JPH08505798A

JPH08505798A - 非侵入性パルス赤外分光光度計

Info

Publication number: JPH08505798A
Application number: JP6517106A
Authority: JP
Inventors: ジエイムズ・アールブレイグ，; ダニエル・エスゴールドバーガー，
Original assignee: ジエイムズ・アールブレイグ，; ダニエル・エスゴールドバーガー，
Priority date: 1993-01-28
Filing date: 1994-01-21
Publication date: 1996-06-25
Anticipated expiration: 2018-09-29
Also published as: DK0682494T3; DE69430366T2; ATE215796T1; DE69430366D1; AU6027994A; ES2174871T3; US5313941A; JP3452065B2; EP0682494A4; CA2153994C; EP0682494A1; EP0682494B1; PT682494E; WO1994016614A1; CA2153994A1; AU675827B2

Abstract

(57)【要約】非侵入的方法でグルコース、エチルアルコールおよび他の血液成分を監視する方法および装置。長い赤外波長範囲において所望の血液成分の赤外線吸収を監視することによって、測定はなされる。源（４００）により発生した長波長の赤外線のエネルギーを指（４０６）に通過させる。高いエネルギー源が熱傷または患者の不快を引き起こすのを防止するために、シャッター（４０４）およびバンドパスフィルター（４１０）はエネルギーの短いバーストのみを非常に低いデューティサイクルまたは低い光学的帯域幅で指を通して送らせる。２つのパルスのみが心拍につき送られ、１つが拡張期の間でありかつ１つが収縮期の間であるように、バーストをシャッター（４０４）により心臓周期の収縮期および拡張期とさらに同期させる。エネルギーのこれらのバーストの適用の間に検出器（４１２）において測定された検出信号を使用して、多項方程式に従い血液成分の濃度を計算する。

Description

【発明の詳細な説明】非侵入性パルス赤外分光光度計発明の背景発明の分野本発明は、患者の血液中のグルコース、溶解した二酸化炭素、エチルアルコールまたは他の成分を非侵入的に測定する器具および方法に関する。とくに、本発明は、長波長の赤外線のエネルギーを患者の指または他の脈管化外肢に通過させそして生ずる吸収を測定することによって、このような成分が強いかつ区別可能な吸収スペクトルを有する長赤外波長において患者の血液中のこのような成分の赤外線吸収を監視する器具および関連する方法に関する。先行技術の簡単な説明赤外線検出技術は、酸素の飽和および他の血液成分の濃度の計算のために広く使用されてきている。例えば、２またはそれ以上の可視光および／または近赤外線の波長において吸収信号を測定し、そして集められたデータを処理して患者の血液の複合拍動流のデータを得るために、非侵入的パルスオキシメーターが使用されてきている。この型の試料のパルスオキシメーターは、Ｃｏｒｅｎｍａｎらにより米国特許第４，９３４，３７２号；Ｅｄｇａｒ、Ｊｒ．らにより米国特許第４，７１４，０８０号；およびＺｅｌｉｎにより米国特許第４，８１９，７５２号に記載されている。赤外線検出技術は、また、患者の吐き出した空気流中の成分、例えば、一酸化窒素および二酸化炭素の濃度を計算するために使用されてきている。例えば、Ｙｅｌｄｅｒｍａｎらは、米国特許第５，０８１，９９８号および米国特許第５，０９５，９１３号において、赤外線透過／検出装置を患者の人工空気路に配置することによって、患者の呼吸空気流の成分の絶対濃度を非侵入的に測定するために赤外線を使用する技術を記載している。これらの赤外線検出技術および前述の技術は、細動脈の血液酸素の飽和、患者の脈拍、および二酸化炭素、一酸化窒素および他の呼吸の成分の濃度の決定において非常に正確であることが証明された。分光光度測定方法は、また、近赤外線領域における測定波長および参照波長を使用して、体の器官の酸化的代謝を生体内で非侵入的に監視するために使用されてきている。例えば、Ｊｏｂｓｉｓは米国特許第４，２２３，６８０号および米国特許第４，２８１，６４５号において、生きているヒトおよび動物の器官、例えば、脳および心臓中の酸素の十分さを監視するために７００〜１３００ｎｍの範囲の赤外線波長を使用する技術を記載している。さらに、Ｗｉｌｂｅｒは米国特許第４，４０７，２９０号において、可視光および赤外線放射ダイオードおよび検出回路を使用して、血液中のこのような成分の濃度を決定するために、試験区域における血液の濃度の全体の変化に関する前もって決定した血液成分の血液の濃度の変化を非侵入的に測定する技術を記載している。このような成分はヘモグロビンおよびオキシヘモグロビンを包含し、そして測定された濃度を使用して血液の酸素の飽和を決定する。Ｗｉｌｂｅｒは列１１〜１２において、このような技術を血流中のグルコースの測定に延長できることをさらに示唆している；しかしながら、Ｗｉｌｂｅｒはこのようなの測定方法、エネルギーのどの波長を使用すべきであるが、あるいはグルコース濃度の計算に必要な数学の形を述べていない。血流中のグルコース濃度を測定するとき使用するための前述の非侵入的成分の測定技術の拡張は高度に望ましい。アメリカン・ダイアベテス・アソシエーション（ＡｍｅｒｉｃａｎＤｉａｂｅｔｅｓＡｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ）に従い、米国における１４×１０⁶人の人々は糖尿病であるが、それらの約半分はそれに気づかないでいる。ほとんど７５０，０００人の人々は糖尿病であると診断されるが、ほぼ１５０，０００人はその病気またはその合併症で毎年死亡する。糖尿病をもつ人々は失明、腎疾患、心疾患および発作の危険にあるが、それらは血液のグルコースレベルを正確に監視しそしてインスリンおよびグルコースの摂取を注意してコントロールすることによってその病気をコントロールすることが必要である。多数の家庭用診断装置がこの目的に開発されてきている。例えば、血流中のグルコースレベルの測定に使用される普通の手順は、生化学的、電気化学的および分光学的技術を包含する。生化学的技術はグルコースオキシダーゼ反応を測定し、そして実験室および普通の消費者のグルコース監視器具、例えば、ライフスキャン・インコーポレーテッド（ＬｉｆｅＳｃａｎ，Ｉｎｃ．）製のワン・タッチ（ＯｎｅＴｏｕｃｈ^R）グルコースモニタにおいて広く使用されている。この技術は比較的正確であるが、血液試料を患者から抜き出しそして化学的に反応性の試験ストリップに適用すること必要とする。血液試料の反復した抜き出しは望ましさに劣る。電気化学的技術は、他方において、血液の抜き出しを必要としない。しかしながら、これらの技術は、典型的には、調節されたインスリン溜（例えば、人工膵臓）に信号を提供するとき使用するためのグルコース電極および電池の外科的移植を必要とする。これらの技術は移植片および自動化インスリンコントロールシステムにおいて使用するための大きい有望性を示すが、関連するシステムは比較的不正確、不感受性でありそして高度には選択的ではない。明らかなように、この技術は侵入性である；それにもかかわらず、それは重大な糖尿病の場合において有用であり、ここでセンサを電子的に調節されたインスリン溜または人工膵臓と一緒に移植して、ひどく侵された糖尿病のための完全に閉じたループシステムを形成することができる。赤外線を使用する分光学的グルコース監視技術は現在最も正確であり、そしてこの出願の主題である。前述の非侵入的酸素飽和測定技術と異なり、先行技術の分光学的グルコース監視技術は、典型的には、赤外線を使用する連続的測定を可能とする、体外の「貫流」セル使用した。事実、抽出された血液試料のグルコース含量を測定するために、減衰した全体の内部の反射（ＡＴＲ）セルは長波長の赤外線において使用されてきている。