JPH09504718A

JPH09504718A - 生物学的マトリックス中のグルコースの分析のための方法および装置

Info

Publication number: JPH09504718A
Application number: JP7512957A
Authority: JP
Inventors: エッセンプライス、マッチアス; ベッカー、ディルク; ハイン、ハインツ−ミヒャエル; ハール、ハンス−ペーター
Original assignee: ベーリンガー・マンハイム・ゲゼルシャフト・ミット・ベシュレンクテル・ハフツング
Priority date: 1993-11-04
Filing date: 1994-10-29
Publication date: 1997-05-13
Also published as: ATE151616T1; IL111525A0; GR3023463T3; DK0726729T3; WO1995012348A1; DE4337570A1; AU683505B2; ES2102259T3; DE59402462D1; FI961724A0; FI961724A; EP0726729A1; US5692504A; TW356516B; NO961810L; NO961810D0; AU8056994A; ZA948666B; CA2174441A1; IL111525A

Abstract

(57)【要約】生物学的マトリックス中のグルコース濃度の分析的決定のための方法および装置であって、検知ステップにおいて発光装置からの光が１次光として境界面を経由して当該生物学的マトリックス中に照射され、当該生物学的マトリックスから当該境界面を貫いて抜け出た光が物理的な光の特性を決定するために光見地器によって検知され。当該物理的な光の特性は生物学的マトリックスとの相互作用によって変化され、該マトリックスのグルコース濃度と相互に関係する。当該グルコース濃度は評価ステップにおいて較正との比較において少なくとも１つの検知ステップにおいて前記物理的な光の特性の変化に基づき決定される。かかる方法により試薬なしに、かつ適切な時間間隔に亘って分析される物質の濃度の変化を観察（監視）するなどの非侵襲的方法で良好な分析精度を達成するために、規定された照射位置と規定された検知位置とのあいだの生物学的マトリックスの内部の走行時間に対応し、かつグルコース濃度と相互に関係する測定しうるパラメータが当該検知ステップにおいて決定される。

Description

【発明の詳細な説明】生物学的マトリックス中のグルコースの分析のための方法および装置本発明は生物学的マトリックス中のグルコースの分析のための方法および装置に関する。「生物学的マトリックス」なる用語は、生物の体液または組織を意味するものである。本発明の範囲における生物学的マトリックスは光学的に不均一である。すなわち当該マトリックスは、照射光を散乱している多くの散乱中心を含む。生物学的組織、とくに皮膚組織のばあい当該散乱中心は、なかんずく、細胞膜（Ze llwand）と組織に含まれた他の光学的に不均一な成分とによって形成される。体液、とくに血液は光学的に不均一である。なぜなら、当該体液は１次照射（ primary radiation）が多くの方法で散乱される粒子を含んでいるからである。食料品化学（foodstuff chemistry）において検査される牛乳および他の液体は乳化された脂肪の液滴などの高濃度の散乱中心を含んでいる。一般的に、前記生物学的マトリックスの成分の定性的および定量的分析測定において、測定量として測定されることができる色の変化などの反応溶液中で検知しうる物理的変化を発生させるために、特定の成分と反応する試薬または試薬システム（reagent system）が用いられる。較正用の既知濃度の標準試料を用いて、異なる濃度に対する測定量の数値と特定の濃度とのあいだの相関が確かめられる。かかる方法が高度に正確かつ感度の高い分析を許す一方で、当該方法は液体試料とりわけ血液試料が分析「侵襲的（invasive）分析」のために人体から採取されることが要求される。かかる試料の採取は不愉快かつ苦痛であり、そのうえ多少の感染の危険を伴う。病気がしばしば分析を必要とするときはなおさらである。もっとも顕著な例は糖尿病である。重篤な第２の疾病および患者の危篤状態を回避するために、この病気のばあいはしばしば血中グルコース含有量の連続的監視さえ必要とする。したがって、非侵襲的な方法で血液、組織または他の生物学的マトリックス中のグルコースの量をインビボで決定する多くの方法およびデバイスがすでに提案されている。インビボでのグルコースの物理化学的（試薬なし）決定の検査は、ジェイ．ディー．クルース−ジャーレス（J.D.Kruse-Jarres）著「フィイジコケミカルデターミネーションオブグルコースインビボ（Physicochemical determinat ion of glucose in-vivo）」、ジェイ．クリン．ケム．クリン．バイオケム第２６巻（１９８８年）（J.Clin.Chem.Clin.Biochem.26（1988））２０１頁〜２０８頁）によって与えられている。図説的には、核磁気共鳴（ＮＭＲ）、電子スピン共鳴（ＥＳＲ）および赤外線スペクトル法が、非侵襲的な方法として引用されている。しかしながら、かかる方法はいずれも実用的ではない。その理由の１つは、非常に大きくかつ費用が過度にかかる装置が必要となり、ルーチン化された分析（Routineanalytik）または患者の自己チェック（家庭での監視）にはまったく適していない。本発明はかかる方法のサブセットに言及している。このサブセットにおいて１次光は、生物学的マトリックスに接合している境界面を通ってこのマトリックス中へ光源から放射され、当該マトリックスに接合している境界面を通って漏れる光は、光センサによって検知され、（試薬を用いることなく）物理的な光の特性を確かめている。当該物理的な光の特性は生物学的マトリックスとの相互作用の関数である。この物理的な光の特性は、生物学的マトリックス中のグルコースの濃度と相互に関係している。以下かかる方法のステップは検知ステップという。グルコースの濃度と相互に関係し、この検知ステップにおいて決定（検知）される物理的な光の特性は、クォンティフィアブルパラメータ（quantifiable p arameter）とも呼ばれるが、以下簡単のために単に「測定量（measurement quan tity）」という。しかしながらこの概念は、当該測定量の大きさが共通の次元の単位系で測定されるばあいに限られると解釈されてはならない。ここで述べられる方法はグルコース濃度の絶対的な測定を与えるものではないので、（化学反応にもとづく従来の分析方法のように）常に較正が要求される。較正のためには、一般的に、既知のグルコース濃度を有する生物学的マトリックス中のグルコース濃度が、検知ステップと同様に行われる、少なくとも１つの較正ステップで測定される。生物学的マトリックスの特定のグルコース濃度は、既知の方法または従来の方法を用いて確かめられる。少なくとも１つの較正ステップと比較したときに少なくとも１つの検知ステップにおいて測定された測定量変化から分析の評価ステップ中にグルコース濃度が計算される。当該評価ステップは評価アルゴリズムからなり、この評価アルゴリズムから少なくとも１つの検知ステップまたは少なくとも１つの較正ステップから所定の方法でグルコース濃度が決定される。かかる方法に適用しうる光の波長は、一般に３００ｎｍ〜数千ｎｍ（すなわち、紫外線と赤外線のあいだの範囲）である。「光」なる用語は可視光スペクトルに限定されるように解釈されてはならない。このような種類のほとんどすべての知られた方法は分光器に基づいている。分光器は分析されるべき分子の振動および回転状態についての照射光の相互作用に基づいている。測定量は光の強さＩである。光の強さＩは生物学的マトリックス中の光学的吸収および波長Ｌの関数のようになる。典型的には光の減衰は、吸光度Ｅ（Ｌ）＝ｌｏｇ₁₀［Ｉ（Ｌ）／Ｉ₀（Ｌ）］と表される。ここに、Ｉは２次光の強さであり、Ｉ₀は１次光の強さである。充分正確にスペクトルの変化を検知しうるために、検知ステップのあいだ充分広いスペクトルの範囲が良好な波長解像度（wavelength-resolution）で記録されなければならない。一般的に吸光度は、少なくとも約５０ｎｍ離れ、かつ５ｎｍ未満のバンド幅の光を有する少なくとも２つの波長を用いて測定される。グルコースの振動および回転の基底状態は、２５００ｎｍをこえる赤外線の範囲にある。生物学的マトリックスに常に存在する大量の水の強力な吸収のために、これらの基底状態は、非侵襲的な方法でグルコースを分析するために用いられる。近赤外線（ＮＩＲ）の範囲で水の吸収が減じられる（これは、いわゆる「水透過窓（water transmission w indow）」である。この範囲におけるグルコースのスペクトル分析は、グルコース分子の振動および回転の基底状態のオーバートーン（over tone）と、バイブレーション（vibration）および（または）オシレーション（oscilation）の組合せとによる吸収に基づいている（前記クルース−ジャーレスによる文献およびヨーロッパ特許第０，４２６，３５８号明細書参照）。非侵襲的なグルコースセンサを叙上の原理に基づいて実用的に具体化するとき、きわめてシビアな困難にみまわれる。