒＫＪの独自性を示している。ここでは「中点」波長（ すなわち、波長ｒＡＪから波長ｒＢＪの間の半分の波長）が間隔の寸法とは関係 なく、基本的に一定のまま残ることを示している。これは「不応帯」　（すなわ ち水による干渉がない）によるものである。この領域ｒＫＪの重要性はさらに相 関係数が間隙の寸法に関わらず高値で安定（０，９４から０．９５の間）にある と言う事実によっても示されている。

近赤外分析の正確度に影響するもう１つのパラメータは測定機器内部の雰囲気温 度の変化である。シリコン製の光学検出器（スペクトル範囲６００から１ｌ１０ ０ｎで選択される検出器）の出力が温度変化に極めて敏感なことは公知である。

よって、「室温」の変化は測定の信頼性に負の影響を有する。回帰式に第３の項 、すなわち雰囲気温度の項目を追加することによって、相関係数における有意な 改善が見られる。雰囲気温度環は先に示した近赤外定量分析アルゴリズムのいず れにも追加でき、例えば次のようにする：Ｃ＝Ｋｏ　＋に’　［ｌｏｇ　１／Ｉ Ａ　−ｌｏｇ　１／ＩＩ］＋に２　Ｔ、＋ＫｊＴＡここで上述の各項は同一であ り、Ｋ３は較正定数、また下Ａは測定機器内部の雰囲気温度を表す。雰囲気温度 の項は上述のように３つ、４つ、または６つの波長でアルゴリズムに追加するこ とも可能である。

好適実施例において、サーミスタを用いて機器の雰囲気温度を測定している。別 の手段を使用することもできようが、サーミスタは電池駆動の機器で最も実用的 な解決方法である。

血糖濃度の正確な測定は、２つ、４つ、または６つの波長のいずれかを使用する 上述の適切なアルゴリズムのいずれかを用いて行なうことが出来る。２波長モデ ルは最もコストの低い機器を提供するが、これは２つの光学測定だけがなされれ ば良いためである。２波長モデルの応用はさまざまな人のグループを反復検査す ることによって、例えば異なる人種、性別、体脂肪率、および糖尿病既往歴のな いものなどによって、確認されている。これらの検査では高い相関係数が得られ た（例えば、標準的な相関係数を超える０、９３）。

さらに、検査で最も高い相関係数を提供した波長ｒＡＪおよびｒＢＪがそれぞれ の人によって実質的に異なっていたことも示された。

それぞれの人における「波長の特異性」は個人の人体の組織成分から直接得られ る。人体は大半が水（５５ないし７０％）、脂肪（５ないし４０％）、および蛋 白質（５ないし１５％）から構成される。これら３つの成分を加算すると全人体 成分の９５％を超過する。

水、脂肪、および蛋白質は全て強い近赤外線吸収体を有しているので、グルコー スの測定（人体の０．１％以下の濃度）はこれら主要な近赤外吸収による干渉を 最小限に有する波長で行なわれる必要がある。

各個人は相対的体成分を有しているので、グルコースを測定可能な最小となる干 渉点は人により大幅に異なる。ある場合において、この波長変化は５０％ｍにも 達することがある。以下に再現した表１および表２はこの相違を示すものである 。表では３人の異なる被験者についての相関係数対測定波長を示している。Ａお よびＢの間での１０％ｍの一定の差は測定においても維持された。表１に示すよ うに、被験者Ａの最適なｒＢ値」は８２０％ｍであったが、一方で被験者Ｂの最 適な「Ｂ値」は７９０％ｍだった。また被験者Ｃの最適「Ｂ値」は８４０％ｍだ った。

表１ 図１８Ａ 半値幅１５ｎｍでの２波長モデル ＲｒＢＪ　間隙 被験者　相関　ｎｍ（Ａ−Ｂ） Ａ　、　９２　７９０　１０ Ａ　、９５　８２０　１０ Ａ　、　９０　８４０　１０ Ｂ　、　９３　７９０　１０ Ｂ　、８８　８２０　１０ Ｂ　測定限界以下　８４０　１０ Ｃ測定限界以下　７２０　１０ Ｃ，８８８２０１０ Ｃ，９７８４０１０ 表２ 図１８Ｂ 半値幅＝６０ｎｍでの２波長モデル 被験者　相関　ｎｍ（Ａ−Ｂ） Ａ　、　９３　７９０　１０ Ａ　、９３　８２０　１０ Ａ　、９１　８４０　１０ Ｂ　、９２　７９０　１０ Ｂ　、８９　８２０　１０ Ｂ　、　８４　８４０　１０ Ｃ測定限界以下　７９０　１０ Ｃ、８４８２０１０ Ｃ，８６８４０１０ 表１の測定は光学的出力半値幅が約１５ｎｍの近赤外光減を用いて行なった。こ の出力半値幅は近赤外測定で一般的に使用されており、赤外線発光ダイオードの 前面に狭帯域光学バンドパスフィルターを配置することによって提供され得るも のである。

表２は表１と同一のデータであるが極めて広い出力半値幅を使用していることが 異なる。表２に示した半値幅はなんらの光学フィルターも使用しない赤外線発光 ダイオードによってもたらされるそれに等しい（約６０ｎｍ）。表２に示すよう に、これらの高帯域幅を用いることで被った正確度の不利益が存在する。しかし 、この方法を用いると、光学フィルターを無視できるため低コストの機器の製造 が可能となる。さらに、ある場合において、この正確度の不利益も許容し得るも のであることは理解されよう。

先に提供したアルゴリズムにおいて、２つの温度項Ｔ１およびＴえは独立したサ ーミスタによって測定し得るような光学的変数ではない。この理由から、定数に ２およびに、は機器によって変動することはない。

本発明の１つの好適実施例において、非侵襲的血糖測定装置はそれぞれの個人の 「波長の特異性」に由来する不正確性を補正して正確な血ｓＩ値測定を提供する ように製作されている。図１９に図示した軽量で手持ち型の分析装置２００にお いて、少な（とも近赤外エネルギーの点光源を１つ提供するための手段が含まれ ている。近赤外点光源手段は点光源手段から放射される近赤外エネルギーがレン ズ２１２によって窓２１４を通り被験者の皮膚上に合焦するように配置されてい る。被験者から放射される近赤外エネルギーは窓２１５を通って移動し、検出器 ２２８で検出される。検出器２２８は被験者の血糖値を計算する制御装置／処理 装置２５０へ電気的に接続されている。これも図１９に図示した本発明の１つの 実施例において、血糖測定装２２００は第１の部分２１０と第２の部分２２０が 蝶番２１１により相互に旋回自在に接合されるように製作される。

スプリング２１３は第１の部分２１０および第２の部分２２０を接続し、被験者 の皮膚に対して装置を固定するのを容易になし、これによって検出器２２８を妨 害する周辺の光を実質的に遮蔽している。

好適実施例において、近赤外点光源手段は６つのＩ　ＲＥＤ２１６からなりつる （図１９では２つだけ図示している）、それぞれのＩＲＥＤの中央波長は一定の 波長で分離することが出来る、例えば１つのＩＲＥＤは中央波長７９０ｎｍ、次 が８００ｎｍ、などである（すなわち中央波長が７９０ｎｍから８５０ｎｍとな る）、光源としてＩ　ＲＥＤを使用することで簡単で低コストの機器が開発可能 となる。また、本装置は１つのＩＲＥＤを含むだけで、光路中にそれぞれ光学フ ィルター２３゛および２３″を中間配置する図５Ａおよび図５Ｂにおける構成を 使用してもよい。

複数のＩ　ＲＥＤを用いる本発明の好適実施例において、それぞれのＩＲＥＤは 順次パルスされる。図１９に図示したように、マイクロプロセッサ２５０を持ち いてそれぞれのＩＲＥＤを順次パルスする。マイクロプロセッサ２５０はまた機 器を特定の個人向けに個別較正するためにも使用可能である。これは終夜菜食し た後など低血糖時の人を測定することで實現される。その個人が例えばデキスト ロース溶液を飲用することによって血糖濃度を上昇させてから、再度測定を行な う。マイクロプロセッサはどの２つのＩＲＥＤが最大長を提供するかを決定する ために使用でき、これらのＩ　ＲＥＤをさらに続けてその個人でのグルコース測 定に使用することが出来る。

しかし、さらに良い正確度が要求される場合、光学フィルターをＩ　ＲＥＤに使 用することが出来る。こうした場合、複数の交換自在な光学フィルターを含む「 フィルタートレイ」を医療従事者が利用できるようにすることが出来る。医療従 事者は耐糖試験にあわせて使用可能な主装置を有することになる。この主装置は 特定個人について最適波長をめるために使用される。さらに、これでその個人に ついての機器の較正定数をめることも同様に行なえる。

医療従事者は主装置で見つかったフィルターに対応する正確な光学フィルターを 小型で可搬型の家庭用装置に配置することが出来る。

これらの光学フィルターは上述の「フィルタートレイ」を用いて装置され、これ によってその特定個人について家庭用装置がカスタム化されることになる。同様 に、較正定数も医療従事者によって装置内に入力されることになる。

本発明の別の実施例において、４波長モデルにより正確なグルコース測定検査が 可能になり、またそれぞれの被験者ごとに波長を変更する必要のない大きな利点 を有している。−組の波長が全ての被験者に適用可能である。

以下に再現した表３はこのモデルにおける候補波長の組合せの分かりやすい一覧 を示している。このデータ（同様に６波長モデルの候補）は別個の３人の個人に ついての実際の検査からめたもので、被験者のうち２人は糖尿病だった。これら の検査は各被験者について最小限２００回の別個の測定を含み、その間被験者の 血糖は耐糖試験を実施することで大幅に変化した。これら被験者の多様性により 、図示したデータは当然一般大衆の代表をなすものと信じられる。