しかしながら、このような技術は、また、血液試料を患者から採取することが必要であり、そして広い消費者の使用のためには望ましくない。レーザーラマン分光学は、可視スペクトル範囲の刺激および測定のために可視赤スペクトルを使用する他の分光学的技術である。ＡＴＲセルを使用するときのように、体外の血液をまたラマン技術とともに使用してグルコースの測定を行う。しかしながら、ラマン技術は、全体の可視スペクトル範囲にわたって、ヘモグロビンおよび増幅された共鳴ではない帯域の検出を非常に困難とする高い蛍光性のバックグラウンドを生成する他の発色団のために、全血は高い吸収を有するという原理に基づく。サブ−ナノセカンドのレーザーパルスを使用してこれらの問題のいくつかを克服する；しかしながら、この技術は非常に複雑でありかつ高価である。他の分光学的技術は血流中のグルコースを測定するという問題に対する非侵入的解決法を提供する。この技術、すなわち、近赤外線分光学に従い、生体内のグルコースレベルを測定するために光を指または適当な外肢に通過させる。不都合なことには、この技術は不正確の２つの源に悩まされる；組織の妨害および特異性の欠如。使用する近赤外線の波長は１または２以上の発光ダイオードおよび固体レーザーにより容易にかつ経済的に発生されるが、グルコースにより特異的に吸収される範囲内に存在しない。「フィンガープリント」の吸収のこの欠如および組織の顔料および状態からの妨害は正確な濃度の決定のためにこの技術を役に立たないものとするが、安定性を維持できる場合、トレンディング（ｔｒｅｎｄｉｎｇ）のために多分許容できるものとする。このような分光学的技術を記載する先行技術の特許の試料を下に記載する。Ｋａｉｓｅｒはスイス国特許第６１２，２７１号において、測定セル中でグルコース濃度を測定するために放射線源として赤外線レーザーを使用する技術を記載している。測定セルは患者の血液で濡れるＡＴＲ測定プリズムおよび比較溶液で濡れるＡＴＲ参照プリズムから成る。ＣＯ₂レーザー放射線は測定セルを通過しそして集められた後、信号処理デバイスに衝突する。測定セルの前に配置されたチョッパにより、試料プリズムおよび参照プリズムからの信号に相当する２つの電圧を得ることができる。血液中の測定された物質の濃度に対応する吸収のために、生ずる電圧の間の差は濃度に比例する。不都合なことには、Ｋａｉｓｅｒが使用する赤外線レーザーは、患者に対して有害である、血液を加熱するという望ましくない副作用を有し、そしてまた、組織の吸収という作用を克服しない。Ｋａｉｓｅｒは静脈の体外のキュベットおよび高い血液流速を使用することによって血液の加熱を防止できることを示唆しているが、Ｋａｉｓｅｒは組織の吸収あるいはＫａｉｓｅｒがこの測定を実施した赤外スペクトルの部分の中に存在する誤差の他の源の作用を克服する、グルコース濃度を測定する非侵入的技術を記載していない。Ｍａｒｃｈは米国特許第３，９５８，５６０号において、眼の角膜を通過した偏った赤外線の回転を感知する、「非侵入的」自動化グルコース感知システムを記載している。Ｍａｒｃｈのグルコースセンサは眼球の上に眼瞼と角膜との間において嵌合し、そして患者の角膜の１つの側で検出器において検出された放射線の量の関数としてグルコースを測定する。不都合なことには、このような技術は血液の抜き出しを必要とせず、こうして「非侵入的」であるが、センサを患者の眼の上に配置することが必要であるので、このセンサは患者に対してかなりの不快感を引き起こす。より正確な、侵入性が低いシステムが望まれる。Ｈｕｔｃｈｉｎｓｏｎは米国特許第５，００９，２３０号において、患者の血流中のグルコース濃度を非侵入的に検出するために偏った赤外線をまた使用する、パーソナルグルコースモニタを記載している。体の脈管化部分の中のグルコース濃度を測定するために光が体のその部分を通過するとき、偏光光線に付与される回転の量を測定する。Ｈｕｔｃｈｉｎｓｏｎが記載するモニタは患者の眼上に取り付ける必要はないが、Ｈｕｔｃｈｉｎｓｏｎが使用する９４０〜１０００ｎｍの範囲におけるグルコースの吸収が比較的最小であることによって、測定の精度は制限される。Ｄａｈｎｅらは米国特許第４，６５５，２２５号において、１１００〜２５００ｎｍの間に近赤外線領域において特別に選択した帯域を使用してグルコースの存在を検出する分光光度測定技術を記載している。Ｄａｈｎｅらは１０００〜２５００ｎｍの範囲における波長の光を適用することによって、十分な感度で問題の組織に到達するために十分な浸透深さの許容できる組み合わせを、過熱の危険なしに、グルコース濃度の変動を確認するために得ることができることを発見した。Ｍｅｎｄｅｌｓｏｎらは米国特許第５，１３７，０２３号において、また、近赤外線の範囲における波長は拍動フォトプレチスモグラフィーを使用して分析物、例えば、グルコースの濃度を非侵入的に測定するために有用であることを発見した。とくに、Ｍｅｎｄｅｌｓｏｎらは透過および反射のフォトプレチスモグラフィーの原理を使用するグルコース測定器具を記載しており、ここで心臓周期の収縮期および拡張期において血液体積の変化が起こる前後に、外肢を通して透過するか、あるいは組織表面から反射する、２つの異なる近赤外線源の差または比を分析することによって、グルコースの測定を実施する。こうして、フォトプレチスモグラフィーの技術を使用して、過剰の組織の吸収により導入される誤差を説明するために光の強度を調節することができる。しかしながら、ＤａｈｎｅらおよびＭｅｎｄｅｌｓｏｎらの主張にかかわらず、近赤外線における波長（２５００ｎｍより低い）はグルコースにより強く吸収されず、しかも血液中の他の化合物からの妨害に対して感受性であり、こうして十分に正確な測定値を生ずることができない。Ｒｏｓｅｎｔｈａｌらは米国特許第５，０２８，７８７号において、グルコースを測定するために近赤外線範囲（６００〜１１００ｎｍ）の赤外線エネルギーをまた使用する、非侵入的血液グルコースモニタを開示している。しかしながら、前述の装置を使用するときのように、これらの波長はグルコースの主要な吸収範囲ではなく、したがって、これらの波長における吸収は比較的弱い。その主要な吸収範囲におけるグルコースの吸収を監視する、より正確なグルコース測定技術が望まれる。他の分子を使用するときのように、グルコースの共有結合の特徴的な本質的な不変の吸収波長のために、グルコースは赤外線をある周波数においていっそう容易に吸収する。Ｈｅｎｄｒｉｃｋｓｏｎら、ＯｒｇａｎｉｃＣｈｅｍｉｓｔｒｙ、第３版、ＭｃＧｒａｗ−ＨｉｌｌＢｏｏｋＣｏｍｐａｎｙ、第７章、第７〜５節、ｐｐ．２５６−２６４に記載されているように、Ｃ−Ｃ、Ｃ−Ｎ、Ｃ −Ｏおよび他の単一の炭素結合は６．５〜１５ミクロンの範囲において特性吸収波長を有する。グルコース中のこのような帯域の存在のために、グルコースによる赤外線の吸収は遠赤外線においてとくに示差的である。これらの特性にかかわらず、中間赤外線〜遠赤外線範囲におけるグルコースの吸収の測定の示唆は、多分その範囲における信号を減衰する強い組織の吸収のために、ほんのわずかである。このような教示の１つの既知の例において、ＭｕｅｌｌｅｒはＷＯ８１／００６２２号において、遠赤外線範囲における波長について分光学的技術を使用して血液中の代謝物質の濃度を決定する方法および装置を記載している。とくに、Ｍｕｅｌｌｅｒは、吸収の読みを安定化するために９．１μｍの吸収波長および１０．５μｍの参照波長を使用する、体外の血液試料中のグルコースの測定の可能性を教示している。しかしながら、Ｍｕｅｌｌｅｒは、グルコース濃度を非侵入的に測定すると同時に前述の組織の吸収の問題を克服するために、このような波長を生体内で使用できる方法を記載していない。Ｍｕｅｌｌｅｒは、また、組織の吸収の誤差を最小とするために心臓の収縮期および拡張期にこのような決定を同期させることを示唆していない。したがって、非侵入的パルスオキシメーターなどにおいて使用する技術を延長して、グルコース、エチルアルコールおよび他の血液成分の濃度の正確な測定のために使用できると同時に組織などからの妨害により引き起こされる問題を克服する、脈動する動脈血液から吸収信号を得ることが望ましい。