これは主として、測定された信号（グルコース濃度の変化の関数の如き吸収スペクトルの変化）は、たいへん小さくかつ当該信号はとくに水および他の強力に吸収する成分、とりわけ、赤血色素ヘモグロビン（red blood pigment hemoglobin）からの干渉の強力な背景のなかで検知されなければならない。この問題を解決するために相当変化に富んだ研究がすでに行われている。多くのばあい、異なる測定についてのテスト波長を適切に選択して除去されるために干渉が追及される。とくに、「２波長分光」方法が広く用いられている。これによれば、第１テスト波長が当該第１テスト波長でグルコースができるだけ高度に吸収されるように選択される。一方第２波長は光吸収が実質的にグルコース濃度に独立するように選択される。かかる方法および類似の方法は、たとえばヨーロッパ特許出願公開第０，１６０，７６８号公報、国際公開第９３／００８５６号公報および米国特許第５，０２８，７８７号明細書の目的である。かかる努力にもかかわらず、実用的に動作する非侵襲的なグルコースセンサはいまだに提供されていない。スペクトル分析に基づくインビボなセンサを用いるより現実的なアプローチは、グルコースの光吸収度より数オーダー程度高い吸収度を有する物質の分析に言及している。もっとも重要な例はヘモグロビン（Ｈｂ）またはその酸化された形態のＨｂＯ₂の決定である。これらのパラメータは血液の酸化の状態についての情報を与えており、かかるセンサはオキシミター（oximeter）とも呼ばれる。先願の公報は、非侵襲的なオキシミターのための多くのそして異なる構成および方法と、２波長分光の動作が一般的であることを記載している。一例として国際公開第８９／０１７５８号公報、ヨーロッパ特許出願公開第０，２８６，１４２号公報、ヨーロッパ特許出願公開第０，３５３，６１９号公報、国際公報開９１／１７６９７号公報および米国特許第５，０５７，６９５号明細書があげられる。ヨーロッパ特許出願公開第０，０７４，４２８号公報は、レーザー光散乱によるグルコースの定量分析のための方法および装置を記載している。当該公報ではグルコース分子が溶液を透過した光線を散乱すること、これによりグルコースの濃度が見い出だされることが予測される。この理論によれば、テスト細胞または人体の一部からテストのもとで出る透過光の強さの立体角分布が、グルコース濃度の測定量として用いられる。とくに、透過光の強さはグルコース濃度の関数として変化ができるだけ大きく、かつ試料を直通する中央の光線の強さと比較される立体角の範囲内で測定される。本発明の目的は、生物学的マトリックス中のグルコースの分析決定のための方法と、たとえば適切な時間間隔にわたって分析された物質の変化を観察（監視）するために良好な分析精度を許しつつ、試薬なしにかつ非侵襲的方法によって単純な手段による操作とを提供することである。この課題は、叙上の意味において少なくとも１つの検知ステップと少なくとも１つの評価ステップとからなる方法によって解決され、前記グルコース濃度と相互に関連する測定されうる特性（すなわち、叙上の意味における測定量）は、照射の定められた位置と検知の定められた位置とのあいだの生物学的マトリックス内部の光の走行時間に対応する測定されうる特性である。対応する装置は本発明の課題解決の一部でもある。本発明の重要な基本原理は、光学的にヘテロジニアスな生物学的マトリックスの内部のフォトンの平均光路長が当該マトリックス中のグルコース濃度によって驚くほど高度に影響されることを見い出すことである。本発明の範囲内で、この異存関係が試薬なしに、かつ容認しうるコストでインビボにグルコース濃度を決定するのに充分大きいことが見い出された。この驚くべき効果は本発明者らの現在の知識に照らしてつぎのように説明されうる。グルコース濃度の変化は、グルコースが溶解された生物学的マトリックス中に含まれた液体の屈折率の変化を惹起する。つぎに屈折率の変化は当該マトリックス中に含まれた散乱中心によって散乱光の変化を惹起する。それぞれの散乱はグルコース濃度に正確に依存する。なぜなら、屈折率の変化は１ｍｍｏｌｅにつき約０．００２％にすぎないからである。しかしながら、本発明の範囲内でこの極めて小さい効果は、もし生物学的マトリックス中で多数散乱されるフォトンの走行時間で特徴づけられるパラメータが検知されるなら、実用的に用いられうることが発見されている。換言すればフォトンの平均光路長は、マトリックス中の走行時間および速度の産物であり、グルコース濃度にあまりにも依存しているため、フォトンの移動時間に対応するパラメータ（以下、「走行時間パラメータ」という）は、生物学的マトリックス中のグルコース濃度の尺度として用いられうる。叙上の意味における走行時間パラメータは、走行時間と相互に関係するものであればいかなる定量化しうる光パラメータであってよく、とくに顕著な条件下で放射の位置と検知の位置とのあいだの走行時間に依存している。グルコース濃度と相互に関連する叙上の従来の測定量と同様に走行時間パラメータの決定は、従来単位による絶対値の測定量を必要としない。検知ステップの結果が走行時間と一義的かつ再現性を有して相互に関係する電気的信号であり、当該電気的信号は（評価ステップにおける）同一の走行時間パラメータの値に関係する。当該走行時間パラメータは（較正ステップにおける）既知のグルコース濃度を有する生物学的マトリックスと同一の方法で決定される。本発明の第１実施例のばあい、走行時間はそれぞれの検知測定において生物学的マトリックス内に１次光のパルスを照射し、かつ検知位置から出るパルスを検知することによって直接確かめられる。このような測定のためにかなりの装置が必要とされる。なぜなら、照射位置と検知位置とのあいだの走行時間はきわめて短く１０^-19秒のオーダーであるからである。それゆえテスト方法としては、１次光が搬送周波数で変調され、これにより光の強さの波が生物学的マトリックス中を伝達するのが好ましい。なお波長は当該生物学的マトリックス中の光の速度と変調の周波数との商に対応する。２次光の位相は走行時間パラメータとして用いられる。非吸収材料中の走行時間ｄｔは直接的かつ線形的に位相ｄφに依存する。すなわち、ｄｔ＝ｄφ／Ωである。ここに、Ωは１次光の変調の周波数である。本発明の実用上の条件下で吸収の減衰が比較的低く、かかる条件は良好な近似に当てはまる。所要の分析精度を確実なものにするためには、良好な感度と再現性とを有して高周波数で微小な位相を決定することを許すような技術が必要とされる。化学分析の技術において、蛍光性を有する色素分子の蛍光の寿命を決定し、時間ごとに分解された（time-resolved）分光を実証しているような技術は知られており、かつ用いられている。蛍光性を有する種（species）の寿命の決定は分析方法に用いられている。蛍光性を有するラベルは、分析される物質上に結合反応によって設けられる。かかる方法「位相蛍光度（phase fluorometry）」の一部における測定量として蛍光の寿命が決定される。一般的に１００ｐｓ未満であるひじょうに短い寿命を決定しうるために、ＲＦ（無線周波数）変調分光計が開発された。当該分光計は約１００ＭＨｚないし数ＧＨｚの周波数で光を変調することによって動作する。顕著な例はヘテロダイン法である。検知器によって受け取られた信号は、当該信号から数ｋＨｚ逸脱している周波数からなる第２の周期的信号と混合される。その結果、ロックイン増幅器または他の狭いバンドの（schmalbandig ）選択増幅法を用いて特異な信号（Differenzsignal）が処理され、かつ測定される。かかる測定のための高性能の装置が、ジェイ．アール．ラコウィッツら（ J.R.Lacowicz et al.）著、「２−ＧＨｚフリーケンシー−ドゥメインフルオロミター（2-GHz frequency-domain fluorometer）」、レブ．サイ．インストルム．第５７巻、１９８６年、２４９９頁〜２５０６頁（Rev.sci.Instrrum.,57 ,1986,pp 2499-2506）に記載されている。位相変調蛍光を用いてグルコースを分析するための方法は、ジェイ．アール．ラコウィッツ（J.R.Lacowicz et al.）およびビー．マリウォール（B.Maliwal）著、「位相変調蛍光を用いたグルコースの光感知（Optical sensing of glucose using phase-modulation fluorometr y）」、アナリティカキミコアクタ、第２７１巻、１９９３年、１５５頁〜１６４頁（Analytica Chimico Acta,271,1993,pp 155-164）に記載されている。これは、試料に混合されなければならない所要の蛍光ラベルがなされた試薬を用いて従来の非侵襲的な方法でなされたサンプリングによるインビトロな（in-vit ro）テストである。時間ごとに分解された分光は、インビボな分析のためにビー．チャンス（B.Ch ance）によって開発され、さらなる開発として２−波長分光（two-wavelength s pectroscopy）が推奨されている（米国特許第４，９７２，３３１号明細書、米国特許第５，１１９，８１５号明細書、米国特許第５，１２２，９７４号明細書、米国特許第５，１６７，２３０号明細書および米国特許第５，１８７，６７号明細書）。ここに示された例は強く吸収する物質、とりわけ、色素および叙上の酸化パラメータＨｂおよびＨｂＯ₂である。