JPH10500338A - バイオロジカル・サンプル中の分析物を決定するための方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 バイオロジカル．サンプル中の分析物の濃度の分析的決定の方法が、検出段階において、前記バイオロジカル・サンプルとの相互作用によって変化しかつ前記バイオロジカル・サンプル中の分析物の濃度と相関関係を有する、前記光の測定可能な物理的特性を測定変数として決定するために、光が、照射サイトにおいて照射手段によって一次光として、前記バイオロジカル・サンプルを画している界面を通って前記サンプル中へと照射され、前記サンプルを画している界面を通って前記バイオロジカル・サンプルから生じる光が、所定の測定距離の検出サイトで検出手段によって二次光として検出され、評価段階において、分析物の濃度は、前記検出段階において測定された測定変数を基礎として決定される。試薬を用いずに非侵略的に良好な測定の正確さを達成するために検出段階において、(a)周波数領域分光学的測定が、照射サイトと検出サイトとのあいだの少なくとも２つの異なる測定光路で、光照射手段の移動または検出手段の移動なしに行われ、(b)周波数領域分光学的測定のそれぞれが少なくとも２つの異なる光波長で行われ、さらに(c)周波数領域分光学的測定のそれぞれにおいて一次光と比較される二次光の位相シフトの測定が強度の測定変数として決定されることが提案される。

Description

【発明の詳細な説明】 バイオロジカル・サンプル中の分析物を 決定するための方法および装置 本発明は、バイオロジカル・サンプル中の分析物の濃度を決定するための方法 および装置に関する。 「バイオロジカル・サンプル」という用語は、体液または生物の組織をいう。 ほとんどのばあい、バイオロジカル・サンプルは光学的に不均質であり、すなわ ち、バイオロジカル・サンプルは大多数の散乱中心(scattering centers)を含ん でおり、照射された光が前記散乱中心で散乱される。生体組織（biological tis sue）、とくに皮膚組織のばあいは、散乱中心は、細胞壁、および組織中に含ま れる不均質に光学的な他の成分によって形成されている。 体液、とくに血液は、同じく光学的に不均質なバイオロジカル・サンプルであ る。なぜなら、体液は粒子を含んでいるからであり、該粒子上で一次放射が散乱 される。ミルク、および食品分析家によってテストにかけられる他の流体もまた しばしば、たとえば、エマルジョン化した脂肪の小滴（fat droplets）の形で高 濃度の散乱中心を含んでいる。 かかるバイオロジカル・サンプルの成分の定性的および定量的な分析的決定の ためには、概して、個々の成分と化学的に反応する試薬または試薬システム（re agent system）が利用されている。この反応は、反応溶液中で物理的に検出可能 な変化、たとえばその色の変化をもた らしており、そしてそれは測定変数として測定されうる。既知の濃度の標準試料 と較正することにより、前記濃度と、異なる濃度で測定された測定変数について の値との相関関係がえられる。これらの方法は、高い正確さおよび高い感度の分 析を可能にしているけれども、分析のために液体のサンプルとくに血液のサンプ ルが人体から採取される必要がある（「侵略的分析」）。この試料採取は、不快 であり痛みを伴い、ある程度の、感染症の危険性を招く。 したがって、大多数の方法および装置が、血液、組織または他のバイオロジカ ル・サンプルの中の分析物の、インビボの、かつ侵略的でない決定のために提案 されてきている。 バイオロジカル・サンプルとの相互作用によって変化し、バイオロジカル・サ ンプル中の分析物の濃度と相関関係を有している光の物理的特性を（試薬を使用 することなく）決定するために、本発明は、一次光として測定光が照射サイトで 照射手段によって、サンプルを画する界面を通ってサンプル中へと照射され、そ してサンプルを画する界面を通ってバイオロジカル・サンプルから生じる光が、 所定の測定距離の検出サイトで検出手段によって検出されるという一群のこのよ うな方法に関する。このような方法の段階を以下、「検出段階」という。 