とくに、吸収特性をよりよくしかつＳＮ比を改良するために長波長の赤外線のエネルギーを使用すると同時に、また、長波長の赤外線のエネルギーのパルスを心臓周期と同期させ、こうして細動脈中のこのような成分の濃度を非常に正確に生体内で測定できるようにする、非侵入的血液成分測定装置が望まれる。この目的のための方法および装置をここに記載する。発明の要約患者の血液中のグルコースおよび他の血液成分が強くかつ容易に区別可能な吸収スペクトルを有する長赤外波長において血液中の血液成分の赤外線吸収を監視することにより、このような血液成分の濃度を非侵入的に測定する器具を提供することによって、先行技術のグルコースおよび他の血液成分の測定装置における前述の制限は克服される。好ましくは、長波長の赤外線のエネルギーを指または脈管化外肢に通過させ、そして患者の損傷、静脈穿刺または不便さなしに、測定を行う。患者の組織、水および骨は、また、長波長の赤外線のエネルギーの強くかつ変動性の吸収物質であるので、このような系におけるＳＮ比は血液成分の濃度の測定値において重大な誤差を引き起こすことがある。しかしながら、これらの源からの潜在的妨害は、本発明によれば、（１）光学的透過測定を心拍の収縮期および拡張期と同期させそして細動脈壁の生ずる拡張および収縮を使用して測定を細動脈の血液のみに分離し、そして（２）比較的高い振幅の長波長のエネルギーの正確に時限された「パルス」を使用してこのような測定を行うことによって克服される。長波長の赤外線の検出器は、典型的には、組織による信号の減衰のために、低い応答性を有する。これらの問題は、本発明の装置により、血液濃度の測定のために高エネルギーの赤外線源を使用することによってさらに取り扱われる。しかしながら、高エネルギー源からの長波長の赤外線のエネルギーが熱傷または患者の不快を引き起こすことがあるので、このような高エネルギーの赤外線エネルギーを患者の皮膚に適用するとき注意を払わなくてはならない。このような問題を防止するために、赤外線エネルギーの短いバーストまたは「パルス」のみを患者の皮膚を通して送る。このような「パルス」は非常に低いデューティサイクルおよび低い光学的帯域幅を有し（比較的狭い源のフィルターのために）そして本発明に従い収縮期および拡張期と同期させて、組織の吸収の悪影響を最小とする。こうして、心拍につき２またはそれ以上のバーストを送り、こうして患者の皮膚が熱傷を受けずかつ患者がそうでなければ不快を感じないようにする。光学的プレチスモグラフまたはＥＣＧを本発明に従い使用して、長波長の赤外線のエネルギーのバーストを心拍と同期させることができる。こうして、本発明は、患者の血液中の少なくとも１つの前もって決定した成分、例えば、グルコースまたはエチルアルコールの濃度を測定する、非侵入性パルス赤外分光光度計およびその方法に関する。本発明の好ましい態様に従うと、このような非侵入性パルス赤外分光光度計は、赤外線源からなり、この赤外線源は少なくとも２．０μｍの広い範囲の波長にわたって赤外線のパルスを放射し、ここで各前もって決定した成分はその範囲内のｎの波長の１つにおける赤外線のパルスを容易に吸収しそしてｎの波長の他における赤外線のパルスを最小に吸収する。赤外線源からの赤外線は、前もって決定した成分により吸収のために患者の動脈の血管を通過する。次いで、少なくとも１つの赤外線検出器は、患者の動脈の血管を通過しそして少なくとも１つの前もって決定した成分により選択的に吸収されたｎの波長における赤外線を検出し、そして検出信号を出力する。赤外線源からの赤外線のパルスの適用を患者の心臓周期の収縮期および拡張期と同期させる、同期手段をさらに設ける。好ましくは、同期手段は心臓モニタおよび心臓モニタの出力に対して応答する手段を含み、前記手段は、患者の心臓周期の収縮期および拡張期の間にそれぞれ起こる拡張期および収縮期の時間間隔の間にのみ患者の動脈の血管を赤外線が通過するように、赤外線線のパルスを変調する。次いで、少なくとも１つの前もって決定した成分の濃度を検出信号からクリアランスして、組織の吸収の誤差を実質的に含まない濃度の指示を提供することができる。本発明の好ましい態様において、赤外線源は変調されたレーザーまたは２〜２０μｍの波長範囲において赤外線のパルスを放射する変調され加熱された素子からなる。グルコースモニタの好ましい態様において、検出波長はほぼ９．１μｍであるが、参照波長はほぼ１０．５μｍである。ダイクロイックフィルターを、また、赤外線源に隣接して配置し、このダイクロイックフィルターはほぼ８〜１２μｍの範囲の赤外線エネルギーを通させそしてその範囲外の赤外線エネルギーを赤外線源の中に反射する。血液アルコールのモニタの他の態様において、検出波長はほぼ３．４μｍであり、参照波長はほぼ４．８μｍであり、そしてダイクロイックフィルターは３〜５μｍの範囲におけるエネルギーを通す。患者の不快の可能性を最小するために、赤外線エネルギーを患者の心臓周期の収縮期および拡張期の間ほぼ０．１〜２ｍｓｅｃの期間の間患者の皮膚にのみ適用する。好ましくは、バンドパスフィルターを、また、患者の動脈の血管と少なくとも１つの赤外線検出器との間に配置し、このバンドパスフィルターは検出波長および参照波長に中心をなす狭い通過帯域において赤外線を通す。本発明の好ましい態様において、変調手段は赤外線源と患者の動脈の血管との間に配置された機械的シャッターからなり、前記シャッターは患者の心臓周期の収縮期および拡張期と同期して、患者の心臓周期の収縮期および拡張期の間にのみ赤外線を患者の皮膚に通すことを可能とする。あるいは、変調手段は赤外線のパルスを電気的に変調する手段からなることができる。さらに、心臓モニタは光を患者の組織を通して向けるパルス発光ダイオードを有する心電図、または好ましくは、フォトプレチスモグラフ、および患者の組織を通過した光を検出する光検出器からなることができる。また、同期手段は、好ましくは、光検出器の検出出力を処理して心臓周期の位相を決定しかつ心臓の位相に従い機械的シャッターの開閉または赤外線エネルギーの電気的変調を制御する処理手段からなる。処理手段は、また、次の心臓周期の収縮期および拡張期において測定を行うために、次の心臓周期において機械的シャッターを開くときを、光検出器の検出出力から決定することができる。本発明の好ましい態様に従い、処理手段は、機械的シャッターが現在の心臓周期において開いたときと同時に現在の心臓周期において収縮期および拡張期が実際に起こったかどうかを、光検出器の検出出力からさらに決定する。そうである場合、検出信号を濃度決定手段に前進させて、前もって決定した成分の濃度を決定する。このような決定を行うとき、処理手段は、好ましくは、工程：（ａ）現在の心臓周期について、光検出器の前記検出出力をほぼ０．１〜２ｍｓｅｃのサンプリング時間間隔においてディジタル化し；（ｂ）現在の心臓周期についての光検出器のディジタル化検出出力の示差的な特徴、例えば、重拍ノッチを選択し、そして示差的な特徴の時間間隔を心臓周期の開始時間としてラベルし；（ｃ）次の心臓周期において示差的な特徴に直面するまで、心臓周期の開始時間からの時間間隔を増分することによって、現在の心臓周期におけるすべての引き続く時間間隔をラベルし；（ｄ）現在の心臓周期についての光検出器のディジタル化検出出力におけるピークを決定し、そして現在の心臓周期において収縮期を同定する時間間隔のラベルを記憶させ；（ｅ）現在の心臓周期についての光検出器のディジタル化検出出力における最小を決定し、そして現在の心臓周期において拡張期を同定する時間間隔のラベルを記憶させ；（ｆ）次の心臓周期の間、現在の心臓周期について拡張期を同定する時間間隔のラベルに従い次の心臓周期の心臓周期の開始時間から時間間隔の数を計数し、そして拡張期の時間間隔の期間の間機械的シャッターを開き、次いで現在の心臓周期について収縮期を同定する時間間隔のラベルに従い拡張期から時間間隔の数を計数し、そして収縮期の時間間隔の期間の間機械的シャッターを開き；（ｇ）機械的シャッターが開いたとき、少なくとも１つの赤外線検出器からの少なくとも１つの検出信号をメモリの中に記録し；（ｈ）工程（ａ）〜（ｅ）を次の心臓周期について反復し；（ｉ）機械的シャッターが工程（ｆ）において開いたときから時間間隔の前もって決定した数内に、次の心臓周期についての拡張期および収縮期が実際に起こったかどうかを決定し；そして（ｊ）工程（ｉ）において、機械的シャッターが工程（ｆ）において開いたときから時間間隔の前記前もって決定した数内に、次の心臓周期についての拡張期および収縮期が実際に起こったことが決定された場合、記録された少なくとも１つの検出信号を、少なくとも１つの前もって決定した成分の濃度の計算のために濃度検出手段に通すが、機械的シャッターが工程（ｆ）において開いたときから時間間隔の前記前もって決定した数内に、次の心臓周期についての拡張期および収縮期が実際に起こらなかったことが決定された場合、記録された少なくとも１つの検出信号を前記メモリから消去する；を反復する。