これらの文献は、たとえば生物学的組織など散乱媒体の分光の基本的な問題、すなわち光路長の知識の欠如に関するものである。この知識は測定された吸収スペクトルを定量化するために要求され、かつ吸収物質の濃度を計算するために要求される。非散乱媒体のばあい、光路長は光学的セルの長さである。一方散乱媒体のばあい、多くの散乱プロセスにより光路長の統計的な分布が存在する。時間ごとに分解された分光およびＲＦ−変調分光を用いれば、散乱媒体中のランダムに分布した光路長の平均を測定することができるか、または特定の吸収値と関連させることができる。エイ．ダンカンら（A.Duncan et al.）は、「アマルチ−ウエイブレングス、ワイド−バンド、インテンシティー−モジュレイティッドオプティカルスペクトロミターフォアニアー−インフラレッドスペクトロスコピーアンドイメージング（A multi-wavelength,wide-band,intensity-modulated optical spectrometer for near-infrared spectroscopy and imagi ng）」と題する文献（プロシーディングエスピーアイイー第１８８８巻、１９９３年、２４８頁〜２５７頁（Proc.SPIE 1888,1993,pp 248-257））の中でこの分野におけるもっと最近の展開について記載している。叙上の文献の中で記載された走行時間または位相移動を決定する技術は本発明に適している。それゆえ測定技術について、公知の方法に言及されている。しかしながら、本発明は時間ごとに分解された分光と根本的に異なっている。なぜなら本発明は分析された物質の波長に依存した光学的吸収に基づいていないからである。すなわち本発明は分光法ではない。以下に説明するように、グルコース自体による吸収は分光上最適な波長の範囲においてさえきわめて微小であるので、生物学的マトリックス中の光の走行時間に感知しうる程度に影響を与えることはない。そのうえ、本発明のテストは分光上最適であるようにみえる波長の範囲外で行われる。本発明は分光法において必要な広いスペクトルの範囲内で厳格に定義された（少なくとも）２つの波長での測定を必要としない。むしろ、１次光または２次光の厄介な狭いバンドの選択（たとえばフィルタリング）の必要がなく、１つの波長における１つの測定で充分である。すでに知られた非侵襲的な試薬を必要としないグルコースの決定の方法、とりわけ、生物学的マトリックス中の分光決定と比較して、本発明はまずつぎのような利点を有している。走行時間パラメータの決定が実質的に検知された２次光の絶対的な光の強さに依存する。ゆえに、マトリックス境界面における発光装置と光センサとのあいだの光結合の変動が実用上影響がない。測定の精度は、干渉物質、とりわけヘモグロビンおよび水を高度に吸収する光学的吸収に影響されない。かかる干渉は分光法においてはクリティカルである。テストされる組織の血液の量の比較的僅かな変動さえも測定される２次光のかかる強い変動を引き起こすので、そのようなノイズ信号は数オーダー程度まで有用な信号をこえる。一方走行時間はマトリックス中の吸収の変化に対して完全には独立ではないが、干渉効果は少ない。そのうえ、１次光の波長はスペクトル範囲内に設定されうる。干渉物質の吸収は比較的小さく、とりわけ一定である。グルコース濃度に対する走行時間の依存性がひじょうに大きいので、照射位置と皮膚組織の検知位置とのあいだの４ｃｍ未満（好ましくは３ｃｍ未満、さらにもっと好ましくは２ｃｍ未満）の測定距離で、充分正確な測定が達成されうる。これはきわめて顕著である。なぜなら一方で２次光の強さが、距離が大きいところで低くなるので経済的なテスト装置ではもはや検知されることができないからであり、他方で、皮膚のばあいグルコース濃度が皮膚表面の下でしっかりと測定されることが好ましいからである。測定距離が大きくなれば、テストは組織表面を下げるために一層多く注意を向ける。本発明は図面に示された実施例によって以下に説明される。図１は波長の第１の範囲における異なるグルコース濃度に対する水中のグルコースの吸収スペクトルである。図２は異なるグルコース濃度に対する第２の波長における、純水に対する水中の異なるグルコース濃度の吸収スペクトルである。図３は本発明の第１の実施例の機能ダイアグラムであって、光の走行時間は直接決定される。図４は図３の装置によって測定された２次光パルスのプロットである。図５は図３の装置によって測定された走行時間とグルコース濃度とのあいだの相互関係の関数のプロットである。図６は光の位相移動を決定するための本発明の第２の実施例を説明しているブロック線図である。図７は図６の装置によって測定された位相移動とグルコース濃度とのあいだの相互関係の関数のプロットである。図８は従来の方法からの結果と、本発明の方法によってえられた組織測定からの結果とを比較しているプロットである。図９は走行時間パラメータとして機能する位相移動を決定するための本発明の特定の実施例のための照射および検知位置の形態を示す機能ダイアグラムである。図１０は本発明のさらなる好ましい実施例の２つの放射位置と１つの検知位置とを当該実施例によって達成される効果を示しているプロットとの関係において説明するための生物学的マトリックスの概略上面図である。図１１は本発明のさらなる実施例のブロック線図である。そして図１２は定示差周波数を発生している２つの周波数発生器の周波数を安定化させるための好ましい実施形態のブロック図である。図１は、水中のグルコースの吸収スペクトルを示している。その際、１ｃｍのセルの厚さと、０、１、５および１０％の４つのグルコース濃度に関して、透過中に測定した強度と照射した強度（１ｇＩ／Ｉ₀）の関係の１０を底とした対数を記載してある。これら４つの濃度に関するスペクトルが、ほぼ９８０ｎｍで小さい波長領域で僅かに区別されることが分かる。こうした波長における純水と１０％グルコース溶液の測定値とのあいだの最大信号差は２％以下である。他の波長のばあいには、その差はさらに僅かである。その際、実験で使用したグルコース濃度のバリエーションは、現実の生理学的グルコース濃度よりもはるかに大きかった。１００ｍｇ／ｄｌの生理学的領域での現実のグルコースの変化に関して、９８０ｎｍの場合の変化は、０．０２％以下に対応する。グルコース濃度Ｃに依存した測定信号Ｉの変化ｄＩ／ｄＣは以下、“相対信号行程（相対信号変化）”と呼ぶが、定量的にグルコース濃度の１００ｍｇ／ｄｌごとの％変化で表現される。図２は、１１００ｎｍと２５００ｎｍとのあいだの連続する波長領域の類似のスペクトルを示している。その際、純水に対する０と６００ｍｇ／ｄｌとのあいだのグルコース濃度に関する示差スペクトルが問題になる。その際、信号強度の最大利用可能変化は、全体として０．３％以下であるので、平均して、グルコース濃度の１００ｍｇ／ｄｌごとの０．０５％変化よりも少ない。図１および２によって、全体として幅広いスペクトル領域にわたって、グルコース濃度に対する光学的吸収の依存性が極端に僅かであることが判明する。透明なグルコース溶液での透過測定を行った際の相対信号行程ｄＩ／ｄＣが、グルコース濃度の１００ｍｇ／ｄｌごとの０．０１％変化よりも少ない波長領域を、グルコース濃度に対する吸収の“僅かな”依存性を持つスペクトル領域と見なすことができる。図１および２に示した測定結果に基づいて、このスペクトル領域では、ほぼ９８０ｎｍ、１４１０ｎｍ、１８９０ｎｍおよび２１５０ｎｍの波長が、グルコースの分光分析に適しているだろう。図１および２の測定データから、“分光学的に最適な”波長のばあいであっても、水性のグルコース溶液の吸収が、グルコース濃度に対する僅かな依存性しか示さないので、そうした吸収の変化によって発生した光の走行時間の変化は、実際に測定できるには僅か過ぎるであろう、ということが導き出される。これは、本発明の範囲内で確認された生物学的マトリックス中の光の走行時間とグルコース濃度とのあいだの相関関係は、グルコースによる吸収ということによっては、決して解明されない、ということを証明している。前述の本発明の枠内で、図１および２でローマ数字で示した、とくに水性グルコース溶液の低い吸収を示す波長領域が好ましい：Ｉ．４００〜６００ｎｍＩＩ．７５０〜８５０ｎｍ、好ましくは、７８０〜８２５ｎｍ、とくに好ましくは、８００〜８０５ｎｍＩＩＩ．１０５０〜１３５０ｎｍ、好ましくは、１２００〜１３００ｎｍ、およびＩＶ．１６００〜１３５０ｎｍ、好ましくは１６３０〜１７７０ｎｍ、とくに好ましくは、１６３０〜１６７０ｎｍまたは１７３０〜１７７０ｎｍ。１次光線は、好ましくは近似的に単色でなければならない。その際、“単色” とは、実際的な意味で、限定された波長領域の強度の支配的な部分が、際立った最大値で照射されるか、または対応する限定された波長領域で測定が行われることであると理解しなければならない。半波長nalf-width価幅は、１００ｎｍ以下、好ましくは、５０ｎｍ以下でなければならない。非侵襲性グルコース分析のための分光法とは対照的に、連続的にスペクトル領域選択を行うことなく、たとえば、発光ダイオード、あるいは、その他の半導体光源といった（２０ｎｍ以上の半波長を有する）相対帯域幅光源を使用することができる。そうすることによって、装置のためのコストが著しく減少する。ここで、光源、あるいは、１次光線の“波長”を引き合いに出す限り、こうした記載は、最大強度波長に関連している。公知の分光法とは対照的に、それぞれ１波長で検出ステップを実行するだけで充分である。