表３ ΔＯＤ／ΔＯＤ：全ての合理的候補（Ｒ＞、８）選択基準：３被験者で良好であ るべきである。

―−−−―−＾―悸慟−−―――−・會−−―−−惨一−−轡輛−−−−―鴫繰 −！−傘学−―嘩−−―−−−−１―１０８９　２０　４　Ａ　７４０　１０　 １ａ５１０９０　２０　３　＾　７５０　１．０　．８５６２７　１（１３Ｄ　 ８２０　１０　．９０６７６　１０　４　Ｄ　８２０　１０　．８５９４０　１ ０　１　ｍ　８２０　１０　．８９１０９３　２０　３　Ａ　８２０　１０　． ８６６３７　２０　４　Ｄ　８３０　１０　．８２８２８　２０　３　Ｂ　８３ ０　１０　．８５９４２　２０　１　他　８４０　２０　．８９１０９１　２０ 　３　Ａ　８３０　１０　．８６６３０　２０　４　Ｄ　８４０　１０　．８３ ６０　２０　１　他　８４０　１０　．１１５９９６　２０　２　他　８４０　 １０　．９０１０４５　１０　１　他　８４０　１０　．８２１０９１　２０　 ２　Ａ　８４０　１０　．８８１！１９　２０　３　Ｂ　８５０　１０　．８５ １Ｈ＆　２０　４　Ａ　ｇ５［）　１０　．８４６２７　２０　３　Ｄ　８６０ 　１０　．８５１０１３Ｆｉ　２０　３　Ａ　８６０　１０　．９９１０８９　 ２０　３　Ａ　８７０　１０　．８５ｒＢＪ　（Ａ−Ｂ）　ｒＥＪ　（Ｄ−Ｅ） １０８９　２０　３　Ａ　８８０　１０　．８７８２５　２０　３　Ｂ　ｇ９０ 　１０　．８４１０８９　２０　３　＾　８９０　ｔｏ　、８５１１２５　２０ 　３　Ｂ　９００　１０　．８５１０８９　２０　３　Ａ　９００　１０　．８ ５８２８　３０　３　Ｂ　９１０　１０　．８３１０８８　２０　２　Ａ　９１ ０　１０　．８６８３７　３０　２　Ｂ　９２０　１０　．８４１０δ８　２０ 　２　Ａ　９２０　１０　．８６８３８　３０　２　Ｂ　９３０　１０　．８７ １０８８　２０　３　Ａ　９３０　１０　．８５８２０　１０　２　Ｂ　９４０ 　１０　．８７８３２　２０　１　Ｂ　９４０　１０　．８７８３７　３０　２ 　Ｂ　９５０　１０　．８７８３８　３０　２　Ｂ　９６０　１０　．８４８３ ８３０　２　Ｂ　９７０　１０　．８７１０９１　２０　３　＾　９８０　１０ 　．８６１０９１　２０　２　Ａ　９９０　１０　．８６１０９１　２０　３　 Ｂ　１０００　１０　．８６８１９　１０　３　Ｂ　１０１０　１０　．８１１ ０８８　２０　２　Ａ　１０２０　ｔｏ　、８６１０８８　２０　２　Ａ　１０ ３０　１０　．８６１０８８　２０　２　Ａ　１０４０　１０　．８６１０８８ 　２０　２　Ａ　１０５０　１０　．８６１０９１　３０　４　Ａ　１０７０　 １０　．８７６９８　１０　２　Ｃ１０８０１０，９２７８８１０１Ｂ客　１０ ８０　１０　．９３７９１　２０　１、　Ｂ零　１０８０　１０　．９３１０８ ８　２０　３　Ａ　１．１００　１０　．８２この４波長モデルで最良の波長の 候補を選択することは必要な正確性の度合などの対立する考慮（例えば、大衆の スクリーニング検査用としては低い正確度も許容され得るとしても、これに比し て糖尿病患者のインシュリン投与量を測定し制御するために必要とされる正確性 は高度である）および製品コストなどの点鋭的な装置設計のパラメータ（例えば 、フィラメント型電球の高電力要求に代る光源として低コストのＩＲＥＤの応用 性）と引き換えになる。さらに、誤った血糖の読み値に遭遇する危険性を最小限 に抑えることも同様に考慮される。

表３のデータは血中のグルコース濃度を測定するために主要な候補波長を提供す るスペクトルの多数の異なる領域を示している。特に同定されるのは：およそ１ ０７６から１０８６ｎｍのスペクトル範囲を包含する［領域ＡＪ、およそ８０９ から８２３ｎｒｎのスペクトル範囲を包含する「領域ＢＪ、およそ６９３から７ ０１ｎｍのスペクトル範囲を包含する「領域ＣＪ、およそ６１４から６２８　ｎ 、　ｍのスペクトル範囲を包含する［領域ＤＪである。

上記で確認された波長は表３のｒＡＪおよびｒＢＪ波長の間の中点波長または半 分の点を表している。さらに、表３でその他の候補としてこれも実用的な中点波 長を見つけられる。これらの波長は「その他」として同定され、また以下を含む ：６７１ｎｍ付近、７８２ｎｍ付近、および１１０４０ｎ付近。

さらに、ｒ級」の列は分子のうちのｒＢＪ値が変化することで相関対波長の曲線 のピークの形状に対応する。図１８Ａから図１８Ｄは相関対波長の曲線の形状に 対応するピークの級を図示したものである。図１８Ａは「１級」にあり、１ｏ３ ｔ／Ｉ値が本質的な状況を意味する小さな波長誤差に対して基本的に感受性がな いことを示している。図１８Ｂは「２級」のピークが光学フィルターの中央波長 における標準商用許容誤差を認めている（プラス／マイナス２ナノメートル）、 図Ｉ８Ｃは「３級」ピークが光学フィルターの中央波長での標準商用許容誤差よ り狭い必要があり得ることを示す。およそ±ｌｎｍの許容誤差がこの級では必要 とされる。この狭い許容誤差はおそら（２ないし４乗に比例してこうした光学フ ィルターのコストを上昇させる。図１８Ｄは「４級」において測定は波長誤差に 過敏であり、事実上正確な波長を提供するような光学フィルターが必要となるこ とを示している。小さな誤差は測定の正確性に対し有意な負の影響を有する。こ うした光学フィルターを提供するコストは「３級」以上のフィルターで１０乗に 比例して増大し得る。

表３に詳述した分母の間隔（すなわちＤ−Ｅ）は単なる代表値である。近赤外定 量測定において習慣となっているように、分母の間隙は全相関関数に不当な衝撃 を与えることなく実質的に増加し得る。

よって、利便のためだけに、およそ１０ｎｍの分母の間隙が多くの例で示されて いる。

好適実施例において、表３に示した最適な波長候補はＡ＝７７１ｎｍ、Ｂ＝７９ １ｎｍ、Ｄ＝１０７０ｎｍ、またＥ＝１０８０ｎｍである。これらの波長候補は 水の吸収に由来する不正確性を排除するように領域ｒＪＪおよびｒＫＪについて 上記で定義したような論理的測定領域に適合している。さらに、これらの波長は 最高の相関を提供しまた最低コストのＩ　ＲＥＤの使用が可能である。さらにこ れらの値は多少の波長誤差に感受性がない「１級」特性を有している。

以下に再現した表４は６波長モデルでの各種候補を示している。

検査データは表１および表２の検査データと同様の方法でめた。

予想されるように、４波長モデルに比して６波長モデルではさらに少ない数の候 補が存在する。これは２つのアルゴリズムの間の基本的相違による直接的な結果 である。６波長の適合では光学曲線の第２の導関数を使用する。第２の導関数は ピーク吸収点における唯一の値であり、−力筒１の導関数アルゴリズムはピーク 吸収点のいずれかの側面で測定を行ない得るために２倍近く多い可能な候補を有 している。

表４ 全ての分母についてのｄ２０Ｄ／ｄ２０Ｄ　（Ｄ−Ｅ　Ｘ　Ｅ−Ｆ−１０）（Ｒ ＞０．８） 選択基準：３被験者で良好であるべきである。

ｒＲ＠ｉｎＪは最低の個人の最低の相関係数濃度　間隙　分母 ｒ　ＥＪ　Ｒｓｉｎ　ｒ　ＢＪ　（Ａ−Ｂ）＆　級　間隙（Ｂ−Ｃ） ６５ｆ）　、８５　６３５　１０　４　１０６５０　．８８　６９１　２０　４ 　１０６５０　．８６　７７０　２０　３　１０６５０　．９０　７９１　１０ 　３　１０６５０　．８８　９２５　１０　２　１０６５０　．８４　１０００ 　２０　２　１０６５０　．８６　１０６５　１０　２　１０６６７　．９１　 １０６５　４０　２　４０６６７　．９０　７９１　３０　２　３０６８７　． ９４　８２５　２０　１　５０８２０　．９２　６６７　４０　２　１０８２４ 　．９４　ｅ６７２０　２　３０８４４　．９４　６６７　３０　１　１０８８ ３　．９２　６６７　３０　３　１０９１０　。８７　６６７　３０　４　１０ ９２０　．８５　６５６　３０　３　１０９２０　．８７　６６７　４０　３　 １０９３０　．９０　１３６７　４０　２　１．０９４０　．８８　６６７　４ ０　３　１０９５０　．８２　７９１　３０　２　１０９６０　．９０　６６７ 　４０　３　１０９７０　．８８　６６７　４０　３　１．０９８０　．８８　 ６６７　４０　３　ｔ。

９８０　．８！ｌ＋　８２５　２０　３　１．０９９０　．８５　６６７　３０ 　３　１０１０４０　．８７　６６７　３０　３　１０１０５０　．８３　６６ ７　３０　３　１０１０５０　、！ＩＩＩ　８２５　２０　４　１０１０６０　 ．８８　６６７　３０　４　１０１０７０　．８２　６６７　３０　３　１０１ ．０８０　．８３　７８８　２０　２　１（１本発明の別の好適実施例によれば 、図２０は第２指（人指し指）遠心部を通しての近赤外放射を用いる血糖値測定 用に設計された非侵■的自己管理血糖計（ＮＩＳＭＧＭ　＝Ｎｏｎ−ｉｎｖａｓ ｉｖｅ　５ｅｌｆ　ＭｏｎｉｔｏｒｉｎｇＧｌｕｃｏｓｅ　Ｍｅｔｅｒ）　７０ を示す０本実施例において、分析装置全体は、近赤外点光源７１および７２、発 光部、検出器７５、増幅器９ｏ、データ処理回路７８、電池電源供給ユニット８ ９および読み取り装！ｆ８０を含め、軽量の手持ち型ユニット７０内部に含まれ る。

図２０に図示したように、近赤外点光源７１および７２は光隔壁８６によって隔 離され、光源から放射される近赤外エネルギーが窓９１を通じて被験者の皮膚上 に向うように配置されている。好適実施例において使用している近赤外点光源は ＩＲＥＤである。さらに、光学フィルター９２および９３はＩＲＥＤと窓９１の 間でそれぞれのＩＲＥＤから出る近赤外放射を濾波し、これによって所定波長の 近赤外放射の狭い帯域が通過し得るようになしている。

好適実施例において、４波長モデルを次の多線型回帰アルゴリズムとともに使用 することが出来る。

Ｃ：ＫＯ＋Ｋｌ　［ｌｏｇ　ｌ／ＩＡ−１ｏｇ　ｌ／Ｉ　ｎ］／［１ｏｇ　１／ Ｉ　ｏ−１ｏｇ　ｌ／Ｉ　Ｅ］＋ＫｚＴ、＋に、ｔＴＡ ここでＫｏからに、は上述の較正定数であり、Ａ、Ｂ、Ｃ，Ｄは光学データが測 定される特定の波長である。Ｔ、は摂氏温度を１００で除した手指の局部的表面 温度で、ＴＡは摂氏温度を１００で除した装置内部の空気温度である。較正定数 に２およびに３は独立回帰項である。