少なくとも１つの前もって決定した成分の濃度は、比Ｒ₁＝（ＳｙｓＬ１− ＤｉａｓＬ１）／（ＳｙｓＬ２−ＤｉａｓＬ２）を形成し、ここでＳｙｓＬ１は１つの波長において検出された収縮期の信号であり、ＤｉａｓＬ１は１つの波長において検出された拡張期の信号であり、ＳｙｓＬ２は他の波長において検出された収縮期の信号であり、そしてＤｉａｓＬ２は他の波長において検出された拡張期の信号であり、次いで次の方程式： C．C．=C₁+C₂ ^★Ln（R）+C₃ ^★［Ln（R）］²+C₄ ^★［Ln（R）］³+ C₅ ^★［Ln（R）］⁴，ここで：Ｃ．Ｃ．は前もって決定した成分の濃度であり、Ｃ₁−Ｃ₅は実験的に決定した計算係数であり、そしてＬｎは自然ｌｏｇ関数である、を解くことによって計算される。上の方程式は、多数の波長および１または２以上の参照波長を使用し、いっそう詳細に下において説明するように、多項式の中にクロス乗積の項を含めることによって、系について発生させることができる。図面の簡単な説明本発明の目的および利点は、添付図面と組み合わせて本発明の現在好ましい例示的態様の次の詳細な説明からいっそう明らかとなりそしていっそう容易に理解されるであろう。第１図は、電磁スペクトルおよび、とくに、ここにおいて近赤外線、中間赤外線および遠赤外線と呼ぶ赤外スペクトルの部分を図解する。第２図は、デキストログルコース、正常グルコースを有する乾燥血液および濃縮されたグルコースを有する乾燥血液についての赤外スペクトル、ならびに遠赤外線中のグルコース濃度を測定するための参照波長をそれぞれ図解する。第３図は、エチルアルコールについての赤外スペクトルならびに中間赤外線中のエチルアルコールの濃度を測定するための好ましい検出波長および参照波長を図解する。第４図は、本発明による非侵入性パルス赤外分光光度計の好ましい態様を概略的に図解する。第５図は、第４図の態様における送信および検出回路の拡大図ならびに本発明の好ましい態様に従う収縮期および拡張期を検出するためのフォトプレチスモフラフを図解する。第６図は、赤外線エネルギーの適用と収縮期および拡張期と同期させるための好ましい技術を図解する。現在好ましい態様の詳細な説明次に、本発明の現在好ましい例示的態様に従う前述の有益な特徴を有する非侵入性パルス赤外分光光度計を、第１図〜第６図を参照して説明する。当業者は理解するように、指に適用しそして吸収について監視する赤外線エネルギーの波長を変化させることによって、他の血液成分、例えば、エチルアルコール、二酸化炭素、尿素、尿酸、脂質、クレアチン、ペプチド、コレステロールおよびいくつかの他の成分を本発明の技術に従い測定することができる。こうして、例示的態様においてここに記載するグルコース監視装置は説明の目的のためのみのものであり、そしていかなる方法おいても本発明の範囲を限定することを意図しない。本発明の範囲に関するすべての問題は、添付された請求の範囲を参照することによって解決することができる。当業者は知るように、ほとんどの共有結合は特性および本質的に不変の吸収波長を有するので、第１図に図解する赤外スペクトル中の帯域の存在はその分子中の結合の存在を示すが、吸収ピークの不存在はその対応する結合の不存在を保証する。それゆえ、本発明の技術に従い測定された各化合物または血液成分は赤外範囲において特性吸収スペクトルを有し、このような特性吸収スペクトルは吸収の測定のための１または２以上の検出波長および参照波長を確立するために使用できる。遠赤外範囲におけるグルコースの測定は現在好ましい態様としてここに記載するが、本発明は中間赤外線範囲における血液アルコールのモニタとして特定の実用性を有する。第１図に示すように、赤外スペクトルは近赤外線（ほぼ１〜３ミクロン）、中間赤外線（ほぼ３〜６ミクロン）、遠赤外線（ほぼ６〜１５ミクロン）、極赤外線（ほぼ１５〜１００ミクロン）を含む。前述したように、典型的なグルコースおよび他の血液成分の測定装置は、グルコースおよび他の血液成分による赤外線エネルギーの吸収が比較的低い近赤外領域において作動する。しかしながら、本発明者らは吸収を中間赤外線および遠赤外線領域において測定できる技術を発見し、ここでグルコースおよび他の血液成分は強い区別可能な吸収スペクトルを有するが、また、組織、水および骨の吸収の悪い作用を最小とする。第２図に示すように、グルコースは約６ミクロン以上の遠赤外線の中に強い特性スペクトルを有する。事実、上に参照したＰＣＴ出願においてＭｕｅｌｌｅｒが記載しているように、グルコースの吸収はほぼ９．１μｍにおける検出波長およびほぼ１０．５μｍにおける参照波長を使用して測定することができる。同様に、第３図に示すように、エチルアルコールは中間赤外線（３〜４μｍ）および遠赤外線（９〜１０ｐｍ）において強い特性スペクトルを有する。図解するように、エチルアルコールの濃度は異なる吸収計算技術によりほぼ３．４ミクロンの検出波長およびほぼ４．８ミクロンの参照波長を使用して測定することができる。しかしながら、中間赤外線および遠赤外線の領域における強い区別可能な吸収スペクトルを利用するために、中間赤外線および遠赤外線において高い振幅の広帯域のエネルギーを放射し、しかも患者の皮膚が熱傷しないか、あるいは障害しないような方法で変調することができる赤外線源を準備しなくてはならない。この理由で、本発明による長波長の赤外線の非侵入性血液成分分析装置において、長波長の赤外線エネルギーはバーストで発生しそして非常に短時間の間隔で患者に適用され、それらの間隔は、いっそう詳細に下において説明するように、好ましくは収縮期および拡張期に対して同期させる。発光ダイオードおよびレーザーダイオードは先行技術の非侵入性の短波長の赤外線分析装置において電気信号により制御されるエネルギーのバーストを発生させるためによく適したが、このような装置は本発明の技術に従い測定されるグルコース、エチルアルコールおよび他の血液成分により主として吸収される中間および長い赤外線波長ん領域のエネルギーを発生させることはできない。いくつかの高価な固体レーザーは選択した長波長の赤外線エネルギーのバーストを発生させることができるが、このようなレーザーは非常に高価でありそして、発生される波長は、密接するが、グルコースの測定のためには理想的ではない。したがって、本発明の第１の面に従い、不快なしに患者の外肢、例えば、指に赤外線エネルギーを通すことができる、簡単なグロー素子から新規な赤外線エミッタを構成する。好ましくは、グロー素子はグロー「ヒーター」または赤外線源からなり、これらは、好ましい態様において、ほぼ２０ワットで作動する５〜１０ターンのカンサル（ＫＡＮＴＨＡＬ^TM）ヒーターを使用して構成する。あるいは、赤外線レーザーを使用することができる。このような源は、ここに記載する技術に従いグルコースを分析するために使用する９〜１１μｍの帯域を含む広い範囲にわたって赤外放射を好ましくは放射する。本発明による非侵入性パルス赤外分光光度計の好ましい態様は第４図および第５図に図解されている。これらの図面に示すように、赤外線源４００はほぼ２〜２０μｍの波長範囲の広帯域の赤外線エネルギーを放射し、そしてこ波長範囲は好ましい態様においてグルコースの分析に使用する９〜１１μｍの帯域を含む。好ましくは、出力エネルギーを集中させるために赤外線源４００の背後に、収束鏡をまた設ける。赤外線源４００の次にダイクロイックフィルター４０２が存在し、このフィルター４０２は８〜１２μｍの帯域のエネルギーを通しそして他の波長を好ましい態様において赤外線源４００の中に反射し戻す。