測定信号が波長に依存しないということによって、測定のために、強い吸収を示す物質による妨害ができるだけ少ないそうした波長領域を選択することができる。そうした物質は等濃度点を有しているので、ほぼ８０２ｎｍの領域では、測定した強度は、近似的にＨｂとＨｂ₂とのあいだの濃度比率に依存しない。これは、１２００と１３００ｎｍとのあいだの幅広い等濃度点にもあてはまる。付加的に、この領域では、ヘモグロビンと水の吸収は、ほぼ同じ大きさである。そうすることによって、特別に良好な、Ｈｂ、Ｈｂ₂およびＨ₂Ｏの比率の測定した強度の非依存性がえられる。本発明の方法を実験的に確認したとき、それに関連した生物学的組織への侵入深さが比較的僅かなので、とくに４００と６００ｎｍとのあいだの比較的短い波長とが、とくに有利である判明している。実験的観察から、上皮層の血液の分布が均一であり、おそらく、血液グルコースとのグルコース濃度の相関関係が良好であるので、これがとくに有利である、という根拠が得られる。図３は、概略的に走行時間を測定するための実験構成を示しており、生物学的マトリックス１０を四角形記号で示してある。測定ヘッド１２が、生物学的マトリックス１０の境界面１１と接触している。生物学的マトリックス１０は、望ましくは、とくに皮膚表面の境界面１１を形成する指先の内側、腹壁、爪床、唇、舌、あるいは、上腕内側の皮膚組織のものである。強膜組織で、本発明の分析を好ましく実行することができる。全体として、１４で示した走行時間測定装置から、グラスファイバー−光ケーブル１５および１６が、測定ヘッド１２まで延びている。この光ケーブル１５は、照射位置１７で生物学的マトリックスへ光を照射する役割を果し、発信器−光伝達ケーブルと呼ばれ、他方、別の光伝達ケーブル１６は、検出位置１８に現れる光を検出する役割を果し、検出光伝達ケーブルと呼ばれる。測定ヘッド１２には、さらに、照射位置１７と検出位置とのあいだの測定領域の生物学的マトリックス１０の温度を測定し、他の好ましい実施形態に従って温度を一定に保つための手段が含まれる。図３は、この目的のために中央に配置したＩＲ −温度センサ１９とリング状の抵抗加熱導体２０を記号で示している。加熱導体２０の加熱出力は、測定領域の温度が一定に維持されるように、ここに示していない調整器を用いて調整される。走行時間測定装置は、主として、光源としてのモード結合固体レーザおよび検出器としてのストリーク・カメラで構成される。表示されていない事例で、固体レーザ１２は、チタン−サファイア−レーザであり、このレーザは、アルゴン−ガス−レーザ２３から２つの方向転換ミラー２４および２５を介して光学的に引かれる。そのばあい、パルス持続時間がほぼ２ｐｓ（２・１０^-12秒）であり、繰り返し率が８２ＭＨｚである短い光パルスが得られる。この光の波長は、７４０〜９００ｎｍの試験構成のばあい、その近赤外線領域で同調可能であった。使用した固体レーザの平均出口出力は、約１Ｗであった。固体レーザ２２の光は、２つのビーム分配器２６、２７を介して送信器−光伝達ケーブル１５に結合される。最初のビーム分配器２６によって、光の一部が発光ダイオード２８に導かれ、その信号が、検出器として使用されたストリーク− カメラ２９の同期に使用される。第２のビーム分配器２７から、他の部分ビームが遅延区間３０に導かれ、表示した事例では、この分配器は、他の方向転換ミラー３１、１８０°−反射プリズム３２、およびストリーク−カメラ２９と結合するためのグラスファイバー−光伝達ケーブル３３で構成されている。したがって、光伝達ケーブル１５および１６を介して生物学的マトリックス１０を通して導かれた光ならびに遅延区間３０を介して導かれた光が、同様の方法でストリーク−カメラ２９によって、測定される。本来の分析測定の前に、走行時間−測定装置１４の時間軸を調整する。そのためには、グラスファイバー−光伝達ケーブル１５、１６の末端を測定ヘッド１２から取り出し、密着させる。こうした状態は、走行時間ｔ＝０に相当する。本来の測定のばあいは、光伝達ケーブル１５および１６の末端は、生物学的マトリックス１０の境界面１１上で限定された測定間隔Ｄをおいた照射位置、あるいは、検出位置１８にある。この状態で、ストリーク−カメラの時間的結像窓の中で、遅延区間３０を介して進行する基準信号、およびケーブル１５、１６を介して進行する測定信号が検出されるまで、遅延区間３０を変化させる。このような方法で、照射位置１７と検出位置１８とのあいだの走行時間を数ｐｓの精度で測定することができる。そうした測定の典型的な結果を図４に示している。検出位置１８で測定した、固体レーザ２２のパルスから発した光の強度の走行的推移を示している。一次光線の短いデルタ−パルスが、生物学的マトリックス１０の多重散乱およびそれによって可能な多数の異なる長さの経路によって、照射位置から検出位置１８まで強く広がる、ということが分かる。表示した２次光線−パルスの半波長は、約１ｎｓである。２次光線−パルスの推移から、照射位置１７と検出位置１８とのあいだの光の平均走行時間＜ｔ＞を算出でき、それは、その両方の位置のあいだの平均光路長に対応している。図４はこの平均走行時間を示してある。このばあい、それは１．２ｎｓｅｃである。図５はｍｍｏｌ表示のグルコース濃度に対するｐｓ表示の平均走行時間＜ｔ＞の依存性を示している。そのばあい、生物学的マトリックスの実験的モデルとして、水中のラテックス粒子（直径約２．５μｍ）の懸濁液を使用し、色素を添加した。吸収および散乱係数が、ほぼ組織に典型的な値に相当するように、粒子と色素の濃度を選択した。照射位置１７と検出位置１８とのあいだの測定間隔Ｄは、ほぼ１５ｍｍであった。図５によって、グルコース濃度が増大するにつれて、平均走行時間＜ｔ＞が減少するということが明確に分かる。こうした効果は比較的小さいが、良好な精度で確定することができる。その際、光の強度の測定に基づいたグルコースに関する生体内分析法と比較して、走行時間のパラメータが、照射位置での再現可能な光の連結、あるいは、脱連結、あるいは、照射位置、あるいは、検出位置での光の脱連結に対する著しく僅かな依存性を示す点に特別な利点が認められる。図６は実例として位相変位を測定するための装置（位相測定装置）の構成をブロック図で示している。位相蛍光測定のばあいにも、この測定原理（ヘテロダイン法）を使用する。周波数発生器４０は高周波周期振動を発生させ、それを用いて、増幅回路（駆動段）４０ａを介して、光発信器４３、たとえば発光ダイオードが制御される。そうすることによって、光発信器４３から出る１次光線が、搬送周波数と呼ばれる高周波数ｆ₁によって変調される。周波数は、５０ＭＨｚ以上、好ましくは、２００ＭＨｚ以上、とくに好ましくは、５００ＭＨｚ以上でなければならない。光送信器４３の光は、図３に従った実施形態のばあいと同様に、第１のグラスファイバー−光伝達ケーブル１５を介して、１次光線として照射位置１７で生物学的マトリックス１０に照射される。構成部品４０、４０ａ、４０ｂ、４３および１５によって形成された光照射手段４２は、他の方法によっても実現できる。初めに論じた様々な他の刊行物から、様々な可能性が知られている。生物学的マトリックス１０から検出位置１８に現れる光は、検出手段４８を用いて検出され、この検出手段には、示した実施形態のばあい、検出光伝達ケーブル１６が含まれ、それによって２次光線が光受信器（検出器）４４に伝達される。光受信器は、光の強度に相当する電気出力信号を発生し、その信号は信号混合器４５に導かれる。信号混合器４５には、同時に第２の周波数発生器４１の出力信号が加えられ、この周波数発生器は周波数発生器４０と同期され、その出力周波数ｆ₂は、第１の周波数発生器４０の周波数ｆ₁とは、僅か（たとえば、Ｆ₀＝１ｋＨｚ）しか違わない。ロック−イン−増幅器を問題なく同期させ、必要とされる増幅器の自己ノイズが僅かになるように示差周波数ｆ₀を選択する。混合器４５の出力信号は、ロック−イン−増幅器４６に加えられる。ロック− イン−増幅器４６は、周波数発生器４０および４１の直接の混合信号を基準信号として受け取り、その出力信号は、第２の混合器４７を介して混合される。ロック−イン−増幅器４６は、周期的測定信号の実部、あるいは、虚部に対応する２つの出力信号を発生させる。そこから、それぞれ、基準信号に関連したＡＣ−振幅とＤＣ−振幅の位相差を算出することができる。他の方法でも位相測定装置を実現することができる。そうした位相移動を測定するための電子回路の数多くのバリエーションが知られており、本発明のばあいにも使用することができる。これまでのところ、とくに位相蛍光測定法および時分解分光法に関する前記刊行物が参照されている。照射位置１７で照射された１次光線に関連して、検出位置１８で測定された２次光線の位相移動は、生物学的マトリックスの中の光の走行時間に関する測定値、すなわち、グルコース濃度の測定値である。グルコース濃度を計算するために必要とされる評価ステップを実行するために（すなわち、評価アルゴリズムを実行するために）、目的に適ってマイクロコンピュータの形の評価手段５０が組み込まれている。図７には、図６に従った基本的な構成を有する測定装置を用いて入手した測定結果を示してある。２５ｍｍの厚さのセルに入れた水中の脂肪滴の懸濁液（Intr alipid）を調査した。その際、１次光線を照射し、セルの対向する側で２次光線を検出するために、光ケーブルをセルの壁に取り付けて、透過させて、測定を行った。