図２０に示した好適実施例において、あらゆる波長候補を上述のように正確なグ ルコース測定濃度が得られるように選択することが出来る。好適実施例において 、波長候補はおよそＡ＝７７１ｎｍ、Ｂ＝７９１ｎｍ、Ｃ＝１０７０ｎｍ、Ｄ＝ １０８０ｎｍである。上記の波長は７７０／７９０ｎｍの波長を生成する狭帯域 バンドパスフィルターを含む標準８８０ｎｍＴＲＥＤと１０７０　／　１．０８ ０　ｎｍの波長で使用する標準９５０ｎｍｌ　ＲＥＤを用いて得ることが出来る 。また９５０ｎｍより長い波長で中央波長を有するＩ　ＲＥＤも同様に使用でき る。

実際の使用において、指尖が周辺の光に暴露されないことが非常に重要である。

さらに、実際の測定が指爪の後部付近で行なわれるのが望ましい。図２０は使用 者の指を装置内部でしっかりと位置決めするためと周辺光の充分な隔離を提供す るための指採寸手段８２を示す。スプリング８アが指採寸手段８２を被験者の指 の底部に向って押し付け、これによってしっかりした装着を提供する。線型ポテ ンショメータ８８は指採寸手段８２に接続されて被験者の指の厚みを測定できる 。さらに膨張性膜または発泡材の絞り（７９として図示しである）を用いて被験 者の指を固定し光を遮蔽することが出来る。

図２０はさらに大型のＬＣＤディスプレイ装置８０よりなる測定読み値出力装置 を図示している。ディスプレイ８０は、糖尿病の副作用の１つとして視力の弱っ ている可能性のある利用者によって容易に読み取れるように大型に製作されるの が有利である。

好適実施例において、ＮＩＳＭＧＭは血糖値を２つの単位系で表示するための手 段を含む。米国内用のｍｇ／ｄｉとカナダ国内用のｍ＠ａｌ／Ｌである。図２０ に示した処理袋ｆ／制御装置７８はこの機能を実行できる。２つの表示モード間 の変更は通常、初期設定で必要とされるだけである。よって、不便な位置（例え ば電池収納部）に配置した摺動式スイッチ（図示していない）をこの機能に使用 することが出来る。

図２０はそのＮＩＳＭＧＭ装置についての較正定数を決定できこれらの定数を自 動的にＮＩＳＭＧＭ装置へ転送できる「ホスト装置」へＮＩＳＭＧＭ装置を接続 できるようになす入出力コネクタ８４を示す。入出力コネクタ８４はまた外部キ ーバッドへ接続して較正定数を用手入力することも出来る。

ＮＩＳＭＧＭの動作を以下で説明する。指での測定を行なう前に、前面パネルの 押しボタン８５が押されると空の区画から導いた「光学的基準Ｊとなし得る光学 的４１Ｊ化を提供する。この測定は全てのＩＲＥＤを消灯して光の漏洩を検出し 自動的にこれを補正するようになすための測定であり得る「暗補正」を含む。

図２０は、指が区画７６に挿入されたときに内蔵サーミスタ７７が指の温度を測 定することを図示している。温度測定は５秒程度間隔を空けて２回にわたって行 なわれ、米国特許第４，２８６，３７６号に詳述されているような対数予測式を 用いることによって実際の温度項Ｔ、が決定される。注意しなければならないの は指ホルダ−７９が指の回りで充分しっかり固定されていて、周囲と光を遮蔽す るようになしてあり、なおかつ測定中に脈拍を妨げないだけ緩（固定しているこ とである。

第２のサーミスタ７３は雰囲気温度を測定するため測定装置内部に配置しである 。雰囲気温度測定は装置を実際に使用する前にいつでも測定可能であるが、光学 的襟準が測定されるのと同時が望ましい。光学測定には対数予測は必要とされな い。また、制御回路７８内のタイミング制御手段７４は最終測定からおよそ２分 以内に装置を停止させることで電池保護機能を提供する。停止ボタンは必要では ない。

本発明のさらなる実施例において、ＮＩＳＭＧＭ装置は使用者の測定データを一 定期間にわたって保存するためのメモリー・ユニット８３を含む。内蔵クロック 機能はまた測定を行なった時刻を保存する。

使用者は装置を医師に渡し、医師がこれを出力装置に接続して情報を取り出すこ とが出来る。これにより医師は例えば−夕月間に渡って起こった血Ｗｇｌの変動 についての情報を入手することが出来る。

近赤外伝達分析技術を使用する本発明の別の実施例によると、１つまたはそれ以 上の注目する波長を中心とする帯域にある近赤外光エネルギーが被験者の体の血 液を含む部分を通して放射される。近赤外エネルギーは被験者から、一般に近赤 外光源と対向する側から放射され、検出器によって検出される。検出器が生成し た信号の増幅の後、増幅された出力は被験者血液中のグルコース量を表す出力信 号に処理される。

図２１は非侵襲的自己管理血糖計（ＮＩＳＭＧＭ）　ｌを図示したもので、本装 置は被験者手指尖端の遠心部位を通じての近赤外線放射を用いる血糖値測定のた めに設計されている。分析装置は近赤外エネルギーを被験者の指に導入するため の近赤外エネルギー光源を少なくとも１つ含む。本発明の１つの実施例において 、導入手段は６つまでまたはそれ以上の近赤外点光源（近赤外ＩＲＥＤ）を含む 。ＩＲＥＤ１７１および１７２は図２１において図示する目的で示しである。

分析装置はまた被験者の体部から放射される近赤外エネルギーを検出するための 検出器１７５も使用する。検出器１７５はデータ処理手段１７８へ電気的に接続 されており、処理手段はそのプログラミングにしたがって検出器１７５の生成し た信号を被験者の血中に存在するグルコース量を表す信号に処理する。増幅器１ ９０は検出器１７５によって生成された信号が処理手段１７ｇに受信される前に 増幅を行なう。

１７５および処理手段１７８は軽量の手持ち型筐体ユニット１７０内に含まれる 。好適実施例において、筐体ユニット１７０はプラスチックから機械製造または 一体成形される。

図示したＩＲＥＤ１７１および１７２は光隔壁１８６によって分離されており、 近赤外エネルギーが光拡散性でありうる窓１９１を通って被験者の皮膚上に放射 されるように位置している。１９２および１９３で図示した光学フィルターはそ れぞれのＩ　ＲＥＤと窓１９１の間に位置して近赤外光を濾波し、これによって 被験者に衝突する近赤外光の帯域を最適化する。

本発明の重要な特徴は、筐体ユニットに嵌合するカートリッジ手段１９５である 。好適実施例において、カートリッジ手段１９５は置換自在であり、図２２に図 示し−たように受入ポート１９６で分析装ｆｆ１１７０内に接続される。カート リッジ１９５は個別の使用者および装置ソフトウェアに関するデータを保存する ための電子的メモリー記憶装置１９７Ａおよび１９７Ｂを含む。例として、ＲＡ Ｍなどのメモリー装Ｍｌ　９７Ａは一連のグルコース測定値、その測定装置によ って行なわれた全ての測定の時刻および日付、特定の電池を用いて行なった測定 の総数、ならびにデータ処理装置１７８で使用するための較正定数（特定の使用 者に独自である）を保存する。好適実施例において、メモリー装置１９７ＢはＥ ＰＲＯＭ型チップであって分析装置１７０を作動させるためのソフトウェアを含 み、これによって更新されたカートリッジを挿入することにより装置の再プログ ラミングが容易になっている。

幾つかの実施例において、カートリッジ１９５はまた近赤外定量分析装置に電力 を供給するため図示した電池１８９などの電力供給手段を含む。メモリー装置１ １９７Ａおよび１９７Ｂと電池１８９はインタフェース１９８を介して処理手段 １７８と電気的に連通している。

非侵襲的血糖測定用装置はおよそ４０　ｓｍｇ／ｄｉから５００１ｇ／ｄｉの高 値までのどこかに存在する全ての個人の血糖値で正確な読み値を提供すべきであ る。較正のために使用する典型的な耐糖試験において、ある個人の血糖値の変化 は約５０　ｍｇ／ｄｉがら約１５０　ｍｇ／ｄｉの範囲内であると予測できる。

その結果、全範囲を包含するように１つの装置の個別較正を提供することは基本 的に不可能である。上述の単−変数環のアルゴリズムを用いてこの少ない較正デ ータから情報を外挿することは考え得るグルコース濃度の全範囲の極限領域にお けるグルコース濃度測定の際に誤差を生じる可能性がある。これらの潜在的な誤 差は図２４Ａおよび図２４Ｂに図示したように外挿値の非直線性に由来するもの である。

非直線性外挿を補正するには、多項回帰環を含むアルゴリズムを用い、広範囲に 渡る血糖値測定の正確な予測を可能にする。こうした項は個別のｌｏｇｌ／１項 または分母の標準化を行なうまたは行なわない多数の第１または第２の導関数環 となしつる。外挿法は最も信頼性が高いが、図２４Ｇおよび図２４Ｄに示したよ うに、多くの測定時変動の形式を自己補正するような標準化除数項を用いる。こ の自己補正は分子および分母が通常は同一の誤差によって乗算されるために発生 するので、これによって誤差を自分で打ち消すことになる。これらの項の例には 標準化した第１と第２の導関数除数項が含まれる。１つの実施例において、２つ またはそれ以上の標準化除数項を含むアルゴリズムが使用されている。

被験者について複数の物理パラメータに関するデータもまた、先行する米国特許 第４．６３３，０８７号に示すように、本血槍測定の正確度を改善するために、 多波長近赤外分析と関連して使用することが出来る。さらに、血糖測定の正確度 は近赤外光源におけるバイアス変移から生じ得る誤差を排除することによって改 善することが出来る。

それぞれの置換自在のカートリッジ１９５は特定の個人に属するものとして認識 されるが、これはその個人についての個別較正値を含むためである。ある個人の 較正情報を含む置換カートリッジがその個人によってのみ使用されるように提供 される。ある実施例において使用者保護手段は置換カートリッジと装置ユニット 間で通信される「調歩」符号によって実現される。符号化手順はカートリッジ内 の１つまたはそれ以上の較正定数を測定ユニット内へ複写することを含み、この 定数が「調歩」信号として使用される。好適実施例において、−人の特定個人に ついての全ての較正定数が「ｒＲ歩」として使用されている。