ダイクロイックフィルター４０２は、波長の範囲を所望の範囲に制限すると同時に所望の波長の全エネルギーを通過させることによって、赤外線源４００から送出される力の量を制限する。好ましい態様においてダイクロイックフィルター４０２は、オプチカル・コーティング・ラボラトリー・インコーポレーテッド（ＯｐｔｉｃａｌＣｏａｔｉｎｇＬａｂｏｒａｔｏｒｙ，Ｉｎｃ．）（ＯＣＬＩ）により製造される。第４図および第５図に示すように、オプチカルシャッター４０４を好ましくはダイクロイックフィルター４０２と患者の指または他の灌流組織４０６との間に配置する。シャッター４０４は心臓周期の大部分の間閉じたままであって、濾過された赤外線源４００からの長波長の赤外線エネルギーが患者の指４０６に到達するのを遮断し、これにより加熱からの患者の不快を防止する。好ましい態様において、シャッター４０４は、ウニブリツ（Ｕｎｉｂｌｉｔｚ）Ｄ８００型シャッター制御回路により推進される、ウニブリツ・インコーポレーテッド（Ｕｎｉｂｌｉｔｚ，Ｉｎｃ．）製のＬＳ２型機械的シャッターである。シャッター４０４は好ましくはいっそう詳細に後述する技術に従い心臓周期に対して同期する。好ましい態様において、赤外線源４００から患者の指４０６の中への赤外線エネルギーの流れは、ほぼ７５０ミリセカンドの典型的な期間を有する各心拍につき２回の数ミリセカンド（典型的にはほぼ２ミリセカンド）の間シャッター４０４を開口するだけにより最適に制御される。この方法において、外肢に加えられる赤外線エネルギーのデューティサイクルを非常に低く保持して、患者の組織４０６の中へのエネルギーの比較的高い振幅のバーストの送出を可能とし、こうしてエネルギーは組織４０６を浸透すると同時に送出される全体のエネルギーを非常に低く保持して不快を経験しないようにする。あるいは、赤外線源４００からの赤外線エネルギーはこの分野において知られている技術を使用して電気的に変調し、こうして赤外線エネルギーの短いバーストは心臓周期において規定した時間間隔の間に組織４０６の細動脈を通過することができる。第５図において破線により示すように、赤外線源４００、ダイクロイックフィルター４０２およびシャッター４０４は、患者の指４０６などを受け入れるためのハウジング５００の中に配置することができる赤外線信号源を形成する。患者の指４０６を通過する赤外線源４００からの長波長の赤外線エネルギーは、２またはそれ以上の赤外線バンドパスフィルター４１０および２またはそれ以上の赤外線検出器４１２から構成された多波長赤外線検出器４０８により検出される。フィルター４１０は検出波長および参照波長について狭い通過帯域を有するように、製造業者、例えば、ＯＣＬＩによりこの器具のために注文製作することができる。例えば、ここに記載するグルコースの態様において、通過帯域はフィルター４１０の分析フィルターについて０．２μｍの半電力帯域幅の９．１μ ｍであり、そしてフィルター４１０の参照フィルターについて０．２μｍの半電力帯域幅の１０．５μｍである。好ましい態様において使用する長波長の赤外線検出器４１２は、好ましくはパイロ電気型、例えば、インフラレッド・アソシエーツ・インコーポレーテッド（ＩｎｆｒａｒｅｄＡｓｓｏｃｉａｔｅｓ，Ｉｎｃ．）により提供されるＤＴＧ−２型である。しかしながら、当業者は認識するように、サーモパイル検出器、例えば、デクスター・リサーチ・インコーポレーテッド（ＤｅｘｔｅｒＲｅｓｅａｒｃｈ，Ｉｎｃ．）からのＤＲ型または８〜１２μｍの範囲の応答を有する内部型の検出器を、また、同様によく使用することができる。検出器４１２が発生する電気信号を好ましくは前置増幅器４１４により増幅し、次いでＡ−Ｄ変換器／マルチプレクサ４１６によりディジタル信号に変換する。次いで生ずるディジタル信号をマイクロプロセッサ４１８に選択的に適用して、グルコースあるいは測定されている他の血液成分の濃度を計算する。マイクロプロセッサ４１８はＡＣまたはＤＣ電源４２０からエネルギーを受取り、好ましくは本発明を手で保持するモニタにおいて使用するために操作を可能とする。次いで計算された濃度をディスプレイ４２２上に表示し、こうしてユーザーはグルコースのレベル、エチルアルコールのレベルなどを容易に確認することができる。マイクロプロセッサ４１８は好ましくはこのような測定値のシーケンスを記憶するためのメモリ４２４を含み、こうして平均およびトレンディング（ｔｒｅｎｄｉｎｇ）などを実施することができる。赤外線エネルギーの高エネルギーのバーストを発生する能力は、本発明に従い組織および血液の長波長の赤外線を測定する手段を提供する。血液の吸収のみおよびこうして血液中のグルコースを選択的に測定するために、１つのパルスを正確にタイミングして、収縮期の間に細動脈が血液で満たされかつ拡大しているときの指の赤外線の光透過を測定し、一方第２のパルスを正確にタイミングして、拡張期の間に細動脈が血液に不足しかつ収縮しているときの指の赤外線の光透過を測定する。細動脈のみは心拍とともに膨張および収縮するので、組織および静脈は心臓周期を通じて一定に止まる。この拡張および動脈血液を通る光学的通路の長さの生ずる増加は、生ずる信号を減衰させる。それゆえ、収縮期の信号から拡張期の信号を減ずると、細動脈の血液の増分的赤外線吸収（およびそれゆえグルコース）のみが表される。前述したように、普通のパルスのオキシメーターならびにメンデルソン（Ｍｅｎｄｅｌｓｏｎ）が記載する近赤外線グルコース分析装置は、心拍につき数千回のパルス（典型的には１ミリセカンドの長さ）を放射し、次いで心拍が終わった後プロセッサにおいて信号を再構成する。次いで、次いでピーク信号（拡張期）および最小信号（収縮期）に相当する信号を選択し、そしてさらに計算のために使用する。しかしながら、本発明のより長い波長の赤外線エネルギーおよびより高い電源を使用して作業するとき、患者への熱傷または不快を引き起こさないで、赤外線パルスの連続的バーストを患者の皮膚に適用することができない。したがって、的は２のみのパルス／心臓周期を使用し、１つは収縮期の間でありそして他方は拡張期の間である。エネルギーのこれらのバーストの適用のタイミングは、シャッター４０４およびそれゆえ赤外線源４００を心臓周期に同期させることによって、前もって決定する。心臓周期の収縮期および拡張期は、好ましい態様において、ＬＥＤドライバー４３０およびマイクロプロセッサ４１８により推進される短波長パルス赤外線ＬＥＤ４３２から得られたプレチスモグラフの信号を使用して、心臓周期を予測する基礎を得るシリコン光検出器４３４により決定する。光検出器４３４の出力は前置増幅器４３６に適用され、Ａ−Ｄ変換器４１６によりディジタルに変換され、次いで現在の心臓周期における収縮期および拡張期の発生に基づいて、次の心臓周期における収縮期および拡張期の発生を予測するためにマイクロプロセッサ４１８に選択的に適用される。とくに、心臓周期が心拍毎に変化しない心臓の適切性を使用して、次の心臓周期において収縮期および拡張期が起こる予測は光検出器４３４の出力に基づいてなされる。次いでこの予測を使用してシャッター制御器４２８を介してシャッター４０４を制御して、次の心臓周期における長波長の赤外線パルスをトリガーする。シャッター４０４を使用して長波長の赤外線パルスの開始および検出と同時に、現在の心臓周期のための光検出器４３４からのプレチスモグラフの信号を処理して、現在の心臓周期における規定点において収縮期および拡張期が事実起こったかどうかを見る。それらが起こった場合、検出器４１２により検出された長波長のデータをメモリ４２４の中に貯え、そしてマイクロプロセッサ４１８により使用してグルコース濃度を計算する。しかしながら、収縮期および拡張期が心臓周期における規定点において起こらなかった場合、測定したデータを廃棄する。この方法において、心臓周期が１つの周期から次に急速に変化せずかつ有効でなかった場合でさえ、誤ったグルコース濃度は計算されない。十分な量の「すぐれた」長波長の赤外線パルスの収集後、最終のグルコース濃度はマイクロプロセッサ４１８により計算されそしてディスプレイ４２２上の表示される。もちろん、いくつかの測定値をメモリ４２４の中に記憶させ、次いで平均して許容できる読みを得ることができる。本発明の好ましい態様において使用するフォトプレチスモグラフは次のように作動する。