検出段階において決定され（検出され）かつ分析物の濃度と相関関係を有して いる光の物理的特性は、簡単のために以下「測定変数」というが、それはまた「 定量可能なパラメータ」ということもできる。しかしながら、この用語は、それ 相応の測定単位で測定変数の特定の量 が測定されなければならないことを意味すると解してはならない。 測定方法が絶対測定を許容するのでない限り、較正は（化学反応に基づく従来 の分析の方法と同様に）必要である。習慣的に、少なくとも１つの較正段階にお いては測定変数は、既知の分析物の濃度を有するバイオロジカル・サンプルに関 して決定され、その段階は検出段階と同じ測定手法で行われる。 分析的方法の評価段階において、分析物濃度は少なくとも１つの検出段階で、 任意的には少なくとも１つの較正段階と比較して、測定される測定変数から決定 される。評価段階は、少なくとも１つの検出段階と、概して少なくとも１つの較 正段階とからうる結果から所定の方法で濃度が計算される評価アルゴリズムから 成る。 かかる方法のために、論じられている光の波長は一般にはおよそ３００ｎｍと 数千ｎｍとのあいだにあり、すなわち、近紫外光と赤外光とのあいだのスペクト ル範囲にある。「光」という用語は光の可視スペクトル範囲に限定されると解し てはならない。 本発明は、試薬なしに侵略的でなく機能し、良好な分析的正確さ、たとえば、 充分長い時間のあいだを通じて分析物の濃度の変化を観察（連続的モニタリング ）するための分析的正確さを許容する、バイオロジカル・サンプル中の分析物の 濃度を決定する方法を提供するという課題に基づく。 前記課題は、バイオロジカル・サンプル中の分析物の濃度の分析的決定の方法 によって解決され、本方法においては、検出段階において、バイオロジカル・サ ンプル 中の分析物との相互作用によって変化し、かつ、バイオロジカル・サンプル中の 分析物の濃度と相関関係を有する光の、測定可能な物理的特性を測定変数として 決定するために、光伝送器の光が、バイオロジカル・サンプルを画する界面を通 ってサンプル中へと、照射サイトで照射手段によって一次光として照射され、サ ンプルを画する界面を通ってバイオロジカル・サンプルから生じる光が、照射サ イトから所定の距離の検出サイトで検出手段によって二次光として検出され、評 価段階において、分析物の濃度が、検出段階において測定された測定変数を基礎 として決定され、本方法は検出段階において、 （ａ）光照射手段または検出手段の移動を伴うことなく、照射サイトと検出サイ トとのあいだで少なくとも２つの異なる測定光路を用いて周波数領域分光学的測 定（frequency domain spectroscopic measurements）が行われ、 （ｂ）周波数領域分光学的測定の各々は、少なくとも２つの異なる光波長で行わ れ、さらに （ｃ）強度についての測定変数とともに一次光と比較して二次光の位相シフトが 周波数領域分光学的測定の各々によって決定される。 強度についての測定変数は、好ましくは、二次光についてのＤＣ強度成分か、 または二次光についてのＡＣ強度成分かのいずれかである。バイオロジカル・サ ンプルは、とりわけ生体組織、とくに皮膚組織、とりわけフィンガー・パッド（ finger pads）、上腹壁、爪床、唇、舌、もしくはヒトの上腕の内側の皮膚組織 または筋肉組織または皮下脂肪組織または強膜の組織である。 周波数領域分光学的測定方法（frequency-domain spectroscopic measuring m ethods）（周波数領域分光法）は、一次光の強度が高周波変調周波数（典型的に は５０ＭＨｚと数ＧＨｚとのあいだ）によって変調されている点に特徴がある。 測定変数は、−従来の分光法に関するように−もっぱら二次光の静的な強度では なく、少なくとも１つの動的な測定変数であり、とくに位相シフトであり、一次 光と比較して、変調された二次光のＡＣ強度が測定される。 周波数領域分光学的測定法は、特定の結合反応（binding reaction）によって 蛍光ラベリング（fluorescentlabelling）を分析物に供給することに基づく分析 的方法における蛍光染料の平均寿命の決定のためにとくに、従来用いられている 。