測定波長の長さＬ＝６９０ｍｍに対するグルコース濃度の関数としての位相移動の挙動を示してある。位相移動は、変調Ωの角周波数と走行時間δｔの変化とのマイナスの積に相当するので、−Ωδｔと呼ばれる。したがって、図７に示したこの測定量の増大は、走行時間の減少に相当し、図５に示した測定結果と一致する。図８は、本発明に従った方法を用いた、組織内のグルコースの分析結果を示している。一方では、グルコース濃度Ｃ（右側座標、黒い点、曲線Ａ）の推移を示しており、他方では、分表示の時間ｔに関する位相移動Ｐ（左側座標、曲線Ｂ）の推移を示している。その際、曲線Ａの測定値は、従来どおり侵襲性に採取した血液試料と試験ストリップ−分析システムを用いた分析で決定され、他方、曲線Ｂは、本発明の方法で測定されたものである。本発明の方法は、従来の方法と良好な相関関係を示すことが分かる。時間的平均値を作成することによって、図８で認められる短時間変動を削減することができる。絶対グルコース濃度を決定するために、本発明のそれぞれの実施形態で、既知のグルコース濃度を用いて、生物学的マトリックスに対して同一の種類の検出ステップを行う較正が必要である。そうした較正測定を行うことによって、通常、走行時間−パラメータに対するグルコース濃度の関数的依存性を記述する較正曲線が得られる。較正曲線が真直に推移する場合は、一般的に、２つの異なるグルコース濃度で２つの較正−検出測定を行う必要がある。曲線が湾曲して推移するばあいは、より多数の較正測定を行う必要がある。叙上のように、走行時間を直接決定することと比較して、（“間接的な”走行時間パラメータとしての）位相移動の利点は、非常に僅かな測定技術上の手間で、充分な精度を達成することができる、ということにある。本発明の範囲内で、好ましくは、位相移動に加えて２次光線の交流振幅（ＡＣ −振幅）を決定し、グルコース濃度を求めるために評価ステップで使用する。位相移動と組み合わせれば、（１次光線のＡＣ−振幅に関連した）２次光線のＡＣ −振幅の測定を容易に行うことができる。これは、図６と関連させて説明してあり、他の公知の方法の場合にもあてはまる。さらに、そうした測定のばあい、１次光線のＤＣ−振幅と関連して、２次光線の直流信号成分（すなわち、ＤＣ−振幅）の大きさを確定することができる。本発明の他の好ましい実施形態に従って、位相移動に加えて、グルコース濃度を確定するために、（１次光線のＤＣ−成分に関連した）測定した２次光線のＤＣ− 成分を評価ステップで使用することができる。単一のグルコース濃度値を確定するために、たとえば、位相変位とＡＣ、あるいは、位相移動とＤＣといった多数の測定量を使用するばあい、もちろん、多数の入力変数（位相移動、ＡＣ、ＤＣ）を出力変数（グルコース濃度Ｃ）と関連づけることに適したアルゴリズムを評価ステップに使用しなければならない。もっとも単純な事例では、それによって測定した入力変数から中間値を導出する予め与えられた確実な数学的この中間値は、測定結果Ｒとも呼ばれる。通常のばあい、較正によって、こうした測定結果Ｒをグルコース濃度Ｃと結び付けることができ、その際、既知のグルコース濃度を用いて、少なくとも２つ、しかしながら、好ましくは、多数の標準試料を測定する。以前は、分析技術で、測定量（入力変数）と求める濃度（出力変数）とのあいだの相関関係を改善し、そうすることによって、高い分析精度を達成するために、ますます数学的に手間のかかる方法が使用されていた。それには、入力変数と出力変数の関係を最適に記述するための繰り返し法が含まれる。分析測定値の評価に必要な多数の要因を互いに結合するために、多線形および非線形アルゴリズムを使用することができる。こうした手順は、本発明のばあいにも可能であり、位相移動、ＡＣおよびＤＣといった測定量を濃度と結び付けるために使用することができる。それに加えて、こうした方法によって、（たとえば、測定位置の温度といった）他の影響要因を考慮することができる。叙上のように、公知の方法と比較して、５００ＭＨｚ以上の著しく高い周波数を測定することがとくに好ましいだろう。これは、そうすることによって、照射位置と検出位置とのあいだの光の経路の低い侵入深さに到達し、したがって、目標を定めて、最上部の皮膚層でグルコース濃度を測定できるので、とりわけ本発明の枠内で有利である。多数の異なる搬送周波数を用いて、１次光線を変調して、その際、それぞれ、走行時間−パラメータとして位相変位を確定することが、精度を改善するために、目的に適っているだろう。照射位置１７と検出位置１８の寸法に関して、生物学的マトリックス１０の境界面１１のその位置の配置に関して、およびとくに、測定間隔Ｄに関して、形状条件を個別の事例で経験的に確定することができる。その際、つぎのような基本的原理が注目される。 “照射位置”および“検出位置”という概念は、幾何学的に理解される、すなわち、求められた走行時間−パラメータに対してそれぞれの検出ステップが決定される光線が、境界面を通過する、生物学的マトリックスの境界面の部分領域として理解される。下記で、照射位置と検出位置とのあいだの距離に関するデータを示す限り、そのデータは、照射位置と検出位置とのあいだの間隔方向（すなわち、最短の結合）で観察したそれぞれの照射位置、あるいは、検出位置の中間に関連している。良好な分解能で、走行時間を特定の測定間隔に割り当てられるように、照射位置と検出位置の寸法が叙上の間隔の方向に過剰に大きくてはならない。寸法は、好ましくは、２ｍｍ以下、とくに、１ｍｍ以下である。本発明に従った効果に必要とされる生物学的マトリックス内の光の多重散乱を保証するために、照射位置と検出位置とのあいだの経路上の光が多重に散乱されるように、照射位置と検出位置を互いに配置しなければならない。測定間隔に充分な長さをとることによって、それが保証される。典型的には、組織、あるいは、血液の光子の平均自由経路長は、０．０１ｍｍ〜０．１ｍｍである。生物学的マトリックス内の光の経路は、照射位置と検出位置とのあいだを直接結合したよりも常に長い。それに従って、測定間隔が数ミリメートルであるばあいは、“多重散乱条件”が保証される。測定信号がグルコース濃度に対してできるだけ大きい依存性を示すことを維持するために、照射位置と検出位置とのあいだの測定間隔ができるだけ大きくなくてはならない。しかしながら、単一の事例で実験的に決定する限界の上では、２次光線強度が減少することによって、Ｓ／Ｎ比が劣悪である。したがって、測定間隔は、好ましくは４ｃｍ以下、とくに、３ｃｍ以下、とくに好ましくは、２ｃｍ以下でなければならない。こうした測定間隔は、明らかに時分解分光法の枠内で論じる距離よりも小さい。また、そうすることによって、公知の方法に関連して本発明の特別に強力な効果が明確になる。時分解分光法のばあいに、酸素濃度測定法パラメータが、分析物の光吸収よりもはるかに強力ではあるが、分析物濃度に対する位相移動の充分大きい依存性を得るために、大きい測定間隔を維持する必要がある。本発明のグルコースの決定のばあい、グルコースの吸収が僅かであるにも拘らず測定信号が大きいという事実によって、本発明は、光と生物学的マトリックスとのあいだのまったく異なった相互効果メカニズムに基づいている、ということが分かる。測定精度を最適化するために、照射位置と検出位置とのあいだの多くの異なる測定間隔で、グルコース濃度と相関関係がある走行時間−パラメータを確定することが、特に好ましいあだろう。それによって求めた照射位置と検出位置との間の測定間隔に対する（同じ波長のばあいの）光の走行時間の関数的依存性を、グルコース濃度を求めるための評価ステップに有利に使用することができる。位相移動だけでなく、とくに、（１次光線と比較した２次光線の）ＡＣ−および（または）、ＤＣ−振幅といった他の測定量について、測定間隔に対するこうした関数的依存性を測定するばあい、グルコース濃度と相関関係を示すために、著しい量の測定データを利用することができる。そうしたばあいには、前述の数値的な数学的方法を評価ステップに使用する、ということがとくに重要である。とくに、たとえば、ＰＬＳ、あるいは、学習可能な（コンピュータ）システム（ニューロン・ネットワーク）といった多変回帰アルゴリズムを使用することができる。図９は、検出ステップで、１次光線を同時に２つの異なる照射位置１７ａ、１７ｂに照射する他の好ましい実施形態を明確に示すものである。その際、図に記号で示した、生物学的マトリックス中を透過する光強度波５１、５２が重畳される。以下に詳細に説明する試験条件を適切に選択すれば、そうした配置を用いて、照射位置１７ａおよび１７ｂのあいだに存在する検出位置１８で、検出した光の測定量の変化を確定することができ、その変化は、とくに、両方の照射位置１７ａおよび１７ｂと、そのあいだに配置された検出位置１８とのあいだの光の走行時間の差に敏感に依存する。図１０に基づいて、図９の好ましい配置に基づいた効果を説明する。まず、光波の干渉が問題なのではなく、光の強度波の重畳が問題なのである、ということを明らかにしなければならない。強度波の波長は、媒体の中の波の位相速度と変調周波数との商に相当し、０．１ｍと見積もられる。望ましい高い検出感度を達成するために、検出位置の回りで、検出位置の変動の関数として、最小のＡＣ−振幅、および測定した信号の最大の依存性が観察されるように、照射位置１７ａおよび１７ｂに照射された１次光線の強度、変調段および位相位置を互いに調整する。