図２１に図示した好適実施例において、近赤外分析を処理するための波長は正確 な血糖測定値がもたらされるように選択されている。

１つの実施例において、波長はおよそＡ＝７７Ｌｎｍ、Ｂ＝７９１ｎｍ、Ｃ＝＝ ’１１０７０ｎ％Ｄ＝１０８０ｎｍであるｏ７７１ｎｍおよび７’Ｊｔｎｍの波 長は標準の８８０ｎｍ中央波長のＴ　ＲＥＤを狭帯域バンドパスフィルターと組 み合わせて使用することで得ることが出来る。もっと長い波長で中央波長を有す るＩ　ＲＥＤ、例えば標準９５０ｎｍＩＲＥＤなどは適切な光学フィルターと組 み合わせて１０７０ｎｍおよび１１０８０ｎ出力を生成するために有用である。

好適実施例において、波長はおよそＡ＝６６７ｎｍ、Ｂ＝６８７ｎｍ、Ｄ＝ＹＯ ５９ｎｍ、Ｅ＝１０７９ｎｍである。

被験者の指尖が周辺の光に暴露されないことが非常に重要である。

さらに、実際の測定が指爪の後部付近で行なわれるのが望ましい。

図２１に図示した指止め１８１は被験者の手指を正確に位置決めするのを容易に する。図２１はさらに利用者の手指を装置内部でしっかりと位置決めし、また周 辺の光の充分な隔離を提供するための指保持装Ｗｔ１８２も図示している。スプ リングが指保持装置１８２を被験者の指の底部に向って押し付け、これによって しっかりした装着を提供する。線型ポテンショメータ１８８は指保持装置ｔ１８ ２に接続されて被験者の指の厚みを測定できる。さらに膨張性膜またはラバー／ 発泡材の絞り（１７９として図示しである）を用いて被験者の指を固定し光を遮 蔽することが出来る。膨張性膜は脈拍も同様に測定可能である。

好適実施例において、図２１に示した光遮蔽カバー１９４は測定装置１１１ｒ１ ７０に回転可能なように装着されており、指区画の上で閉止して基本的に完全な 周辺光の遮蔽を提供する。カバー１９４は分析装置の側面全長に渡って延在し、 これの基部において凹部１８３に固定自在である。ラバー製の帯がカバー１９４ に固定されており、周辺光の遮蔽をさらに容易になしている。

成人および小児の双方による装置の使用を容易になすため、装置の指測定部は２ つまたはそれ以上の異なる寸法の挿入部を使用可能となしている０図２５Ａおよ び図２５Ｂに図示したように、挿入部３１Ａは成人の手指の寸法に適合しており 、挿入部３１Ｂは小児の手指の寸法に適合している。あらゆる寸法の指に対応す る挿入部を使用することもできる。

図２１はざらにＬＣＤディスプレイ１８０を示す。ディスプレイ１８０は糖尿病 の副作用の１つとして視力の弱っている可能性のある利用者によって容易に読み 取れるように大型に製作されるのが有利である。

好適実施例において、分析装置は血糖値を２つの単位系で表示するための手段を 含む。米国内用の膳ｇ／ｄｉとカナダ国内用の一５ｏｌルである。図２１に示し た処理装置／制御装Ｗ１７８はこの機能を実行できる。２つの表示モード間の変 更は通常、初期設定で必要とされるだけである。よって、不便な位置（例えば電 池収納部）に配置した摺動式スイッチ（図示していない）を所望の表示を選択す るために使用することが出来る。

図２３は置換自在のカートリッジ１９５の一部を構成し、分析装［１７０の制御 装！！／処理装置１７８へ電気的に接続されている入出力コネクタ１８４を示す 。入出力コネクタ１８４により分析装置１７０は「ホスト装置」と接続され、上 述のようにホスト装置により決定される較正定数が較正設定中に自動的に分析装 置へ転送される。さらに、入出力コネクタ１８４は外部キーバッドへ接続でき、 これによって較正定数の用手入力が可能になる。

近赤外線定量分析装置の動作はすでに明らかであろう。指による測定の前に、前 面パネルの押しボタン１８５が押されて光学的標準化が行なわれる。光学的標準 化は空の指挿入区画を測定することで実行される。標準化はまｈ全てのＩＲＥＤ を停止させて光の漏洩が検出されまた自動的にこれが補正されるようにするため の「暗補正」測定を含むことが出来る。

図２１は、指が区画１７６に挿入された際に内蔵サーミスタ１７７が指の温度を 測定することを示している。温度測定は５秒程度間隔を空けて２回にわたって行 なわ、れ、米国特許第４．２８６．３７６号じ詳述されているような対数予測式 を用いることによって実際の温度の読みがまる。注意しなければならないのは指 ホルダ−１８２が指の回りで充分しっかり固定されていて、周囲と光を遮蔽する ようになしてあり、なおかつ測定中に脈拍を妨げないだけ緩く固定していること である。単−回の測定で指を２回挿入するならばよりよい精度が達成され得る。

第２のサーミスタ１７３は測定装置１７０内部でこれの内部の周辺空気温度を測 定するために配置されている。周辺空気温度測定は装置を実際に使用する前にい つでも測定可能であるが、光学的標準が測定されるのと同時が望ましい。装置の 空気温度測定には対数予測は必要とされない。また、処理装置手段１７８内のタ イミング制御手段１７４は最終測定を行なった後所定の時間以内に装置を停止さ せる電池保護機能を提供する。停止ボタンは必要ではない。本発明の好適実施例 において、電池保護機能は最終測定からおよそ２分以内に装置を停止させる。こ の保護機能は追加して提供され得るものであるが、「停止」ボタンの必要性を軽 減することになる。

処理装置手段１７８およびメモリー装置１．９７Ａと１９７Ｂにより利用者は自 分の前回の血糖値をその読みの時間および日付を含めて呼び出すことが出来て好 都合である。好適実施例において、以前の数値をおよそ８回ないし１０回の間道 の順序で呼び出すことが出来る。

測定装置は置換自在なカートリッジを交換すべき時期までの残りの日数をディス プレイ装置１８０上に表示するための手段を含むのが望ましい。この情報はいつ でも押しボタン１８５を押すことによりメモリー装ｆｉｌｅ７Ａからアクセス可 能である。好適実施例において、交換の５日前からこの情報は装置が作動される と自動的にディスプレイ１８０上に出現する。分析装置１７０は過剰な電池の使 用を防止する電池保護機能も含む。較正の過程では、多くの電池を消耗する光学 的走査が要求される。好適実施例においては、予めプログラムしである回路によ り利用者は連続して５回まで読み取りを行なえるがさらに読み取りを行なうには 最低１０分間待つ必要がある。

その他の実施例において、分析装置は処理装置手段１７８に電気的に接続された 音声合成装Ｗ１６９を用いて装置に発声能力を提供している。この機能は音声に よる読み出しも提供することで患者の注意を惹（ために用いられる。これは視力 が極端に弱い患者にとって特に価値がある。

本発明の別の態様において、軽量手持ち型装置は光の干渉の原理を使用して、光 学的送信機と検出器を動脈または静脈いずれかの近傍の皮膚表面上に配置するこ とにより非侵襲的に血糖値を測定する。

図２６に示した軽量の手持ち型干渉分析装置２５０において、装置Ｆ２５０の第 １の区画内に配置され所定の注目する帯域の近赤外線エネルギーの点光源を少な くとも１つ提供するための手段を１つまたはそれ以上含む、近赤外点光源手段は 近赤外エネルギーが点光源手段から放射され、レンズ２５２により窓２５４を通 って被験者の皮膚上で合焦するように配置されている。近赤外点光源手段は１つ または複数の赤外線発光ダイオード（ＩＲＥＤ）を含むことがある。

図２６ではこのようなＩ　ＲＥＤが２個、２５６と２５８が図示しである。複数 のＩ　ＲＥＤを使用する別の実施例において、３つ、４つまたはそれ以上のＩ　 ＲＥＤが点光源手段として使用されることがある。

図２６で模式的に図示してあり参照番号２６８で示される光学検出器は第２の区 画２７０の低位側端部内に配置されている。内壁２７４は検出器２６８と照明区 画２６０の間に配置され、これにより点光源手段および／またはレンズ２５２か らの近赤外放射が検出器２６８に直接飛び込むのを防止する光学的隔離マスクを 提供する。

近赤外光学検出器２６８は近赤外、純放射がこれによって検出されたときに電気 信号を生成する。

光学検出器２６８は適切な電気的接続手段２６３によって電気信号増幅器２６２ の入力に接続される。増幅器２６２は安価な集積回路（ＩＣ）信号増幅器のこと があり、また近赤外エネルギーが検出器２６８に到達した際に生成される信号を 増幅する。増幅器２６２の出力は制御装置／データ処理装置とディスプレイ駆動 回路２６４へ供給され、駆動回路は信号を読取装置２６６へ提供する。

干渉分析装［２５０は筐体ユニットに嵌合する置換自在のカートリッジ手段２８ ０をさらに含む。好適実施例において、カートリッジ手段２８０は図２７に図示 したように受入ポート２７２を経由して分析装置２５０内へ接続される。カート リッジ２８０は上述のカートリッジ１９５と実質的に同一であり、電池電力供給 源２７６、ＲＡ、Ｍなどの個別の利用者に関するデータを保存するための電子メ モリー記録装Ｗ２７８Ａ、ＥＦＲＯＭなどの装置のソフトウェアを保存するため のメモリー記録装置１２７８Ｂを含む。さらに、カートリッジ２８０はカートリ ッジ１９５を参照して開示したのと同一の動作機能を実行する。メモリー装Ｍ２ ７８Ａおよび２７８Ｂと電池２７６はインタフェース２７９を介して制御装置／ データ処理装置２６４と電気的に連通している。

使用において、分析装置２５０は平坦な底部表面が被験者手首の表在静脈の直上 の皮膚上に載るように配置される。干渉装置２５０は図２１の測定装置を用いて 正確な結果を得るには指が小さすぎることがある乳幼児の血糖値を測定するため に特に好適である。

本発明の別の態様において、個別の利用者のために近赤外分析装置を個別に較正 するための方法が開示される。在来の近赤外分析において、較正手順には大量の 「サンプル」　（すなわち−組の光学測定結果）が注目するパラメータ（例えば 小麦の蛋白）の検査室での周知の検査とともに必要とされる。個別に検査室で分 析したサンプルが従来の分析で必要なのは、それぞれのサンプルまた従ってパラ メータ測定が直前のサンプルと全く無関係であるという事実に由来している。例 えば、１つの装置を小麦の蛋白を測定するために較正する際、それぞれの小麦の サンプルには別々の検査室での分析が必要とされる。

しかし、血糖の個別較正において、先入１的仮定は正しくない。

糖尿病患者が食物を摂取する場合、糖尿病患者の血糖値はその後の１５分から０ ．５時間にわたって増加することは周知である。ある個人の血糖値の変化の方向 の周知の特性は個別較正を単純化するためにＩ！要な因子の１つである。