かかる方法のうちのいくつかにおいては、蛍光発光の寿命は測定変数として決 定される（位相蛍光測定法（phase fluorometry））。たいへん短い（１００ｐ ｓｅｃよりも短い長さの程度の）寿命を決定しうるために、無線周波数（ＲＦ） 変調された分光計が開発されており、それは約５０ＭＨｚと数ＧＨｚのあいだの 周波数での光の強度変調を基礎として機能する。 この原理にしたがう測定方法の重要な例は、ヘテロダイン法であり、ヘテロダ イン法において光受信器（検出器）によって受信された信号は、その変調周波数 の小さな端数（たとえば、数ｋＨｚ）によって第１の信号とは周波数が異なって いる第２の周期的信号と混合される。結果的に生じる差信号は処理され、ロック イン増幅器または他の狭帯域選択的増幅法(narrow-band-selective a mplification methods)で比較的単純に、測定されうる。かかる測定のための効 果的な装置はリビュー オブ サイエンティフィック インスツルメント（Rev ．Sci．Instrum.）、５７、１９８６年、ジェイ アールラコウィッツ（J．R．L akowicz）ら著「２ＧＨｚ周波数領域蛍光光度計(2-GHz frequency-domain fluor ometer)」、２４９９−２５０６頁に記載されている。位相変調分光測定法によ るグルコースを分析するための方法は、アナリティカ キミカ アクタ（Analyt ica Chimica Acta）、２７１、１９９３年、ジェイ アール ラコウィッツ（J ．R．Lakowicz）およびビー マリウァル（B．Maliwal）著「位相変調分光測定 法を用いたグルコースの光学的センシング（Optical sensing of glucose using phase-modulation fluorometry）」、１５５−１６４頁から既知である。これ は、インビトロのテストに言及していて、そこではサンプルは従来の方法で侵略 的に採取され、必要な試薬と混合されなければならず、該試薬は蛍光ラベルを含 んでいる。 本技術分野で最近開発された装置が、Ｐｒｏｃ． ＳＰＩＥ、１８８８、１９ ９３年、エイ ダンカン（A.Duncan）ら著「多重波長、広帯域、強度変調された 近赤外分光法のための光学的分光光度計および画像化（A multiwavelength，wid e band，intensity modulated optical spectrometer for near infrared spect roscopy and imaging）」、２４８−２５７頁に記載されている。 前述の刊行物は、以下の説明が示すように、本発明においても有利となるよう に用いられうる測定手法に関する数多くの細目を記載している。 周波数領域分光学的測定法は、照射サイトと検出サイトとのあいだで、サンプ ル内部で複数の異なる測定光路をもって行われる。基本的に重要なことは、異な る測定光路が、部品を動かすことなく、とりわけ、光照射手段または検出手段を 移動させることなく提供されることである。バイオロジカル・サンプル中、とり わけ皮膚組織中の吸収パラメータと散乱パラメータとを充分正確に決定できる可 能性は、照射サイトと検出サイトとのあいだの距離の変化が照射手段および／ま たは検出手段を移動することによって実現されるものではないという事実に決定 的に依存しているということがわかった。 本発明の観点において、検出段階（その試験結果は、評価段階において処理さ れて所望の分析結果になる）において少なくとも８個の測定値（少なくとも２つ の測定光路と２つの光波長のそれぞれの位相差と強度測定値）が決定される。好 ましくは、分析結果は前記８個の測定値から直接決定されるのではなく、そのか わりに個々のパラメータが、少なくとも８個の測定値から決定されるのであり、 その中の１つは光散乱の測定値（散乱パラメータ）であり、他はバイオロジカル ・サンプル中の光の光学的吸収の測定値（吸収パラメータ）である。「散乱パラ メータ」という用語は、この観点では基本的に散乱係数を意味しており、「吸収 パラメータ」という用語は基本的に光学的吸収係数を意味している。