図１０の上半分には、２つの照射位置が、＋２ｃｍ、あるいは、−２ｃｍの同じ測定間隔Ｄでそのあいだに配置された検出位置１８の中央に互いに配置されているばあいに関して、重畳によって発生するＡＣ−信号成分のグラフを示してある。そうした配置は、図１０の下半分に示してある。光源の距離と強度が同じばあい、照射位置１７ｃと１７ｄでの１次光線が、ほぼ逆位相で（すなわち、１８０°の位相変位）変調されれば、叙上の条件が満足される。そうした配置のばあい、照射位置と検出位置とのあいだの平均光路が、他の照射位置と同じ検出位置とのあいだよりも著しく変化するばあいは、位相跳躍（Ph asensprung）領域も変位する。検出位置が、図１０に従った曲線の勾配の急な領域にあるならば、こうした変位によって、１つの照射位置だけを有する配置のばあいよりもさらに鋭敏になる。グルコース濃度の変化が、配置の片側の光の経路に対して、他の側よりも著しい影響を与えるならば、グルコース濃度を検出するために、こうした効果を利用することができる。図１２に示したように、最初の照射位置と第２の検出位置とのあいだの測定間隔Ｄ１が、第２の照射位置と検出位置とのあいだの測定間隔Ｄ２とは異なるならば、こうした条件が満たされる。その代わりに、組織を検査する場合に、最初の照射位置と検出位置とのあいだの光の経路に大きい血管があり、他方、第２の照射位置と検出位置とのあいだに、匹敵する大きい血管がないように、組織表面（したがって、照射位置と検出位置）の測定ヘッドの設置位置を選択することができる。このばあい、照射位置と検出位置とのあいだの距離が同一であるばあいに、（図１０に示したように）配置の両側で作業をすることができる。図９および１０に基づいて説明した効果を利用するために、検出位置が、両方の照射位置１７ｃ、１７ｄとの結合線５４を通って延びる、境界直線５２、５３の内部に存在するという考え方に沿った照射位置の“あいだ”に検出位置が存在しなければならない。好ましくは、検出位置は、結合直線５４の近くに、いずれにせよ、両方の照射位置を通過する限界円５５の内部に存在する。測定間隔Ｄ１、Ｄ２が異なるばあいにも、両方の照射位置１７ａ、１７ｂに照射される１次光線の変調位相差は、近似的に１８０°である。説明したように、本発明のばあいにグルコース濃度を求めるために用いた測定量を、公知の測定技術的方法を用いて、測定することができる。しかしながら、本発明を実際的に実現するばあい、一連の困難な周辺条件を考慮しなければならない。一方では、精度要求が非常に高い。たとえば、１００ＭＨｚのレベルでの周波数のばあい、一般的に０．１°の精度で、照射された１次光線と検出された２次光線とのあいだの位相移動を測定することができる。その際、位相角は、全測定時間（少なくとも、数時間以上）にわたって、数分の統合時間で、ドリフトがなく同じままでなければならない。好ましくは、光送信器として、発光ダイオード、あるいは、レーザーダイオードといった半導体光送信器を使用する。そうすることによって達成可能な僅かな１次光線の強度から、光受信器にｎＷ（１０^-9ワット）のレベルの非常に僅かな受信出力が生じる。本発明のグルコース分析に使用した装置は、できるだけ小さく、コンパクトで、コスト上有利でなければならない。したがって、できるだけ高価な特殊部品を用いることなく、測定技術上の要求を満足させなければならない。こうした周辺条件と結び付いた問題を解決するために、本発明の範囲内で、好ましくは、つぎに論じる対策を個別に、あるいは、互いに組み合わせて使用する。図１１に示した位相測定装置３８の第１の特徴は、両方の周波数発生器４０、４１、駆動段４０ａ、および１次光発光器４３（好ましくは、１つのレーザーダイオード）が、１つの電磁絶縁ハウジング５２に配置されている、ということである。ハウジング５２の電磁絶縁は、１次光線のガイドの上を延びている。光ケーブル１５は、事実上電磁高周波ビームを透過しないチャネル（電子ラッチ、電子ピットフォール）５４がハウジング５２から延びている。そうすることによって、ハウジング５２の中で発生した高周波出力（連続動作では、１０ｍＷのレベルにあり、パルス動作では数ワットに達することがある）が、高感度位相測定を妨害しないようにすることができる。この考え方に沿って、叙上の構成部品を電磁絶縁ハウジング（たとえば、完全に密閉された金属ボックス）に取り付けることが、とくに有利である。少なくとも、駆動段４０ａおよび１次光発光器４３、好ましくは、また、それを制御する周波数発生器４０を電磁的に遮蔽しなければならない。別の走行時間−パラメータを測定するばあいにも有利に利用することができる図１１に示した位相測定装置３８の第２の特徴は、基準光路４３が設けられており、それを通して、１次光発光器４３によって生成された光が、代替的に、生物学的マトリックス１０を通して導かれる測定光路６２を含めた試料の光路６３、同じ光受信器４４に達することができる、ということに認められる。ここに示した実施形態のばあい、基準光路５６は、（たとえば、光ファイバー製の光ケーブルとして作成される）光学的遅延区間５８および光学的減衰器６０を有している。基準光路５６が試料光路６３に適合され、その際、試料光路での光の減衰と遅延が、主として生物学的マトリックス内の測定光路６２によって決定されるように、そうしたエレメントを寸法設定する。適合とは、１次光発光器４３から出て、光路５６、６３の１つで、光受信器４４に達する光の強度、ならびに走行時間が、できるだけ類似していなければならない、ということである。とくに、基準光路５６での減衰と遅延を、測定条件の下で与えられた測定光路６２で実際に生じる平均値に設定する。光の強度に関して、対応する偏差は、少なくとも＋／− ５０％でなければならない。両方の経路での位相移動が、最大＋／−１５°、好ましくは、＋／−５°だけ異なる限りで、基準光路５６での遅延を、試料光路６２での遅延に対してバランスさせなければならない。実験結果に従えば、光路の適合には、照射位置１７と検出位置１８との幾何学的距離（測定間隔）のほぼ４倍大きい遅延区間５８が必要である。その際、遅延区間は、試料光路６３の試料外を延びる部分（すなわち、測定光路６２を除いた試料光路６３）と比較した基準光路５６の長さの差によって定義される。比較的単純な手段を用いて、高度に安定した基準光路５６を構成することができる。そうすることによって、グルコース濃度の変化によって生じる走行時間の変化について、比較的単純で、コスト的に有利な手段を用いて、高い感度を達成することができる。その際、重要なことは、試料光路６３および基準光路５６を、同じ光受信器４４の光路に切り替えることができる、ということである。示した実施形態では、ＬＣＤ−光学スイッチ６１とレンズ６５を用いて、これを実現することができる。照射位置１７と検出位置１８とのあいだの複数の測定間隔が異なるばあい、走行時間−パラメータ（とくに、位相変位）および、ばあいによっては、ＡＣ−振幅およびＤＣ−振幅を確定しなければならないばあい、基本的に、照射位置１７および（または）検出位置１８を決定する構成部品を、生物学的マトリックス１０の境界面１１に沿って動かすことによって、それを行うことができる。しかしながら、可動部品のない装置が好ましい。図１１は、実施形態を斜線で示しており、そのばあい、検出位置６２’に現れる光を、別の試料光路６３’（目的に適って、光ファイバーを用いて）を介して、同じＬＣＤ−光学スイッチ６１に導くことによって、対応する測定光路６２’を用いて、測定間隔Ｄ１と比較して小さい測定間隔Ｄ２を実現することができる。そうすることによって、測定量、位相差（Ｐ）、様々な測定間隔に対するＡＣ−振幅およびＤＣ−振幅、および（ここで論じた好ましい実施形態を実現するばあい）光学的基準光路５６を決定するために、同じ位相測定装置３８を使用することができる。図１１に示した実施形態の第３の特徴は、光受信器４４と信号混合器４５とのあいだの信号経路６４が最小である、ということである。本発明の範囲内で、こうした対策によって光検出の感度に積極的な影響を与えられる、ということが認められた。構成部品４４および４５とのあいだの断面での信号経路をできるだけ短くすることによって、出力容量を小さくすることができる。そうすることによって、高周波が必要であっても、混合器、とくにそれに前置された信号増幅器のインピーダンスが比較的高くても、動作することができ、逆にそれは、信号増幅に関して、フォトダイオードの電流が与えられたばあいに有利である。したがって、単純な対策によって、単純で、コスト上有利な半導体−光受信器の利用可能な感度を著しく増大させることができる。好ましくは、光受信器４４と混合器４５とのあいだの信号経路は、１ｃｍ以下である。とくに好ましいのは、光受信器４４と信号混合器４５を一緒に同じ半導体基板に一体化することである。その際、多数の異なる回路技術的作成法が有利である。後置混合器（たとえば、“平衡混合器”）を装備した増幅器を使用することができる。そのゲートに光受信器５４が直接接続されたＦＥＴ−混合器を使用することができる。最後に、光受信器として使用したフォトダイオード自身を混合器４５の構成部品とすることができる。たとえば、平衡混合器のばあい、ダイオードをフォトダイオードと交換することができる。とくに好ましくは、光受信器４４はアバランチ−フォトダイオードである。とくにアバランチ−フォトダイオードと関連して、周波数ｆ₂で直接光受信器４４の感度を変調するという可能性がある。光電子増倍管のばあい、ｆ₂をそのダイノードに加えることによって、変調することができる。