図２８は複数の血液サンプルが所定の時間間隔で一人の患者から採取されるが、 所定の等間隔であるか所定の時刻でな（とも良いような個別較正のための簡単で 信頼性の高い方法を図示したものである。血糖値はそれぞれの血液サンプルにつ いて何らかの適切な基準の方法例えばイエロー・スプリングス・インストルメン ト（ＹｅｌｌｏｗＳｐｒｉｎｇｓ　Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ　Ｃｏ、　）社の製造 するグルコースメーター（Ｇｌｕｃｏｓｅ　Ｍｅｔｅｒ）　２３００　Ｇなどに よって得られる。この情報が検査室データとして供される。血液サンプルおよび 血糖値の測定値は何らかのほかの適当な手段、例えば商業的に利用可能なバイオ ステータなどを用いても得ることが出来る。

好適実施例において、血糖値の測定値は広く利用可能な自己管理血糖計（Ｓｅｌ ｆ　Ｍｏｎｆｔｏｒｉｎｇ　Ｇｌｕｃｏｓｅ　Ｍｅｔｅｒ）　（ｒＳＭＧＭＪ　 ）から得ている。　ＳＭＧＭで用いている技術は指尖から血液を採取するために ランセットを使用している。血液滴は化学処理したプラスチック製のストリップ に載せ、これを測定装置に挿入する。測定装置は測定を行ないついで血糖値をデ ジタル表示する。

血液サンプルを採取する所定の時間間隔はおよそ０．５時間ないし１．５時間と なすのが一般的である。血糖値データはこのあと何らかの適切な計算装置、例え ばコンピュータへ入力され、ここで多変量回帰分析が実行され得る。好適実施例 において、血糖値データは近赤外分析装置へ入力される。

好適実施例ではまた、所定の時間間隔が被験者の血液がＵｔｓ状Ｊをなす（すな わちカロリー摂取している）間に異なるレベルで実際の血糖測定値が得られるよ うに選定される。例えば、第１の血糖値の読みは終夜禁食の後で行なわれる。こ の読み取りの後、被験者はデキストロース溶液の摂取または飲用、または食物を 食べるかのいずれかで血ｗａｒｍを上昇させる。さらなる手指穿刺による測定が １時間にわたって１５分おきに行なわれる。好適実施例では全体で４回の指穿刺 測定が行なわれる。サンプルの血糖値測定も所定の時間間隔で行なわれるが、こ れは等しい間隔でなくとも良（、例えば１０分後、２５分、４５分、および１時 間１０分としてもよい、所定の時間間隔は少な・くとも被験者の血糖値が変化し ている期間にわたって測定され得るような何らかの時間間隔を用いることが出来 る。

血液サンプルが採取される期間の間、近赤外線光学測定が行なわれ、非侵襲的血 糖測定装置を用いて記録される。このような光学的測定はおよそ毎分１回程度行 なえるはずである。全体でおよそ６０組の光学測定情報が好適実施例では記録さ れることになる。

本発明の方法は近赤外分析装置を血糖値測定のためだけではなく何らかの高値の 血液の性質を測定するための較正のために使用される。例えば先験的な体内での インシュリン濃度特性の知見は周知であり本発明の方法を用いて近赤外測定装置 をインシュリン濃度測定のために較正することが可能である。

光学測定値について実施する較正の回帰分析をこの後で詳述する。

本発明の較正回帰分析は個々の血液サンプルから作成した血糖濃度測定値を近赤 外光学的測定値で線型補間するための手段を使用する。

特定すれば、線型補間を用いて、好適実施例ではおよそ１５分間隔で行なってい る４回の指穿刺血糖濃度測定値の隣接する対の間で、検査室の値を近赤外光学的 測定値に配当する。線型補間を実行して光学的測定値が作られた特定時刻におけ るグルコースの値を提供し、従って回帰分析の独立変数になる。よって、好適実 施例において、実際の指穿刺による４回の測定値の組が近赤外光学測定値のおよ そ６０組についての情報を提供することになる。回帰分析が何らかの適切な方法 例えば上記に開示したように信号処理装置によって実行される。

線型補間は補間アルゴリズムを用いて既知の値に基づいた期待値を数学的に割り 当てることよりなるので、誤差の可能性が存在する。

近赤外分析において、何らかの特定時刻に補間処理によって割り当てた検査室の 値はその時点での実際の血糖値から潜在的に誤差を生じていることは周知である 。このような誤差はＳＭＧＭの読み値の不正確さおよびＳＭＧＭ読み値の時刻間 で補間した値を用いることによる誤差に由来することが一般的である。

補間値の誤差の可能性が存在していても、近赤外技術における多数の実験でこう した誤差が較正の正確性に有意に影響しないことが示された。正確性が有意に犠 牲にならない理由は、較正サンプルの数すなわち近赤外光学測定値が回帰アルゴ リズムにおける回帰項の数より大幅に多いことである。例えば、上述のような本 発明において実行される回帰分析はおよそ３つの回帰項を使用できる。一般に容 認できるような正確性はそれぞれの回帰項についておよそ１０サンプルが使用さ れるような近赤外較正で生じる。好適実施例においては、およそ６０サンプルが 使用され回帰項の総数はおよそ３つないし４つである。よって、回帰項あたりほ ぼ１５サンプルが使用される。さらに、この手順は数日にわたって反復され統計 的優位性を拡張しつるものである。

本発明の方法を用いる個別に較正され得る近赤外非侵襲的血糖測定装置は上述の ように図２１に模式的に図示しである。

好適実施例において、ホストコンピュータへのデータリンクを提供する必要性は 個々のサンプルの血糖濃度測定値を測定装置自体のキーバッド（図示していない ）を、介して測定装置へ入力し得ることによって排除される。

本発明による非侵襲的血糖測定装置を個別に較正するための方法は上述のように 近赤外反射または干渉を用いる分析機器を較正するためにも使用可能である。

本発明の方法は、家庭用として容易になし得る非侵襲的血糖測定装置の簡単で信 頼性の高い個別較正を提供することによって従来技術の方法の不便さを克服する ものである。

本発明の方法にしたがって個別に較正することが可能な近赤外非侵襲的血糖測定 装置のさらなる実施例を図２９および図３０を参照しつつ説明する。

それぞれ図２９および図３０に図示した近赤外分析装置３１１および４４１は上 記の図２１を参照して開示したのと実質的に同一に作動する０個別較正の手順は ２つの別の方法において詳解する。第１に、図２９に図示したように、較正シス テム３３０が分析装置１１［３１１へ接続され、測定が行なわれたとおりの光学 データとそれぞれの測定の時刻の双方を収集する。較正システム３３０により指 尖穿刺の測定値からの血糖値がおよそ１５分間隔で１．５時間まで較正システム ３３０上のキーバッド３３２経由で手入力される。充分なデータが入力された場 合、例えば上述の所定の時間間隔の後など、較正システムは多変量回帰分析を実 行し、線型回帰アルゴリズム用の較正定数を計算する。計算した較正定数は較正 システム３３０へ接続された置換自在なカートリッジ３２０へ、または分析装置 ３１１に装着した置換自在なカートリッジ内へ、および較正システム３３０内に 挿入された別のカートリッジへ転送される。この方法では、較正システム３３０ が医師の診察室内に設置でき、また置換自在なカートリッジ用の印刷装置も提供 可能である。

図３０に図示した別の方法は、上述の較正システムを必要としない。この方法で は、置換自在なカートリッジは多変量回帰分析を実行するようにプログラムされ たＥＰＲＯＭを含む０分析装ａ１４４１は通常１１個の鍵盤（例えば「０」から 「９」と改行（Ｅｎｔｅｒ　）キー）を有し指尖穿刺の読み値を入力できるよう になしたキーバッド４４２を有する。別の実施例では、指尖穿刺の読み値は外部 キーバッドまたは置換自在なカートリッジから入力される。回帰分析が実行され た後、分析装置は較正定数を置換自在のカートリッジ内に保存する。同時に分析 装置は回帰プログラムを消去して、所定の期間例えば３力月にわたり時間７日付 とグルコース値を保存するためにＥＦＲＯＭが使用できるようになす。

本発明の別の態様では、ある範囲の皮膚温度にわたって有効な個別較正を提供す るための方法が開示される。温度が近赤外線の水によるエネルギー吸収帯に影響 を与える点で充分に安定している。さらに、人体が四肢末端すなわち手指で一定 温度を維持しないことから温度変化の効果を含めることによって較正の正確性を 改善可能である。

血糖の較正における温度変化の影響は近赤外（ＮＩＲ）農業用装置に対して直接 適用可能な類似点を有している。例えば、小麦の蛋白測定のための較正が室温に 近い温度の小麦サンプル全てで実行される場合、大幅に異なる温度で小麦サンプ ル中の蛋白質を推定するためにその較正を使用すれば大幅な誤差が発生するはず である。

この潜在的な誤差は小麦の較正中にサンプルの温度をゆっくり変化させることで 大半が回避される。例えば、幾つかの小麦サンプルは冷蔵室内に保存されており 、すぐにＮＩＲ装置で測定される。他の小麦サンプルは冷凍庫内に保管されてお りすぐにＮＩＲ装置で測定される。この方法は例えば小麦などの農業製品につい て極めて有効であることが証明されており、また極端な温度で正確な測定値を提 供することが証明されている。

類似の方法は正確な血糖の較正を提供する。特定すれば、ある個人の手指の温度 が較正処理の間ある範囲を有するように強制される。

光学的記録は皮膚温度の範囲で較４正中に行なわれる。

手指温度の変化は何らかの従来の方法を用いて誘発可能である。

例えば、本発明の１つの技術において、小さい容器を室温の水で満たす、検査さ れる被験者は手をプラスチック袋に差し込み、袋の上端を空けたままにしておく 。袋に入れた手を今度は皮膚に水が接触しないように水の中に挿入する。手を少 なくとも１分間は水の中に入れておく。水圧がプラスチック袋から空気を排除す るにつれ手に向って心地よい圧力でプラスチックを押し付けるので良く熱が伝導 する。手を取り出し、近赤外測定を実行する。異なる温度を有する水、すなわち およそ華氏１００度から１２０度の水を用いて、上述の段階を繰り返す。異なる 温度での測定を何回用ても、上述の方法では、水に漫さない測定を含め、３つの ことなる温度で較正を実行できる。

光学的吸収について温度変化の効果を示すために検査を実行し、３種類の手指温 度変化について別個の近赤外測定が行なわれた＝　（１）冷たい水道水（華氏５ ５度）中にプラスチック袋に入れた手を６０秒間浸す、（２）正常の皮膚温度（ 水に浸さない）、（３）温水（華氏１０３度）中にプラスチック袋に入れた手を ６０秒間浸す。