本発明の観 点では、しかしながら、従来の測定装置においてこれらのパラメータを定量的に 計算することは要求されない。そのかわりに、２つの独立なパラメータを再生的 （reproducibly）に決定すれば充分であり、そして、散乱パラメ ータはサンプル中における散乱のみの特性（すなわち、サンプル中の光学的吸収 とは独立）であり、かつ吸収パラメータはサンプル中の光学的吸収のみに依存し ている（すなわち、散乱とは独立）という意味でこれらは互いに独立である。 光学的に不均質なマトリックス中における散乱係数と吸収係数を個々に決定す るための好適な方法は、先に刊行された文献に記載されており、とくに： アプライド オプティクス（APPLIED OPTICS）３０、１９９１年、エム エス パタースン（M．S．Patterson）ら著「組織についての散乱および吸収特性の決 定のための周波数領域反射（Frequency-domain reflectance for the determina tion of the scattering and absorption properties of tissue）」４４７４− ４４７６頁、および アドバンシズ イン オプティカル イメイジング アンド フォトン マイグ レーション、テクニカル ダイジェスト（Advances in Optical Imaging and Ph oton Migration，Technical Digest）１９９４年、グラットン（Gratton）ら著 「ＬＥＤ周波数領域分光光度計を用いての組織の近赤外光学的分光測定（Near-i nfrared optical spectroscopy of tissues using an LED frequency domain sp ectrometer）」、２１２−２１５頁があげられる。 これら刊行物およびこれら刊行物に記載される吸収係数と散乱係数の決定の方 法は、特殊な数理物理学的概念すなわち拡散理論（diffusion theory）を基礎と している。評価段階において分析物濃度は少なくとも８個の測 定値からえられるが、しかしながら、該評価段階は純粋に経験主義的に数学的相 関アルゴリズムによって行われる。数量を扱う数学の好適な方法が利用でき、そ の方法においては入力変数としての測定値が、出力変数としての分析結果に結び つけられうる。前記好適な方法は、入力変数と出力変数の相関関係の最良の記載 のための反復の方法を含んでいる。多重線形および非線形のアルゴリズムがいく つかのファクタ（factors）を互いに結びつけ、そしてそれらを単一の出力変数 または減少した数の出力変数にわりあてるために用いられうる。このことは、ま た他の影響力のある（測定サイトでの温度のような）ファクタを付加的に考慮す ることを許容する。 かかる方法については、較正に基づく学習プロセス（learning process）が必 要とされ、このプロセスにおいては、類似の検出段階が、既知の分析物の濃度を 有するバイオロジカル・サンプルについて行われる。えられるデータセット(dat a set)（分析物の濃度に関係する測定変数についての測定値）が数学的アルゴリ ズムを展開するのに用いられ、このアルゴリズムによって測定値（入力変数）は 分析結果（出力変数）と結びつけられる。較正が行われたのち、分析結果はこの アルゴリズムを使用して測定値から決定されうる。好適な方法、たとえばまた、 ニューラル・ネットワーク（neural network）の形における方法は既知であり、 コンピュータプログラムとして商業的に利用可能である。 種々の測定光路を、移動させることなしに設定することは、異なる個々の検出 サイトで生ずる光を複数の検出手段で検出することによって達成される第１の好 ましい 実施態様にかかわっており、当該実施態様においては、検出サイトは少なくとも １つの照射サイトから異なる測定距離を有している。このことについては２つの 可能性がある。 第１に、いくつかの異なる検出サイトで生じる光は、光導波用光学部品（ligh t-conducting optical elements）（とくには光ファイバ）をへて共通の光受信 器（light receivers）へと通過しうる。