ＬＥＤ４３２は、マイクロプロセッサ４１８およびＬＥＤドライバー回路４３０によりパルスされる、可視または近赤外線の光源を形成する。ＬＥＤ信号はシャッター４０４を通過せず、その代わり指４０６を直接通過しそしてシリコン光検出器４３４により検出される。前置増幅器４３６における同期の復調のエレクトロニクスは、シリコン光検出器４３４の出力は有用なプレチスモグラフの信号に変換し、この信号は後述するようにマイクロプロセッサ４１８により処理される。こうして、ＬＥＤ４３２、光検出器４３４および前置増幅器の回路４３６は一緒に光学的プレチスモグラフを構成し、これはマイクロプロセッサ４１８により使用されて心臓周期の位相を決定する。この情報を使用して、マイクロプロセッサ４１８は長波長の赤外線のシャッター４０４の開口を、それをタイミングして、それぞれ、細動脈が膨らみそして比較的血液が空になるときの収縮期および拡張期と合致させることによって、制御する。もちろん、心臓周期を監視する他の技術を使用することができる。例えば、心臓モニタは心電図の特性的特徴に同期させるために心電図を利用することができる。さらに、赤外線源４００はマイクロプロセッサ４１８により電気的に変調し、こうして拡張期および収縮期の時間間隔の間のみ患者の細動脈を光が通過するようにすることができる。本発明の好ましい態様に従い、マイクロプロセッサ４１８は、次のようにして、光検出器４３４からのプレチスモグラフの信号を処理して、次の心臓周期における収縮期および拡張期を決定することができる：１．普通のプレチスモグラフの信号を光検出器４３４により獲得し、Ａ−Ｄ変換器４１６によりディジタル化しそしてパルスＮ−１としてメモリ４２４の中に記録する。第６図に示すように、これはプレチスモグラフの信号Ｎ−１をほぼ０．１〜２ｍｓｅｃの期間を有するサンプリング間隔に分割することによって達成される。好ましい態様において、光検出器４３４からのプレチスモグラフの信号を１ｍｓｅｃ毎にＡ−Ｄ変換器４１６によりサンプリングする。２．さらに第６図に示すように、心臓周期の波形の特性的特徴は同期の目的のために選択する。好ましい態様において、重拍ノッチ（ｄｉｃｒｏｔｉｃｎｏｔｃｈ）は、示すように、明確なたるみが心臓における心室弁の閉鎖の結果として起こる、心臓周期の波形上の特徴であり、これを選択しそしてＮ−１について時間ゼロとしてラベルする。重拍ノッチ後に起こるすべての他の１ｍｓｅｃの間隔を、周期Ｎについての次の重拍ノッチが見出されるまで、１、２、３などとラベルする。３．次いで波形Ｎ−１を検査してピーク信号点（収縮期）を見出しそして間隔数（すなわち、間隔の数または重拍ノッチからのｍｓｅｃ）を記憶させる。４．次いで波形Ｎ−１を検査して最小信号点（拡張期）を見出しそして間隔数をまた記憶させる。５．心臓周期Ｎにおいて、実時間における走行、重拍ノッチを再び同定する。次いでＮ−１について工程４において記憶された間隔数を重拍ノッチから計数して、周期Ｎについての拡張期に対応すると予測される時間間隔を決定する。次いで長波長の赤外線のシャッター４０４をほぼ２ミリセカンドの間開いて、赤外線源４００からの長波長の赤外線エネルギーを適用する。この２ミリセカンドの間隔の終わりにおいて、間隔の適当な数を計数して、周期Ｎにおける収縮期に対応すると予測される時間間隔を決定する。次いで長波長の赤外線のシャッター４０４をほぼ２ミリセカンドの間再び開いて、赤外線源４００からの長波長の赤外線エネルギーを適用する。６．長波長の赤外線のシャッター４０４が周期Ｎの間に開いたとき、赤外線検出器４１２により発生した吸収信号をＡ−Ｄ変換器４１６によりディジタル化し、そしてメモリ４２４またはマイクロプロセッサ４１８の他の一時的レジスタの中に記憶させる。７．周期Ｎにおいて、赤外線ＬＥＤプレチスモグラフの信号を再び記録しそして検査する。パルスＮ−１の分析の間に起こったと収縮期および拡張期が予測された場合ほぼ＋／−２ｍｓｅｃ内に収縮期および拡張期が起こったと決定される場合、次いでメモリ４２４または他の一時的レジスタの中に記憶された長波長の赤外線のデータをグルコース濃度の計算のためにマイクロプロセッサ４１８のグルコース処理のアルゴリズムに通す。しかしながら、パルスＮ−１の分析の間に起こったと収縮期および拡張期が予測された場合ほぼ＋／−２ｍｓｅｃ内に収縮期および拡張期が起こらなかった場合、記憶された値をメモリ４２４から消去する。８．次いで使用可能な測定値の数が得られるまで、工程１〜７を反復する。次いで測定値を平均することができるか、あるいは最大または最小の値を捨て、こうして濃度の正確な計算をマイクロプロセッサ４１８によりなしそしてディスプレイ装置４２２の表示できるようにする。ちょうど記載したように、第６図は現在の心臓周期（パルスＮ−１）および次の心臓周期（パルスＮ）についての拡張期および収縮期の計算を図解する。図解するように、試料をパルスＮ−１について重拍ノッチで開始して取り、そして拡張期（間隔８）および収縮期（間隔１７）が起こる間隔を決定する。次いで、図解するように次の心臓周期について間隔８および間隔１７の間に開くように、シャッター４０４を制御する。次いで次の心臓周期についてのプレチスモグラフの信号を、シャッター４０４が開いていた時間間隔と比較して、計算が許容できるように正確であったかどうかを見る。そうである場合、測定したデータを前述したようにグルコース濃度のアルゴリズムに入れる。赤外線検出信号の測定をちょうど記載したように心拍と同期させて、組織の効果および患者の変動と時には呼ぶ他の「非拍動性」妨害を除去する。しかしながら、心拍は毎回同一ではなくそして個体毎に変化する。さらに、赤外線源は時にはそれらの出力強度を乱す。これらの変動は本発明による器具の目盛定めに対する挑戦を表す。したがって、吸収の読みを正規化しかつ個々の目盛定めのための要件を克服するために、ちょうど記載したように拡張期および収縮期の間に適用される赤外線源４００からの赤外線エネルギーの各バーストについて、少なくとも２つの長い赤外線波長を同時に測定する。前述したように、グルコースについて、グルコースにより特別に吸収される分析波長は好ましくはほぼ９．１μｍの範囲であるが、参照波長は好ましくはグルコースにより吸収されないほぼ１０．５μｍの範囲である。一般に、グルコースは９．１μｍにおいて測定した収縮期および拡張期の差の信号／１０．５μｍにおいて測定したそれらとの間の比を形成することによって決定される。次いで数の得られる配列を実験的に決定した目盛定め係数により作用させる。得られる計算は患者の動脈の血液中のグルコース濃度を生ずる。本発明の技術に従い２またはそれ以上の波長において発生した吸収信号から血液成分、例えば、グルコースの濃度を計算するためにマイクロプロセッサ４１８により使用した数学の一般的形態をここで説明する。一般に、ｎの血液成分、例えば、グルコース、アルコールなどを検出するためのｎ＋１の検出波長の系について、ここで波長ｎにおける収縮期の信号はＳＹＳＬＮでありそして波長ｎにおける拡張期の信号はＤＩＡＳＬＮであり、測定する血液成分（例えば、グルコース）はＳＹＳＬＮおよびＤＩＡＳＬＮの数学的関数として計算することができる。例えば、成分の濃度（Ｃ．Ｃ．）は、Ｃ．Ｃ．＝Ｆｎ（ＳＹＳＬＮ，ＤＩＡＳＬＮ）として表すことができる。多数の（少なくとも２つの）波長を使用する系について、ここでＬ１−ＬＮは分析波長でありそしてＬＲは１または２以上の参照波長であるとき、Ｒ_N＝（ＳＹＳＬＮ−ＤＩＡＳＬＮ）／（ＳＹＳＬＲ−ＤＩＡＳＬＲ）ＥＱ．（１）もちろん、比Ｒの他の数学的形態を使用することができるが、一般に、Ｒ_N＝ＦＮ（ＬＮ，ＬＲ）。次いで各血液成分の濃度はその成分について各比Ｒの関数である。例えば、グルコース濃度（Ｇ．Ｃ．）は単一の検出波長および単一の参照波長について： G．C．＝C₁+C₂ ^★Ln（R）+C₃ ^★［Ln（R）］²+C₄ ^★［Ln（R）］³+ C₅ ^★［Ln（R）］⁴， EQ．（2）として次数ｐの多項方程式から計算することができる。ここでＣ₁−Ｃ₅は目盛定め定数であり、Ｌｎは自然ｌｏｇ関数でありそしてｐ＝４である。