表５ 測定した　最大吸光　変移率 手指の温度　波長 冷水道水　３０．８℃　９７２．３ｎ　ｍ（５５Ｆ）　９７２．３−９７１．８ 水没なし　３２．９℃　９７２．０ｎｍ　−−−−−３０、８−３４，３ 温水　３４゜３℃　９７１．８ｎ　ｍ （１０３Ｆ） ＝　−０，１４ｎｍ／　”Ｃ 上に掲げた表５に示した検査結果は最大吸光波長がおよそ−０゜１４ｎｍ／”Ｃ の率で手指温度につれて変移することを示している。

手指温度の変化から得られた波長変移率は水の温度変化で起こった波長変移率と 比較される。波長変移の大きさは図３１のデータから計算し得る。

１１℃でのピーク波長＝９８０ｎｍ ９６℃でのピーク波長＝９７０ｎｍ 変移率＝９８０−９７０／１．−９６＝−０，１１／’Ｃ検査結果は測定した変 移率が基本的には手指測定においても純水についてと同一であることを示してい る。これはグルコース較正における温度変化を課することによって較正が全ての 手指温度にわたって大幅な有効性を有することを示している。

本発明は幾つかの好適実施例との関連で開示したが、これに限定されることを意 図したものではない。以下の請求の範囲内で変更を加え得ることは当業者にとっ て明らかであろう。例えば、手首および手指以外でも、人体の他の部位から正確 な測定値を得ることが可能である。血液成分の濃度を計算するために使用したア ルゴリズムは既知の近赤外線分析技術によって変更され得るものである。

ＦＩＧ、４ ＦＩＧ、５Ａ ＦＩＧ、５８ 相関　（Ｒ） 特表千５−５０８３３６　（１ｇ） 相関　（Ｒ） 相関　（Ｒ） 一−−−−□　＾ ＬＯＧ　（１／り ＦＩＧ、　１４ ０．５″Ｃカラ９０″ｃテノ 液状水の吸収帯　（０，９−１，０５ＪＪｍ）ＦＩＧ、　１５ 相関 ＦＩＧ、　１７ 波長゛Ａ“と゛Ｂ“の間の間隔 相関　相関 相関　侑開 ＦＩＧ、　２１ ＦＩＧ、　２２ ＦＩＧ、　２３ ＦＩＧ、　２４Ａ 近赤外装置のグルコース値 ＦＩＧ、　２４Ｂ １００　２００　３００　４００　ｍｇ／ａ近赤外装置のグルコース値 ＦＩＧ、　２４Ｃ ＦＩＧ、　２４Ｄ 近赤外装置のグルコース値 ＦＩＧ、　２６ ＦＩＧ、　２７ ＦＩＧ、　２８ ＦＩＧ、　２９ ＦＩＧ、３０ ＦＩＧ、　３１ 礪近赤外領域における温度の影響 要　約　書 近赤外線定量測定装置は静脈血または動脈血との干渉または血液を含む体部を通 しての伝達による近赤外線エネルギーを分析することにより非侵園的に血糖を測 定する。置換自在のカートリッジは個々の患者／使用者に特有のデータを保存す る。分析装置は正確で在宅軽症糖尿病患者へ容易に貸与される。複数の血液サン プルを採取しこれの血糖値の測定を所定の時間間隔で行なうことを含め近赤外線 定量測定装置を簡単かつ高信頼性で個別に較正するための方法も開示される。こ れらの値は測定装置内に入力される。被験者の近赤外光学測定は別の所定の時間 間隔で測定装置を用いて同時に行なわれる。血液サンプルの血糖測定値を近赤外 光学記録値で線型補間することを伴う較正回帰分析がデータについて実行されて 測定装置を個別に較正する。

国際調査報告

Claims (74)