半導体−光受信器の場合は、ｆ₂でその電源電圧を変調することができる。そうすることによって、光受信器４４と混合器４５の機能を１つの構成部品に組み込むことができる。ヘテロダイン原理に従って動作する位相測定装置を用いた位相測定の精度は、主として、両方の周波数発生器（ｆ₁．ｆ₂）４０および４１（“交差相関周波数 ”）とのあいだの示差周波数ｆ₀が、測定時間にわたって一定のままであることに依存している。他方、ｆ₁（たとえば、１ＫＨｚ）が、周波数発生器４０、４１の絶対周波数（たとえば、１００．００ＭＨｚおよび１００．００１ＭＨｚ）の小数部を構成するので、高安定性で、高価なオシレータを周波数発生器４０、４１に使用しなければならないだろう。その代わりに、本発明の好ましい実施形態に従って、差動周波数発生器６６から差動周波数ｆ₀を予め発生させて、第２の周波数発生器４１が、一定の差動周波数で、第１の周波数発生器４０の周波数変動に従うように、予め与えられた差動周波数に基づいて、第２の測定周波数発生器の周波数ｆ₂を制御する。図１２に従った実施形態のばあいには、周波数発生器４０、４１の周波数ｆ₁ およびｆ₂を、信号混合器６７の入力に加えて、その出力に、それぞれ実際の差動周波数ｆ₀’を発生させることによって、これを実現する。それは、実際信号として制御ユニット６８に導かれ、他方、その制御ユニットには、差動周波数発生器６６の信号が目標値として導かれる。制御ユニット６８は、実際信号ｆ₀’ を目標信号ｆ₀と比較して、修正信号ｋを生成する。修正信号は、両方の周波数発生器の１つ、すなわち、図では周波数発生器４１に導かれ、ｆ₁とｆ₂とのあいだの差が正確に予め与えられた差動周波数ｆ₀に相当するように、その周波数ｆ₂ を制御する。好ましくは、ＰＬＬ−原理を用いて、公知の方法で制御を行う。図１１および１２に基づいて説明した測定技術上の特徴は、位相差Ｐ、ＡＣ− 振幅およびＤＣ−振幅等の測定量を散乱媒体で測定して、その光伝達特性を確定するといった他の課題にも有利に使用することができる。

【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項【提出日】１９９５年１２月１２日【補正内容】（請求の範囲第１項および第２８項を以下のように補正する。請求の範囲１．発光装置からの光が１次光として境界面を経て生物学的マトリックスに照射され、当該生物学的マトリックスとの相互作用によって変化される、当該生物学的マトリックスと相互に関係する光の測定しうる物理的特性を決定するために光受信器によって当該生物学的マトリックスから抜け出る光が検知される検知ステップ、および較正との比較において少なくとも１つの検知ステップにおいて検知される前記物理学特性の変化に基づきグルコース濃度が決定される評価ステップからなる前記生物学的マトリックス中のグルコース濃度を分析的に決定するための方法であって、前記検知ステップにおいて、規定された照射位置と規定された検知位置とのあいだの生物学的マトリックス内部の光の走行時間に対応するパラメータが前記グルコース濃度と相互に関係する測定しうる物理的特性として測定され、当該パラメータは特定の条件下で前記照射位置と検知位置とのあいだの光の走行時間と顕著に相互に関係するとともに依存することを特徴とする方法。２．前記前記照射位置と検知位置とのあいだの測定距離が４ｃｍ未満、好ましくは３ｃｍ未満、とくに好ましくは２ｃｍ未満であることを特徴とする請求の範囲第１項記載の方法。 28．生物学的マトリックスの境界面に対して設けられる測定ヘッド（１２）、境界面（１１）を貫いて前記生物学的マトリックス（１０）内に１次光を照射するための１次光発光装置（４３）を備えた照射手段（４２）、当該生物学的マトリックス（１０）から前記境界面を通って抜き出る２次光を検知し、かつ当該生物学的マトリックス（１０）との相互作用によって変化される当該生物学的マトリックス（１０）中のグルコース濃度と相互に関係する物理学的特性を決定するための検知手段（４８）、および当該検知された光の物理学的特性からグルコース濃度を決定するための評価手段（５０）からなる当該生物学的マトリックス中のグルコース濃度を、とくに請求の範囲第１項、第２項、第３項、第４項、第５項、第６項、第７項、第８項、第９項、第１０項、第１１項、第１２項、第１３項、第１４項、第１５項、第１６項、第１７項、第１８項、第１９項、第２０項、第２１項、第２２項、第２３、第２４項、第２５項、第２６項または第２７項記載の方法を実行するために決定する装置であって、前記検知手段（４８）が、規定された照射位置（１７）と規定された検知位置（１８）とのあいだの生物学的マトリックス（１０）の内部で測定光路（６２）に沿って走行時間に対応するパラメータを光の物理的特性として測定するための手段（１４、３８）からなり、当該物理的特性が走行時間と相互に関係し、特定の条件下で照射位置と検知位置とのあいだの走行時間に顕著に依存することを特徴とする装置。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ)，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＨＵ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＮ，ＭＷ，ＮＬ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ (72)発明者ハイン、ハインツ−ミヒャエルドイツ連邦共和国、デー―64342 ゼーハイム―ユーゲンハイム、フリードリッヒ― エーベルト―シュトラーセ 77 (72)発明者ハール、ハンス−ペータードイツ連邦共和国、デー―69168 ヴィースロッホ、バルトシュトラーセ２

Claims

【特許請求の範囲】１．発光装置からの光が１次光として境界面を経て生物学的マトリックスに照射され、当該生物学的マトリックスとの相互作用によって変化される、当該生物学的マトリックスと相互に関係する光の測定しうる物理的特性を決定するために光受信器によって当該生物学的マトリックスから抜け出る光が検知される検知ステップ、および較正との比較において少なくとも１つの検知ステップにおいて検知される前記物理的特性の変化に基づきグルコース濃度が決定される評価ステップからなる前記生物学的マトリックス中のグルコース濃度を分析的に決定するための方法であって、前記検知ステップにおいて、規定された照射位置と規定された検知位置とのあいだで前記生物学的マトリックス内の光の走行時間に対応するパラメータが前記グルコース濃度と相互に関係している測定しうる特性として測定されることを特徴とする方法。２．前記前記照射位置と検知位置とのあいだの測定距離が４ｃｍ未満、好ましくは３ｃｍ未満、とくに好ましくは２ｃｍ未満であることを特徴とする請求の範囲第１項記載の方法。３．前記走行時間に対応するパラメータが、前記照射位置と検知位置とのあいだの異なる数個の測定距離で決定され、かつ前記評価ステップにおいて当該測定距離に対する光の依存性が前記グルコース濃度を決定するために用いられることを特徴とする請求の範囲第１項または第２項記載の方法。４．前記検知ステップにおいて、１次光の短いパルスが生物学的マトリックス内に照射され、前記検知位置で抜け出るパルスが前記走行時間を決定するために検知されることを特徴とする請求の範囲第１項、第２項または第３項記載の方法。５．前記１次光の短いパルスのパルス幅が１ｎｓ未満であり、好ましくは１００ｐｓ未満であり、とくに好ましくは２０ｐｓ未満であることを特徴とする請求の範囲第４項記載の方法。６．前記１次光が高周波数搬送周波数によって変調され、当該１次光に対する２次光の位相移動が前記走行時間に対応するパラメータとして決定されることを特徴とする請求の範囲第１項、第２項または第３項記載の方法。７．前記検知ステップにおいて、前記２次光の変調のＡＣ増幅における変化が前記１次光の変調のＡ増幅に対して決定され、当該ＡＣ増幅の変化がグルコース濃度を決定するために前記評価ステップにおける位相移動に対して付加的に用いられることを特徴とする請求の範囲第６項記載の方法。８．前記検知ステップにおいて前記１次光ＤＣ増幅に対する前記２次光のＤＣ増幅の変化が決定され、かつ当該ＤＣ増幅の変化がグルコース濃度を決定するために前記評価ステップにおける位相移動に関して使用されることを特徴とする請求の範囲第６項または第７項記載の方法。９．前記搬送周波数が５０ＭＨｚよりも高く、好ましくは２００ＭＨｚよりも高いことを特徴とする請求の範囲第６項、第７項または第８項記載の方法。 10．少なくとも１つの前記検知ステップにおいて前記１次光が複数の異なる搬送周波数で変調され、それぞれのばあいに１次光に対する個々の前記２次光の位相移動が平均光路長の基準として測定されることを特徴とする請求の範囲第６項、第７項、第８項または第９項記載の方法。 11．少なくとも１つの検知ステップにおいて前記１次光が２つの異なる照射位置で、前記２つの照射位置から前記生物学的マトリックスを貫いて伝わる光の強度の波が重畳され、かつ規定された検知位置で検知され当該重畳の結果として生じ前記照射位置と規定された検知位置とのあいだの光の走行時間に基づく光の変化が当該検知ステップにおける走行時間に対応するパラメータを決定し、前記グルコース濃度を確かめるために前記評価ステップにおいて用いられることを特徴とする請求の範囲第６項、第７項、第８項、第９項または第１０項記載の方法。 