しかしながら、複数の検出波長および／または複数の参照波長を必要とするを使用するとき、クロス乗積の項を付加し、次の一般化された反応式が得られる：ここでＢ、Ｃ_x，_y、およびＤ_zは目盛定め定数であり、ｍは分析波長および参照波長の合計の数（ｍ＞＝（ｎ＋１））でありそしてＬｎは自然ｌｏｇ関数である。もちろん、当業者は多項方程式の外に他の方程式を使用して、それそれの血液成分の濃度を計算することができる。前述したように、ここに記載する本発明の好ましい態様は９．１μｍ付近を選択的に吸収するグルコースを監視するために特別に設計される。しかしながら、当業者は理解するように、他の血流成分、例えば、４．３μｍ付近を吸収する二酸化炭素、ほぼ３．４ミクロン付近を吸収するエチルアルコールを検出した赤外線エネルギーの波長を変化させることによって、尿素、尿酸、脂質、クレアチン、ペプチド、コレステロール（すべては５〜１０μｍの帯域において吸収する）およびいくつかの他の代謝物質を測定することができる。また、腎臓の患者の透析流体を本発明の技術を使用して監視することができる。ここに記載する本発明は絶対的精度および非侵入性の両方測定を提供し、これにより血液のグルコースのレベル、エチルアルコールのレベルまたは他の血液成分のレベルを測定または監視することを必要とする者による使用のために許容されうる。長波長の赤外線の吸収の測定の使用はグルコースまたは他の血液成分により特別にかつ強く吸収される正確な波長において信号を提供するが、パルスおよび心臓同期赤外線エネルギーのバーストの使用は組織の吸収によりを引き起こされる妨害効果を除去し、しかも患者の不快なしに高いエネルギーの赤外線信号を提供する。本発明の例示的態様を詳細に前述したが、当業者は容易に理解するように、本発明の新規な技術および利点から実質的に逸脱しないで例示的態様において多数の追加の変更が可能である。例えば、本発明は他の血液成分、例えば、ここにおいて述べた成分を１または２以上の分析波長および１または２以上の参照波長を選択し、この分野において知られている技術を使用することによって測定することができる。したがって、これらおよびすべてのこのような変更は次の請求の範囲において規定される本発明の範囲内に包含されることを意図する。

Claims

【特許請求の範囲】１．患者の血液の少なくとも１つの前もって決定した成分の濃度を測定するための非侵入性パルス赤外分光光度計であって、少なくとも２．０μｍのｎの異なる波長を含む赤外線の広帯域のパルスを放射し、前記ｎの波長の各々におけるエネルギーを含有する赤外線の前記パルスは前記少なくとも１つの前もって決定した成分により特異的に吸収され、これにより各前もって決定した成分は前記ｎの波長の１つにおける赤外線のパルスを容易に吸収しそして前記ｎの波長の他における赤外線のパルスを最小に吸収し、赤外線の前記パルスを患者の動脈の血管を通して向ける赤外線源；患者の前記動脈の血管を通過しそして前記少なくとも１つの前もって決定した成分により選択的に吸収された前記ｎの波長における赤外線を検出し、そして少なくとも１つの検出信号を出力する少なくとも１つの赤外線検出器；患者の前記動脈の血管への前記赤外線源からの赤外線の前記パルスの適用を患者の心臓周期の収縮期および拡張期と同期させる同期手段であって、前記同期手段は心臓モニタおよび前記心臓モニタの出力に対して応答する手段を含み、前記手段は、患者の前記心臓周期の収縮期および拡張期の間にそれぞれ起こる拡張期および収縮期の時間間隔の間にのみ患者の前記動脈の血管を前記赤外線が通過するように、赤外線線の前記パルスを変調する同期手段；および前記少なくとも１つの検出信号から患者の血液の前記少なくとも１つの前もって決定した成分を決定する手段；からなる非侵入性パルス赤外分光光度計。２．前記赤外線源が変調されたレーザーの１つおよび２〜２０μｍの波長範囲において赤外線のパルスを放射する変調され加熱された素子からなる、請求の範囲１の分光光度計。３．前記赤外線源に隣接するダイクロイックフィルターをさらに含み、前記ダイクロイックフィルターはほぼ８〜１２μｍの範囲の赤外線エネルギーを通しそして前記範囲外の赤外線エネルギーを前記赤外線源の中に反射する、請求の範囲２の分光光度計。４．前記拡張期および収縮期の時間間隔の各々は患者の前記心臓周期の収縮期および拡張期の間ほぼ０．１〜２ｍｓｅｃの期間を有する、請求の範囲２の分光光度計。５．前記少なくとも１つの前もって決定した成分はグルコースを含み、前記１つの波長はほぼ９．１μｍでありそして前記他の波長はほぼ１０．５μｍである、請求の範囲２の分光光度計。６．患者の動脈の血管と前記少なくとも１つの赤外線検出器との間に配置された第１バンドパスフィルター、および患者の動脈の血管と前記少なくとも１つの赤外線検出器との間に配置された第２バンドパスフィルターをさらに含み、前記第１バンドパスフィルターはほぼ９．１μｍに中心をなす狭い通過帯域の赤外線を通し、そして前記第２バンドパスフィルターはほぼ１０．５μｍに中心をなす狭い通過帯域の赤外線を通す、請求の範囲５の分光光度計。７．前記少なくとも１つの前もって決定した成分はエチルアルコールを含み、前記１つの波長はほぼ３．４μｍでありそして前記他の波長はほぼ４．８μｍである、請求の範囲２の分光光度計。８．患者の動脈の血管と前記少なくとも１つの赤外線検出器との間に配置された第１バンドパスフィルター、および患者の動脈の血管と前記少なくとも１つの赤外線検出器との間に配置された第２バンドパスフィルターをさらに含み、前記第１バンドパスフィルターはほぼ３．４μｍに中心をなす狭い通過帯域の赤外線を通し、そして前記第２バンドパスフィルターはほぼ４．８μｍに中心をなす狭い通過帯域の赤外線を通す、請求の範囲７の分光光度計。９．前記変調手段は前記赤外線源と患者の前記動脈の血管との間に配置された機械的シャッターからなり、前記シャッターは患者の前記心臓周期の前記収縮期および拡張期と同期して、患者の前記心臓周期の収縮期および拡張期の間にそれぞれ起こる前記収縮期および拡張期の時間間隔の間にのみ、前記赤外線を前記赤外線源から患者の皮膚に通すことを可能とする、請求の範囲１の分光光度計。１０．前記心臓モニタは光を患者の組織を通して向けるパルス発光ダイオードを有するフォトプレチスモグラフおよび患者の前記組織を通過した光を検出する光検出器からなり、そして前記同期手段は前記光検出器の検出出力を処理して前記心臓周期の位相を決定しかつ前記位相に従い前記機械的シャッターの開閉を制御する処理手段をさらに含む、請求の範囲９の分光光度計。１１．前記処理手段は、現在の心臓周期において検出される収縮期および拡張期に従い、次の心臓周期において前記機械的シャッターを開くときを、前記光検出器の前記検出出力から決定する、請求の範囲１０の分光光度計。１２．前記処理手段は、前記機械的シャッターは現在の心臓周期において開いたのと同時に収縮期および拡張期が現在の心臓周期において実際に起こったかどうかを、前記光検出器の前記検出出力からさらに決定し、そしてそうである場合、前記少なくとも１つの検出信号を前記濃度決定手段に前進させて、前記少なくとも１つの前もって決定した成分の濃度を決定する、請求の範囲１１の分光光度計。１３．