【特許請求の範囲】
1. １．被験者の体部に存在する血液中の血糖の非侵襲的測定のための近赤外線定量 分析装置であって、 （ａ）近赤外エネルギーを被験者の体部に存在する血液中に導入するための近赤 外エネルギー源を含む導入手段と、（ｂ）上記体部から出現する近赤外エネルギ ーを検出するための検出手段と、 （ｃ）上記近赤外線導入手段と上記検出手段を上記体部に近付け隣接して位置決 めするための位置決め手段と、上記検出手段によって生成された第１の電気信号 を上記被験者の血液中に存在する血糖量を表す第２の信号に処理するための処理 手段を含むことを特徴とする装置。
2. ２．上記導入手段が近赤外エネルギーを選択的に伝達するためのフィルター手段 を含み、上記フィルター手段が上記光源と上記体部の中間に配置されることを特 徴とする請求の範囲第１項に記載の分析装置。
3. ３．上記フィルター手段がおよそ６００と１１００ナノメートルの間の近赤外線 エネルギーを選択的に伝達することを特徴とする請求の範囲第２項に記載の分析 装置。
4. ４．上記フィルター手段がおよそ７８０と８１０ナノメートルの間とおよそ１０ ７０と１０９０ナノメートルの間の近赤外線エネルギーを選択的に伝達すること を特徴とする請求の範囲第３項に記載の分析装置。
5. ５．上記フィルター手段がおよそ７７０とおよそ７９５ナノメートルの間とおよ そ１０６５と１０８５ナノメートルの間の近赤外線エネルギーを選択的に伝達す ることを特徴とする請求の範囲第３項に記載の分析装置。
6. ６．上記装置が軽量の手持ち型ユニットであることを特徴とする請求の範囲第１ 項に記載の分析装置。
7. ７．上記体部が上記被験者の手指であることを特徴とする請求の範囲第６項に記 載の分析装置。
8. ８．上記体部が周辺の光に暴露されるのを防止するための筐体手段を含むことを 特徴とする請求の範囲第６項に記載の分析装置。
9. ９．上記筐体手段が上記筐体手段内で上記体部をしっかりと位置決めするための 採寸手段を含むことを特徴とする請求の範囲第８項に記載の分析装置。
10. １０．上記筐体手段がさらに周辺の光への暴露を遮蔽するための膨潤性膜を含む ことを特徴とする請求の範囲第８項に記載の分析装置。
11. １１．上記筐体手段はそれぞれ旋回手段によって相互に接続された第１の部分と 第２の部分を含み、上記旋回手段によって旋回軸の周囲を上記第１の部分と上記 第２の部分が相互に旋回するようになしてあることを特徴とする請求の範囲第８ 項に記載の分析装置。
12. １２．血糖値を表示するための表示手段を含むことを特徴とする請求の範囲第６ 項に記載の分析装置。
13. １３．上記表示手段がｍｇ／ｄｌおよびｍｍｍｏｌ／Ｌで表現される血糖値を表 示可能であることを特徴とする請求の範囲第１２項に記載の分析装置。
14. １４．外部の装置との間でデータを入力しまた出力するために上記処理装置手段 に電気的に接続された入出力手段をさらに含むことを特徴とする請求の範囲第６ 項に記載の分析装置。
15. １５．測定データを保存するためのメモリー手段をさらに含むことを特徴とする 請求の範囲第６項に記載の分析ユニット。
16. １６．上記メモリー手段は上記測定データを上記メモリー手段内に保存する時刻 を保存するためにクロック手段を含むことを特徴とする請求の範囲第１５項に記 載の分析ユニット。
17. １７．上記処理装置手段が、式 Ｃ＝Ｋ０＋Ｋ１［ｌｏｇ１／ＩＡ−ｌｏｇ１／ＩＢ］＋Ｋ２Ｔ■に従って上記第 １の信号を処理することであって、Ｃは上記血液中に存在するグルコース濃度、 Ｋ０は捕捉定数、Ｋ１は、 ［ｌｏｇ１／ＩＡ−ｌｏｇ１／ＩＢ］ の線の傾き、Ｋ２は較正定数、ｌｏｇ１／ＩＡおよびｌｏｇ１／ＩＢのそれぞれ は対応する波長ＡおよびＢにおける吸光度を表し、またＴ＊が上記体部の局部的 表面温度を表すことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の分析装置。
18. １８．上記処理装置手段が、式 Ｃ＝Ｋ０＋Ｋ１［ｌｏｇ１／ＩＡ−２＊ｌｏｇ１／ＩＢ＋ｌｏｇ１／ＩＣ］＋Ｋ ２Ｔ■に従って上記第１の信号を処理することであって、Ｃは上記血液中に存在 するグルコース濃度、Ｋ０は捕捉定数、Ｋ１は、 ［ｌｏｇ１／ＩＡ−２＊ｌｏｇ１／ＩＢ＋ｌｏｇ１／ＩＣ］の線の傾き、Ｋ２は 較正定数、ｌｏｇ１／ＩＡとｌｏｇ１／ＩＢとｌｏｇ１／１Ｃのそれぞれは対応 する波長ＡとＢとＣにおける吸光度を表し、またＴ■が上記体部の局部的表面温 度を表すことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の分析装置。
19. １９．上記処理装置手段が、式 Ｃ＝Ｋ０＋Ｋ１［ｌｏｇ１／ＩＡ−ｌｏｇ１／ＩＢ］／［ｌｏｇ１／ＩＤ−ｌｏ ｇ１／ＩＥ］＋Ｋ２Ｔ■に従って上記第１の信号を処理することであって、Ｃは 上記血液中に存在するグルコース濃度、Ｋ０は捕捉定数、Ｋ１は、 ［ｌｏｇ１／ＩＡ−ｌｏｇ１／ＩＢ］／［ｌｏｇ１／ＩＤ−ｌｏｇ１／ＩＥ］の 線の傾き、Ｋ２は較正定数、ｌｏｇ１／ＩＡとｌｏｇ１／ＩＢとｌｏｇ１／ＩＤ とｌｏｇ１／ＩＥのそれぞれは対応する波長ＡとＢとＤとＥにおける吸光度を表 し、またＴ■が上記体部の局部的表面温度を表すことを特徴とする請求の範囲第 １項に記載の分析装置。
20. ２０．上記処理装置手段が、式 Ｃ＝Ｋ０＋Ｋ１［ｌｏｇ１／ＩＡ−２＊ｌｏｇ１／ＩＢ＋ｌｏｇ１／ＩＣ］／［ ｌｏｇ１／ＩＤ−２＊ｌｏｇ１／ＩＥ＋ｌｏｇ１／ＩＦ］＋Ｋ２Ｔ■に従って上 記第１の信号を処理することであって、Ｃは上記血液中に存在するグルコース濃 度、Ｋ０は捕捉定数、Ｋ１は、 ［ｌｏｇ１／ＩＡ−２＊ｌｏｇ１／ＩＢ＋ｌｏｇ１／ＩＣ］／［ｌｏｇ１／ＩＤ −２＊ｌｏｇ１／ＩＥ＋ｌｏｇ１／ＩＦ］の線の傾き、Ｋ２は較正定数、ｌｏｇ １／ＩＡとｌｏｇ１／ＩＢとｌｏｇ１／ＩＣとｌｏｇ１／ＩＤとｌｏｇ１／１Ｅ とｌｏｇ１／ＩＦのそれぞれは対応する波長ＡとＢとＣとＤとＥとＦにおける吸 光度を表し、またＴ■が上記体部の局部的表面温度を表すことを特徴とする請求 の範囲第１項に記載の分析装置。
21. ２１．被験者の血液中の血糖を定量的に分析するための非侵襲的な方法であって 、 （ａ）近赤外線エネルギー供給源からの近赤外エネルギーの少なくとも一対の波 長を上記被験者の体部内の血液中に導入することであって、上記波長の対がおよ そ６００からおよそ１１００ナノメートルの範囲内に存在することと、 （ｂ）上記被験者から放出される近赤外線エネルギーを上記被験者から放射され るエネルギーを検出する際に信号を提供するようになした検出器を使って検出す ることと、（ｃ）上記信号を処理して上記被験者の上記体内に存在するグルコー スの量を表す第２の信号を提供することを含むことを特徴とする方法。
22. ２２．上記波長の対がおよそ６００からおよそ１１００ナノメートルの範囲内の 波長を中心となすことを特徴とする請求の範囲第２１項に記載の方法。
23. ２３．式 Ｃ＝Ｋ０＋Ｋ１［ｌｏｇ１／ＩＡ−ｌｏｇ１／ＩＢ］＋Ｋ２Ｔ■に従って上記第 １の信号が処理されることであって、Ｃは上記血液中に存在するグルコース濃度 、Ｋ０は捕捉定数、Ｋ１は ［ｌｏｇ１／ＩＡ−ｌｏｇ１／ＩＢ］ の線の傾き、Ｋ２は較正定数、ｌｏｇ１／ＩＡおよびｌｏｇ１／ＩＢのそれぞれ は対応する波長ＡおよびＢにおける吸光度を表し、またＴ■が上記体部の局部的 表面温度を表すことを特徴とする請求の範囲第２１項に記載の方法。
24. ２４．上記第１の信号を処理する手段が、式Ｃ＝Ｋ０＋Ｋ１［ｌｏｇ１／ＩＡ− ２＊ｌｏｇ１／ＩＢ＋ｌｏｇ１／ＩＣ］＋Ｋ２Ｔ■に従って上記信号を処理する ことであって、Ｃは上記血液中に存在するフルコース濃度、Ｋ０は捕捉定数、Ｋ １は ［ｌｏｇ１／ＩＡ−２＊ｌｏｇ１／ＩＢ＋ｌｏｇ１／ＩＣ］の線の傾き、Ｋ２は 較正定数、ｌｏｇ１／ＩＡとｌｏｇ１／ＩＢとｌｏｇ１／ＩＣのそれぞれは対応 する波長ＡとＢとＣにおける吸光度を表し、またＴ■が上記体部の局部的表面温 度を表すことを特徴とする請求の範囲第２１項に記載の方法。
25. ２５．上記処理装置手段が、式 Ｃ＝Ｋ０＋Ｋ１［ｌｏｇ１／ＩＡ−ｌｏｇ１／ＩＢ］／［ｌｏｇ１／ＩＤ−ｌｏ ｇ１／ＩＥ］＋Ｋ２Ｔ■に従って上記信号を処理することであって、Ｃは上記血 液中に存在するグルコース濃度、Ｋ０は捕捉定数、Ｋ１は、 ［ｌｏｇ１／ＩＡ−ｌｏｇ１／ＩＢ］／［ｌｏｇ１／ＩＤ−ｌｏｇ１／ＩＥ］の 線の傾き、Ｋ２は較正定数、ｌｏｇ１／ＩＡとｌｏｇ１／ＩＢとｌｏｇ１／ＩＤ とｌｏｇ１／ＩＥのそれぞれは対応する波長ＡとＢとＤとＥにおける吸光度を表 し、またＴ■が上記体部の局部的表面温度を表すことを特徴とする請求の範囲第 ２１項に記載の方法。
26. ２６．上記第１の信号を処理する手段が、式Ｃ＝Ｋ０＋Ｋ１［ｌｏｇ１／ＩＡ− ２＊ｌｏｇ１／ＩＢ＋ｌｏｇ１／ＩＣ］／［ｌｏｇ１／ＩＤ−２＊ｌｏｇ１／Ｉ Ｅ＋ｌｏｇ１／ＩＦ］＋Ｋ２Ｔ■に従って上記信号を処理することであって、Ｃ は上記血液中に存在するグルコース濃度、Ｋ０は捕捉定数、Ｋは、 ［ｌｏｇ１／ＩＡ−２＊ｌｏｇ１／ＩＢ＋ｌｏｇ１／ＩＣ］／［ｌｏｇ１／ＩＤ −２＊ｌｏｇ１／ＩＥ＋ｌｏｇ１／ＩＦ］の線の傾き、Ｋ２は較正定数、ｌｏｇ １／ＩＡとｌｏｇ１／ＩＢとｌｏｇ１／ＩＣとｌｏｇ１／ＩＤとｌｏｇ１／１Ｅ とｌｏｇ１／ＩＦのそれぞれは対応する波長ＡとＢとＣとＤとＥとＦにおける吸 光度を表し、またＴ■が上記体部の局部的表面温度を表すことを特徴とする請求 の範囲第２１項に記載の方法。
27. ２７．上記第１の信号を処理する手段が、式Ｃ＝Ｋ０＋Ｋ１［ｌｏｇ１／ＩＡ− ｌｏｇ１／ＩＢ］／［ｌｏｇ１／ＩＤ−ｌｏｇ１／ＩＥ］＋Ｋ２Ｔ■＋Ｋ３ＴＡ に従って上記信号を処理することであって、Ｃは上記血液中に存在するグルコー ス濃度、Ｋ０は捕捉定数、Ｋ１は、 ［ｌｏｇ１／ＩＡ−ｌｏｇ１／ＩＢ］／［ｌｏｇ１／ＩＤ−ｌｏｇ１／ＩＥ］の 線の傾き、Ｋ２およびＫ３は較正定数、ｌｏｇ１／ＩＡとｌｏｇ１／ＩＢとｌｏ ｇ１／ＩＤとｌｏｇ１／ＩＥのそれぞれは対応する波長ＡとＢとＤとＥにおける 吸光度を表し、またＴ■が上記体部の局部的表面温度を表し、ＴＡが上記装置の 環境空気温度を表すことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の装置。
28. ２８．上記第１の信号を処理する手段が、式Ｃ＝Ｋ０＋Ｋ１［ｌｏｇ１／ＩＡ− ２＊ｌｏｇ１／ＩＢ＋ｌｏｇ１／ＩＣ］／［ｌｏｇ１／ＩＤ−２＊ｌｏｇ１／１ Ｅ＋ｌｏｇ１／ＩＦ］＋Ｋ２Ｔ■＋Ｋ３ＴＡに従って上記信号を処理することで あって、Ｃは上記血液中に存在するフルコース濃度、Ｋ０は捕捉定数、Ｋ１は、 ［ｌｏｇ１／ＩＡ−２＊ｌｏｇ１／ＩＢ＋ｌｏｇ１／ＩＣ］／［ｌｏｇ１／ＩＤ −２＊ｌｏｇ１／１Ｅ＋ｌｏｇ１／ＩＦ］の線の傾き、Ｋ２およびＫ３は較正定 数、ｌｏｇ１／ＩＡとｌｏｇ１／ＩＢとｌｏｇ１／ＩＣとｌｏｇ１／ＩＤとｌｏ ｇ１／ＩＥとｌｏｇ１／ＩＦのそれそれは対応する波長ＡとＢとＣとＤとＥとＦ における吸光度を表し、またＴ５が上記体部の局部的表面温度を表し、ＴＡが上 記装置の環境空気温度を表すことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の装置。
29. ２９．上記第１の信号を処理する手段が、式Ｃ＝Ｋ０＋Ｋ１［ｌｏｇ１／ＩＡ− ｌｏｇ１／ＩＢ］／［ｌｏｇ１／ＩＤ−ｌｏｇ１／ＩＥ］＋Ｋ２Ｔ■＋Ｋ３ＴＡ に従って上記信号を処理することであって、Ｃは上記血液中に存在するフルコー ス濃度、Ｋ０は捕捉定数、Ｋ１は、 ［ｌｏｇ１／ＩＡ−ｌｏｇ１／ＩＢ］／［ｌｏｇ１／ＩＤ−ｌｏｇ１／ＩＥ］の 線の傾き、Ｋ２およびＫ３は較正定数、ｌｏｇ１／ＩＡとｌｏｇ１／ＩＢとｌｏ ｇ１／ＩＤとｌｏｇ１／ＩＥのそれぞれは対応する波長ＡとＢとＤとＥにおける 吸光度を表し、またＴ■が上記体部の局部的表面温度を表し、ＴＡが上記装置の 環境空気温度を表すことを特徴とする請求の範囲第２１項に記載の方法。
30. ３０．上記対応する波長がおよそ６００からおよそ１１００ナノメートルの間に 存在することを特徴とする請求の範囲第１７項から第２０項と第２７項または第 ２８項に記載の分析装置。