12．前記２つの異なる照射位置において照射された１次光の相対的な位相および相対的な強度が、前記検知位置で検知される変化がグルコース濃度を変化させながら最大にされることを特徴とする請求の範囲第１１項記載の方法。 13．前記２つの異なる照射位置で照射される１次光の変調の位相が約１８０度まで変化することを特徴とする請求の範囲第１１記載の方法。 14．前記検知位置が、それぞれが１つの照射位置を通過し、かつそれぞれが前記２つの照射位置のあいだを連結する直線に対して垂直である２つの境界の直線のあいだに位置づけられることを特徴とする請求の範囲第１１項、第１２項または第１３項記載の方法。 15．前記検知位置が両方の照射位置を通過する境界円内に位置づけられることを特徴とする請求の範囲第１４項記載の方法。 16．前記２つの異なる照射位置が前記検知位置に対する異なる測定距離に位置づけられることを特徴とする請求の範囲第１１項、第１２項、第１３項、第１４項または第１５項記載の方法。 17．前記生物学的マトリックスがヒトを含む哺乳類の組織であり、前記照射位置の１つが、実質的な血管が検知位置への光路内にあり、一方第２照射位置が比較的大きい血管が当該検知位置への光路内にはないように選択されることを特徴とする請求の範囲第１１項、第１２項、第１３項、第１４項、第１５項または第１６項記載の方法。 18．前記１次光の波長が４００ｎｍと２５００ｎｍとのあいだにあることを特徴とする請求の範囲第１項、第２項、第３項、第４項、第５項、第６項、第７項、第８項、第９項、第１０項、第１１項、第１２項、第１３項、第１４項、第１５項、第１６項または第１７項記載の方法。 19．前記１次光の波長が、グルコースの水溶液が当該グルコースにほとんど依存性を与えない範囲内で選択されることを特徴とする請求の範囲第１項、第２項、第３項、第４項、第５項、第６項、第７項、第８項、第９項、第１０項、第１１項、第１２項、第１３項、第１４項、第１５項、第１６項、第１７項または第１８項記載の方法。 20．前記１次光の波長が７５０ｎｍと８５０ｎｍとのあいだにあり、好ましくは７８０ｎｍと８２５ｎｍとのあいだにあり、とくに好ましくは８００ｎｍと８０５ｎｍとのあいだにあることを特徴とする請求の範囲第１８項記載の方法。 21．前記１次光の波長が１１５０ｎｍと１３５０ｎｍとのあいだにあり、好ましくは１２００ｎｍと１３００ｎｍとのあいだにあることを特徴とする請求の範囲第１８項記載の方法。 22．前記１次光の波長が１６００ｎｍと１８００ｎｍとのあいだにあり、好ましくは１６３０ｎｍと１７７０ｎｍとのあいだにあり、とくに好ましくは１６３０ｎｍと１６７０ｎｍとのあいだまたは１７３０ｎｍと１７０ｎｍとのあいだにあることを特徴とする請求の範囲第１８項記載の方法。 23．前記検知位置の温度が、好ましくは接触することなく測定され、かつ前記評価ステップにおいて考慮されることを特徴とする請求の範囲第１項、第２項、第３項、第４項、第５項、第６項、第７項、第８項、第９項、第１０項、第１１項、第１２項、第１３項、第１４項、第１５項、第１６項、第１７項、第１８項、第１９項、第２０項、第２１項または第２２項記載の方法。 24．前記検知位置の温度が一定に維持されることを特徴とする請求の範囲第１項、第２項、第３項、第４項、第５項、第６項、第７項、第８項、第９項、第１０項、第１１項、第１２項、第１３項、第１４項、第１５項、第１６項、第１７項、第１８項、第１９項、第２０項、第２１項、第２２項または第２３項記載の方法。 25．前記生物学的マトリックスが生物学的液体、とりわけ、血液であることを特徴とする請求の範囲第１項、第２項、第３項、第４項、第５項、第６項、第７項、第８項、第９項、第１０項、第１１項、第１２項、第１３項、第１４項、第１５項、第１６項、第１７項、第１８項、第１９項、第２０項、第２１項、第２２項、第２３項または第２４項記載の方法。 26．前記生物学的マトリックスが生物学的組織であることを特徴とする請求の範囲第１項、第２項、第３項、第４項、第５項、第６項、第７項、第８項、第９項、第１０項、第１１項、第１２項、第１３項、第１４項、第１５項、第１６項、第１７項、第１８項、第１９項、第２０項、第２１項、第２２項、第２３、第２４項または第２５項記載の方法。 27．前記生物学的マトリックスが皮膚の組織、とりわけ、指先の内側、腹壁、爪床、唇、舌、またはヒトの上腕内側の皮膚組織、または強膜の組織であることを特徴とする請求の範囲第１項、第２項、第３項、第４項、第５項、第６項、第７項、第８項、第９項、第１０項、第１１項、第１２項、第１３項、第１４項、第１５項、第１６項、第１７項、第１８項、第１９項、第２０項、第２１項、第２２項、第２３、第２４項、第２５項または第２６項記載の方法。 28．生物学的マトリックスの境界面に対して設けられる測定ヘッド（１２）、境界面（１１）を貫いて前記生物学的マトリックス（１０）内に１次光を照射するための１次光発光装置（４３）を備えた照射手段（４２）、当該生物学的マトリックス（１０）から前記境界面を通って抜き出る２次光を検知し、かつ当該生物学的マトリックス（１０）との相互作用によって変化れる当該生物学的マトリックス（１０）中のグルコース濃度と相互に関係する物理的特性を決定するための検知手段（４８）、および当該検知された光の物理的特性からグルコース濃度を決定するための評価手段（５０）からなる当該生物学的マトリックス中のグルコース濃度を、とくに請求の範囲第１項、第２項、第３項、第４項、第５項、第６項、第７項、第８項、第９項、第１０項、第１１項、第１２項、第１３項、第１４項、第１５項、第１６項、第１７項、第１８項、第１９項、第２０項、第２１項、第２２項、第２３、第２４項、第２５項、第２６項または第２７項記載の方法を実行するために決定する装置であって、前記検知手段（４８）が、前記グルコース濃度と相互に関係している光の物理的特性として規定された照射位置（１７）と規定された検知位置（１８）とのあいだの生物学的マトリックス（１０）内で測定光路（６２）に沿って光の走行時間に対応するパラメータを測定する手段（１４、３８）からなることを特徴とする装置。 29．前記照射手段（４２）が測定周波数発生器（４０）および前記１次光発光装置を制御しそれによって高周波数搬送周波数により当該１次光を変調する駆動段（４０ａ）からなり、前記生物学的マトリックス中の走行時間に対応するパラメータを測定するための手段が当該走行時間と相互に関係するパラメータとして前記１次光に対する２次光の位相移動を決定するための位相測定装置（４５、４６、４７）からなることを特徴とする請求の範囲第２８項記載の装置。 30．前記位相測定装置（３８）が前記１次光のＡＣ増幅に対する２次光のＡＣ増幅を決定するための手段からなることを特徴とする請求の範囲第２９項記載の装置。 31．前記位相測定装置（３８）が前記１次光のＤＣ増幅に対する２次光のＤＣ増幅を決定するための手段からなることを特徴とする請求の範囲第２９項記載の装置。 32．前記駆動段（４０ａ）および１次光発光装置（４３）が電磁気的絶縁ハウジングに納められてなることを特徴とする請求の範囲第２９項記載の装置。 33．前記測定周波数発生器（４０）も電磁気的絶縁ハウジング（５２）に納められてなることを特徴とする請求の範囲第３２項記載の装置。 34．前記位相測定装置（３８）が、電磁気的絶縁ハウジング（５２）の内部に納められている第２の周波数発生器（４１）からなることを特徴とする請求の範囲第３２項または第３３項記載の装置。 35．前記位相測定装置（３８）が前記光受信器（４４）から出力信号を受け取る信号混合器（４５）からなり、前記光受信器（４４）および信号混合器（４５）のあいだの信号経路が最小にされてなる請求の範囲第２９項、第３０項、第３１項、第３２項、第３３項または第３４項記載の装置。 36．前記光受信器（４４）および信号混合器（４５）が同一の半導体基板上に一体的に結合されてなることを特徴とする請求の範囲第３５項記載の装置。 37．前記信号混合器（４５）がＦＥＴミキサであり、前記光受信器（４４）が直接当該ＦＥＴミキサに連結されなることを特徴とする請求の範囲第３６項記載の装置。 38．前記光受信器（４４）がフォトダイオードであり、当該フォトダイオードが前記信号混合器（４５）の一部である請求の範囲第３６項記載の装置。 39．前記生物学的マトリックス内部の測定光路に沿う光の走行時間に対応するパラメータを測定するための手段が、光の走行時間および光の強度の減衰についての測定光路（６２）に適した光学的参照光路からなることを特徴とする請求項範囲第２８項、第２９項、第３０項、第３１項、第３２項、第３３項または第３４項、第３５項、第３６項、第３７項および第３８項記載の装置。 40．前記位相測定装置（３８）が、一定の異なる周波数で振動する第１および第２測定周波数発生器（４０、４１）からなり、当該第１周波数発生器（４０）と第２周波数発生器（４１）とのあいだの異なる周波数が差動周波数発生器（６６）によってあらかじめ決められており、当該第２測定周波数発生器（４１）の周波数が所定の差動周波数にもとづき当該第２周波数発生器（４１）が一定の差動周波数で当該第１周波数発生器（４０）の周波数変動に追随することを特徴とする請求項範囲第２９項、第３０項、第３１項、第３２項、第３３項または第３４項、第３５項、第３６項、第３７項、第３８項および第３９項記載の装置。