前記処理手段がメモリを含み、前記処理手段が工程：（ａ）現在の心臓周期について、前記光検出器の前記検出出力をサンプリング時間間隔においてディジタル化し；（ｂ）現在の心臓周期についての前記光検出器のディジタル化検出出力の示差的な特徴を選択し、そして前記示差的な特徴の時間間隔を心臓周期の開始時間としてラベルし；（ｃ）次の心臓周期において前記示差的な特徴に直面するまで、前記心臓周期の開始時間からの時間間隔を増分することによって、現在の心臓周期におけるすべての引き続く時間間隔をラベルし；（ｄ）現在の心臓周期についての前記光検出器の前記ディジタル化検出出力におけるピークを決定し、そして現在の心臓周期において収縮期を同定する時間間隔のラベルを記憶させ；（ｅ）現在の心臓周期についての前記光検出器の前記ディジタル化検出出力における最小を決定し、そして現在の心臓周期において拡張期を同定する時間間隔のラベルを記憶させ；（ｆ）次の心臓周期の間、現在の心臓周期について拡張期を同定する時間間隔のラベルに従い次の心臓周期の心臓周期の開始時間から時間間隔の数を計数し、そして前記拡張期の時間間隔の期間の間前記機械的シャッターを開き、次いで現在の心臓周期について収縮期を同定する時間間隔のラベルに従い前記拡張期から時間間隔の数を計数し、そして前記収縮期の時間間隔の期間の間前記機械的シャッターを開き；（ｇ）前記機械的シャッターが開いたとき、前記少なくとも１つの赤外線検出器からの少なくとも１つの検出信号を前記メモリの中に記録し；（ｈ）工程（ａ）〜（ｅ）を次の心臓周期について反復し；（ｉ）前記機械的シャッターが工程（ｆ）において開いたときから時間間隔の前もって決定した数内に、次の心臓周期についての拡張期および収縮期が実際に起こったかどうかを決定し；そして（ｊ）工程（ｉ）において、前記機械的シャッターが工程（ｆ）において開いたときから時間間隔の前記前もって決定した数内に、次の心臓周期についての拡張期および収縮期が実際に起こったことが決定された場合、前記記録された少なくとも１つの検出信号を、前記少なくとも１つの前もって決定した成分の濃度の計算のために前記濃度検出手段に通すが、前記機械的シャッターが工程（ｆ）において開いたときから時間間隔の前記前もって決定した数内に、次の心臓周期についての拡張期および収縮期が実際に起こらなかったことが決定された場合、前記記録された少なくとも１つの検出信号を前記メモリから消去する；を反復する、請求の範囲１２の分光光度計。１４．現在の心臓周期についての前記光検出器のディジタル化検出出力の前記示差的な特徴が現在の心臓周期の重拍ノッチである、請求の範囲１３の分光光度計。１５．各サンプリングの時間間隔がほぼ０．１〜２．０ｍｓの期間を有する、請求の範囲１３の分光光度計。１６．前記心臓モニタが心電図からなる、請求の範囲１の分光光度計。１７．前記変調手段が、前記赤外線が前記拡張期および収縮期の時間間隔の間にのみ患者の前記動脈の血管を通過するように、赤外線の前記パルスを電気的に変調するための手段からなる、請求の範囲１の分光光度計。１８．前記濃度検出手段が比Ｒ₁＝（ＳｙｓＬ１−ＤｉａｓＬ１）／（ＳｙｓＬ２−ＤｉａｓＬ２）を形成し、ここでＳｙｓＬ１は前記１つの波長において検出された収縮期の信号であり、ＤｉａｓＬ１は前記１つの波長において検出された拡張期の信号であり、ＳｙｓＬ２は前記他の波長において検出された収縮期の信号であり、そしてＤｉａｓＬ２は前記他の波長において検出された拡張期の信号である、請求の範囲１の分光光度計。１９．前記濃度検出手段が次の方程式：ここで：Ｃ．Ｃ．_nは前記少なくとも１つの前もって決定した成分ｎの濃度であり、Ｂ、Ｃ_x，_yおよびＤ_zは実験的に決定された目盛定め係数であり、ｍは使用する検出波長および参照波長の数であり、ｐは使用する多項の最高次数であり、そしてＬｎは自然ｌｏｇ関数である、に従い患者の血液の少なくとも１つの前もって決定した成分（ｎ）の濃度を計算する、請求の範囲１８の分光光度計。２０．赤外線のパルスを少なくとも２．０μｍのｎの異なる波長において放射し、前記ｎの波長の各々における赤外線のパルスは前記少なくとも１つの前もって決定した成分により特異的に吸収され、各決定された成分は前記ｎの波長の１つにおいて赤外線のパルスを容易に吸収しかつ前記ｎの波長の他において赤外線のパルスを最小に吸収し、そして前記赤外線のパルスを患者の動脈の血管を通して向けること；患者の前記血管を通過しかつ前記少なくとも１つの前もって決定した成分により選択的に吸収された前記ｎの波長の光を検出し、そして少なくとも１つの検出信号を出力すること；患者の前記動脈の血管を通る赤外線の前記パルスの方向を患者の心臓周期の収縮期および拡張期と同期させること；前記少なくとも１つの検出信号から患者の血液の少なくとも１つの前もって決定した成分の濃度を決定すること；を含むことを特徴とする、患者の血液の少なくとも１つの前もって決定した成分の濃度を非侵入的に測定する方法。２１．患者の前記心臓周期の収縮期および拡張期の間にそれぞれ起こる拡張期および収縮期の時間間隔の間にのみ前記赤外線が患者の前記動脈の血管を通過するように、赤外線の前記パルスを変調する工程を前記同期工程が含む、請求の範囲２０の方法。２２．前記同期工程が、患者の組織を通して光を向け、患者の前記組織を通過した光を検出し、そして前記光検出工程の検出出力を処理して、前記心臓周期の位相を決定しかつ前記変調工程における赤外線の前記パルスの変調を制御する工程を含む、請求の範囲２１の方法。２３．前記同期工程が工程：（ａ）現在の心臓周期について、前記赤外線の検出工程の前記検出出力をサンプリング時間間隔においてディジタル化し；（ｂ）現在の心臓周期についての前記検出工程のディジタル化検出出力の示差的な特徴を選択し、そして前記示差的な特徴の時間間隔を心臓周期の開始時間としてラベルし；（ｃ）次の心臓周期において前記示差的な特徴に直面するまで、前記心臓周期の開始時間からの時間間隔を増分することによって、現在の心臓周期におけるすべての引き続く時間間隔をラベルし；（ｄ）現在の心臓周期についての前記ディジタル化検出出力におけるピークを決定し、そして現在の心臓周期において収縮期を同定する時間間隔のラベルを記憶させ；（ｅ）現在の心臓周期についての前記ディジタル化検出出力における最小を決定し、そして現在の心臓周期において拡張期を同定する時間間隔のラベルを記憶させ；（ｆ）次の心臓周期の間、現在の心臓周期において拡張期を同定する時間間隔のラベルに従い次の心臓周期の心臓周期の開始時間から時間間隔の数を計数し、そして前記拡張期の時間間隔の期間の間患者の前記動脈の血管に赤外線の前記パルスを適用し、次いで現在の心臓周期について収縮期を同定する時間間隔のラベルに従い前記拡張期から時間間隔の数を計数し、そして前記収縮期の時間間隔の期間の間患者の前記動脈の血管に赤外線の前記パルスを適用し；（ｇ）前記前記赤外線が患者の前記血管に適用されたとき、前記少なくとも１つの赤外線検出器からの少なくとも１つの検出信号を前記メモリの中に記録し；（ｈ）工程（ａ）〜（ｅ）を次の心臓周期について反復し；（ｉ）赤外線の前記パルスが工程（ｆ）において前記血管に適用されたときから時間間隔の前もって決定した数内に、次の心臓周期についての拡張期および収縮期が実際に起こったかどうかを決定し；そして（ｊ）工程（ｉ）において、前記赤外線の前記パルスが工程（ｆ）において患者の前記動脈の血管に適用されたときから時間間隔の前記前もって決定した数内に、次の心臓周期についての拡張期および収縮期が実際に起こったことが決定された場合、前記記録された少なくとも１つの検出信号から前記少なくとも１つの前もって決定した成分の濃度を計算するが、前記赤外線の前記パルスが工程（ｆ）において患者の前記動脈の血管に適用されたときから時間間隔の前記前もって決定した数内に、次の心臓周期についての拡張期および収縮期が実際に起こらなかったことが決定された場合、前記記録された少なくとも１つの検出信号を前記メモリから消去する；を反復する、請求の範囲２２の方法。２４．前記少なくとも１つの前もって決定した成分の濃度が前記記録された少なくとも１つの検出信号から複数の回数計算されるまで、工程（ａ）〜（ｊ）を反復し、次いで複数の計算された濃度を平均して、患者の血液の前記少なくとも１つの前もって決定した成分についての平均濃度値を獲得する工程をさらに含む、請求の範囲２３の方法。２５．前記濃度検出工程が比Ｒ₁＝（ＳｙｓＬ１−ＤｉａｓＬ１）／（ＳｙｓＬ２−ＤｉａｓＬ２）を形成する工程を含み、ここでＳｙｓＬ１は前記１つの波長において検出された収縮期の信号であり、ＤｉａｓＬ１は前記１つの波長において検出された拡張期の信号であり、ＳｙｓＬ２は前記他の波長において検出された収縮期の信号であり、そしてＤｉａｓＬ２は前記他の波長において検出された拡張期の信号である、請求の範囲２０の方法。２６．前記濃度検出工程が次の方程式：ここで：Ｃ．Ｃ．_nは前記少なくとも１つの前もって決定した成分ｎの濃度であり、Ｂ、Ｃ_x，_yおよびＤ_zは実験的に決定された目盛定め係数であり、ｍは使用する検出波長および参照波長の数であり、ｐは使用する多項の最高次数であり、そしてＬｎは自然ｌｏｇ関数である、に従い患者の血液の少なくとも１つの前もって決定した成分（ｎ）の濃度を計算する工程を含む、請求の範囲２５の方法。