31. ３１．上記対応する波長Ａがおよそ７８０とおよそ８１０ナノメートルの間であ って、上記対応する波長Ｂがおよそ１０７０とおよそ１０９０ナノメートルの間 であることを特徴とする請求の範囲第３０項に記載の方法。
32. ３２．上記波長Ａがおよそ７７１ナノメートルであり、上記波長Ｂがおよそ７９ １ナノメートルであり、上記波長Ｄがおよそ１０７０ナノメートルであり、上記 波長Ｅがおよそ１０８０ナノメートルであることを特徴とする請求の範囲第３０ 項に記載の分析装置。
33. ３３．上記エネルギー供給源が複数の中心波長で近赤外線エネルギーを放射する ための手段を含み、上記複数の中心波長が一定の波長づつ隔絶されており、上記 導入手段は上記中心波長それぞれでの近赤外線エネルギーが上記体部内に順次導 入されるように上記エネルギー供給源を作動させるための制御手段を含むことを 特徴とする請求の範囲第１項に記載の分析装置。
34. ３４．上記エネルギー供給源が複数の赤外線発光ダイオードを含むことと、上記 制御手段が上記複数の赤外線発光ダイオードのそれぞれを順次作動させることを 特徴とする請求の範囲第３３項に記載の分析装置。
35. ３５．上記被験者が低血糖値の時刻と高血糖値の時刻に測定される場合に最大の 差を提供するのが上記中心周波数のどの２つかを識別するための手段をさらに含 むことを特徴とする請求の範囲第３３項に記載の分析装置。
36. ３６．上記一定の波長が１０ナノメートルであることを特徴とする請求の範囲第 ３３項に記載の分析装置。
37. ３７．上記エネルギー供給源が複数の近赤外線発光ダイオードを含むことを特徴 とする請求の範囲第１７項に記載の分析装置。
38. ３８．上記複数の近赤外線発光ダイオードが６この近赤外線発光ダイオードより なることを特徴とする請求の範囲第３７項に記載の分析装置。
39. ３９．所定の被験者についてＡおよびＢでの最適波長の値に対応する光学フィル ターが上記装置内に設置されることを特徴とする請求の範囲第３７項に記載の分 析装置。
40. ４０．（ａ）複数の中心波長で被験者の上記体部内に近赤外線エネルギーを順次 導入することで、上記複数の中心波長が一定の波長だけ隔絶されていることと、 （ｂ）低血糖時に上記被験者の血糖値を測定することおよび高血糖時に上記被験 者の血糖値を測定することと、（ｃ）上記測定段階からどの中心波長が最大の差 を提供するかを決定することと、上記被験者についての次の測定で求まった波長 を使用することによって、少なくとも一対の波長が上記被験者について個別に選 択されるようになしてあることを特徴とする請求の範囲第２１項に記載の方法。
41. ４１．被験者の体部内に存在する血液の非侵襲的測定のための近赤外線定量分析 装置であって、 （ａ）近赤外線エネルギーを被験者の体部に存在する血液内に導入するための近 赤外線エネルギー供給源を含む導入手段と、（ｂ）上記体部から放射される近赤 外線エネルギーを検出するための検出手段と、 （ｃ）上記近赤外線導入手段と上記検出手段の両方を上記体部に近付け隣接して 位置決めするための位置決め手段と、（ｄ）上記検出手段により生成された第１ の電気信号を上記被験者の上記血液中に存在するグルコース量を表す第２の信号 へ処理するための処理手段と、 （ｅ）上記導入手段と、上記検出手段と、上記処理手段を格納するための筐体手 段と、 （ｆ）上記筐体手段に嵌合し上記第２の信号を含むデータを記録するためのメモ リー手段を含む置換自在のカートリッジ手段よりなることを特徴とする装置。
42. ４２．上記近赤外線エネルギー供給源が赤外線発光ダイオードを含むことを特徴 とする請求の範囲第４１項に記載の近赤外線定量分析装置。
43. ４３．上記導入手段は近赤外線エネルギーを選択的に伝達するためのフィルター 手段を含み、上記フィルター手段は上記供給源と上記体部の間に配置されること を特徴とする請求の範囲第４１項に記載の分析装置。
44. ４４．およそ７８０と８１０ナノメートルの間の近赤外線エネルギーを選択的に 伝達するための第１のフィルター手段と、およそ１０７０と１０９０ナノメート ルの間の近赤外線エネルギーを選択的に伝達するための第２のフィルター手段を 含むことを特徴とする請求の範囲第４３項に記載の分析装置。
45. ４５．データを保存するための上記メモリー手段は上記メモリー手段内に測定デ ータが記録される時刻を保存するためのクロック手段を含む上記処理手段に電気 的に接続されることを特徴とする請求の範囲第４１項に記載の分析装置。
46. ４６．上記メモリー手段は上記分析装置を作動させるためのソフトウェアを保存 するためのプログラム可能な手段をさらに含むことを特徴とする請求の範囲第４ ５項に記載の分析装置。
47. ４７．上記プログラム可能な手段が消去可能型プログラマブル読み出し専用メモ リーを含むことを特徴とする請求の範囲第４６項に記載の分析装置。
48. ４８．上記カートリッジ手段は上記分折装置に電力を提供するための電力供給手 段をさらに含むことを特徴とする請求の範囲第４１項に記載の分析装置。
49. ４９．上記処理手段にデータを入力できるようになすためと上記処理手段からの データを外部供給源に出力するための入出力接続手段をさらに含むことを特徴と する請求の範囲第４１項に記載の分析装置。
50. ５０．上記カートリッジ手段は上記入出力接続手段を含むことを特徴とする請求 の範囲第４９項に記載の分析装置。
51. ５１．上記筐体手段は上記筐体手段内に上記体部を確実に位置決めするための保 持装置手段を含むことを特徴とする請求の範囲第４１項に記載の分析装置。
52. ５２．上記筐体手段は検出器手段を周囲の光への暴露から遮蔽するための手段を さらに含むことを特徴とする請求の範囲第４１項に記載の分析装置。
53. ５３．上記検出装置を遮蔽するための上記手段が上記筐体手段に回転自在に固定 されたカバーを含むことを特徴とする請求の範囲第５２項に記載の分析装置。
54. ５４．血糖値を表示するための表示手段をさらに含むことを特徴とする請求の範 囲第４１項に記載の分析装置。
55. ５５．上記表示手段が血糖値をｍｇ／ｄｌとｍｍｏｌ／Ｌの単位で表示するよう になしてあることを特徴とする請求の範囲第５４項に記載の分析装置。
56. ５６．上記筐体手段は上記体部の皮膚温度を検出しこれを表す第１の温度信号を 生成するために上記処理手段に電気的に接続された第１の温度検出手段をさらに 含むことを特徴とする請求の範囲第４１項に記載の分析装置。
57. ５７．上記筐体手段はさらに上記装置内部の雰囲気温度を検出しこれを表す第２ の温度信号を生成するために上記処理手段に電気的に接続された第２の温度検出 手段をさらに含むことを特徴とする請求の範囲第４１項に記載の分析装置。
58. ５８．ある個人のために個別に較正されている上記カートリッジが特定の分析装 置で使用されることを必要とするための機密保護手段をさらに含むことを特徴と する請求の範囲第４１項に記載の分析装置。
59. ５９．上記保護手段が上記特定の分析装置と上記カートリッジのそれぞれに少な くとも１つの較正定数を保存し上記分析装置が作動する以前に合致しなければな らないようになしてあることを含むことを特徴とする請求の範囲第５８項に記載 の分析装置。
60. ６０．音声による動作指示と上記第２の信号に対応する音声出力を提供するため の音声合成手段をさらに含むことを特徴とする請求の範囲第４１項に記載の分析 装置。
61. ６１．上記処理装置手段は上記第２の信号における偏向偏位を自動的に補正する ための手段をさらに含むことを特徴とする請求の範囲第４１項に記載の分析装置 。
62. ６２．血糖測定用の近赤外線分析装置を較正するための方法であって、 （ａ）被験者から複数の血液サンプルを所定の期間の間第１の所定の時間間隔で それぞれ採取し上記血液サンプルのそれぞれについて血糖値測定を行なうことと 、 （ｂ）上記被験者の体部を通じて所定の期間の間第２の所定の時間間隔で近赤外 線吸光度の測定値を得ることおよび上記測定値を記録することと、 （ｃ）上記血液サンプルの血糖測定値を上記近赤外吸光度測定値で線型補間する ための手段を用いる較正回帰分析を実行して上記被験者のために上記近赤外線分 析装置を較正することを含む方法。
63. ６３．上記第１の所定の時間間隔がおよそ１０分からおよそ２０分の間であるこ とを特徴とする請求の範囲第６２項に記載の方法。
64. ６４．上記第２の所定の時間間隔がおよそ１分からおよそ３分の間であることを 特徴とする請求の範囲第６２項に記載の方法。
65. ６５．上記所定の期間がおよそ４５分からおよそ９０分の間であることを特徴と する請求の範囲第６２項に記載の方法。
66. ６６．上記所定の期間がおよそ６０分であることを特徴とする請求の範囲第６５ 項に記載の方法。
67. ６７．上記第１の所定の時間間隔がおよそ１５分であることを特徴とする請求の 範囲第６３項に記載の方法。
68. ６８．上記第１の所定の時間間隔が上記期間の少なくとも他の１つに相対して不 当な持続を有する時間間隔を少なくとも１つ含むことを特徴とする請求の範囲第 ６２項に記載の方法。
69. ６９．およそ４０からおよそ９０の吸光度測定がなされることを特徴とする請求 の範囲第６２項に記載の方法。
70. ７０．上記線型補間において使用する回帰分析アルゴリズムがおよそ３または４ つの回帰項を使用することを特徴とする請求の範囲第６９項に記載の方法。
71. ７１．（ａ）上記体部をそれぞれが他のそれぞれとは異なる温度を有する複数の 環境に置き、上記体部の標準温度からの上記体部の温度変化を生成する段階と、 （ｂ）上記温度変化が上記体部に生成された後で上記体部を通して上記近赤外吸 光度測定値の少なくとも１つを得る段階をさらに含むことを特徴とする請求の範 囲第６２項に記載の方法。
72. ７２．血液の既知の性質の未知の値の測定のための近赤外線分析装置を較正する ための方法であって、 （ａ）第１の所定の時間間隔で所定の期間にわたって複数の血液サンプルを被験 者からそれぞれ採取してそれぞれの血液サンプルについて上記既知の性質の値を 得ることと、（ｂ）第２の所定の時間間隔で上記所定の期間にわたって上記被験 者の体部を通じた近赤外吸光度測定値を得て、上記測定値を記録することと、 （ｃ）上記近赤外線吸光度測定値を用いて上記血液サンプルのそれぞれで上記既 知の性質の上記値のそれぞれを線型補間するための方法を用いる較正回帰分析を 実行して上記被験者のために上記近赤外縁分析装置を較正することを含むことを 特徴とする方法。
73. ７３．被験者の体部に存在する血液被分析物の非侵襲的測定のための近赤外定量 分析装置であって （ａ）近赤外線エネルギーを被験者の体部に存在する血液中に導入するための近 赤外線エネルギー供給源を含む導入手段と、（ｂ）上記体部から放射される近赤 外線エネルギーを検出するための検出手段と、 （ｃ）上記近赤外線導入手段と上記検出手段を上記体部に近接させ隣接して位置 決めするための位置決め手段と、（ｄ）上記検出器手段によって生成された第１ の電気信号を上記被験者の上記血液中に存在する上記被分析物の量を表す第２の 信号に処理するための処理手段を含むことを特徴とする装置。
74. ７４．被験者の対部内に存在する血液被分析物の非侵襲的測定のための近赤外線 定量分析装置であって、（ａ）近赤外線エネルギーを被験者の体部に存在する血 液中に導入するための近赤外線エネルギー供給源を含む導入手段と、（ｂ）上記 体部から放射される近赤外線エネルギーを検出するための検出手段と、 （ｃ）上記近赤外線導入手段と上記検出手段を上記体部に近接させ隣接して位置 決めするための位置決め手段と、（ｄ）上記検出器手段によって生成された第１ の電気信号を上記被験者の上記血液中に存在する上記被分析物の量を表す第２の 信号に処理するための処理手段と、 （ｅ）上記導入手段と上記検出手段と上記処理手段を格納するための筐体手段と 、 （ｆ）上記筐体手段に嵌合し上記第２の信号を含むデータを保存するためのメモ リー手段を含む置換自在のカートリッジ手段を含むことを特徴とする装置。