好ましくは、切り換えは光学的スイッ チによる。 第２に、複数の光受信器を用いることができ、それは種々の検出サイトで独立 に生じる二次光を検出しており、これらの光受信器は、検出サイトに直接配置さ れるか、そうでなければ、光導波用部品によって接続される。この可能性は、以 下、これをＰＤＯＬＳ（複数検出器１光路（plural detector one light source ））ということにするが、この可能性は一見不利に見える。なぜならば、もし数 個の異なる測定距離が１つの光受信器のみと、いくつかのわりあてられた光伝送 器（light transmitters）とで実現され、該光伝送器の光はいくつかの異なる照 射サイトで照射されるばあい（以下、「複数光源１検出器（plural light sourc e one detector）」をＰＬＳＯＤという）、複数の光伝送器のみが１個ずつ次々 に起動されなければならず、このことは電気的にはずっと複雑でないように思え るのに対して、各光受信器によって生じる信号は増幅され、かつ個々に信号処理 されなければならないからである。 本発明の観点においては−とくに本明細書に記載された独特の測定法を熟考す ると−測定の装置使用の正当な 出費でのＰＤＯＬＳ原理を利用して測定の構成を実現することは可能であるのみ ならず、こうしてバイオロジカル・サンプル中の分析物と相関関係を有する測定 変数の決定に関して独特の効果がえられる。とくに、組織−光学的パラメータ（ 吸収パラメータと散乱パラメータ）の時間的変化が、いくつかの検出ポイントで 同時に検出されることが大いに効果があることが判明している。これに反して、 逐次的な測定方法であるゆえに、なおその上に、組織の、不可避の局部的変化の ゆえに、ＰＬＳＯＤ原理は、前記組織の時間的変化（variation in time）によ って影響を受けもする。これらの時間的な変動は大変早いので、光伝送器の高速 の切り換え（装置使用によって設定される制限内に）によってＰＬＳＯＤ測定の あいだにこれらの変動を除去することはほとんど不可能である。 第２の好ましい実施態様によれば、異なる測定光路を移動させることなしに設 定することは、照射サイトと検出サイトとのあいだの、変化させられることのな い測定距離で、異なる変調周波数で一次光を変調することによって実現される。 変調周波数の変化−以下に、より詳細に説明されるように−はサンプル中の測定 光路の変化をもたらし、そしてそれは代わりに、またはさらに、部品を動かすこ となしに異なる測定光路を選択するために測定距離の変化をもたらす。 検出段階においては、少なくとも２つの周波数領域分光学的測定が行われ、こ れらのそれぞれは少なくとも２つの波長の異なる一次光を伴っている。このこと に関して、本発明の方法は、従来の分光学的方法、とくに「２ 波長の分光学的方法(two-wavelength spectroscopy)」に類似しており、そこで は分析物ができるだけ強い吸収を呈するように第１の測定波長が選択されるが、 一方、第２の波長は、分析物濃度への光吸収の依存性ができるだけ小さくなるよ うな方法で基準波長として選択される。もちろん、複数の波長もまた、個々の検 出段階で用いることができ、そのスペクトルは公知の方法、たとえば多変量解析 の方法によって評価される。複数の分析物を決定する可能性もまたある。重要な 分析物はとくにグルコース、ビリルビン、コレステロール、トリグリセリド、尿 素、尿酸、オキシヘモグロビン、ヘモグロビンおよびシトクロムオキシダーゼで ある。 さらに好ましい実施態様によれば、本発明は研究されるべき組織へ外因性の物 質（exogenic substance）として前もって添加された分析物の濃度変化を観察す るのに用いられうる。たとえば、本発明によれば、分析物として検出されうる染 料は静注的に投与されうる。散乱パラメータに影響を及ぼす物質は有利に用いる ことができる。かかる実施態様は、たとえば、いわゆるクリアランス・テスト（ 器官に関する機能的テスト）においてまたは薬物モニタリング（therapy monite ring）（治療上の試薬の、体内での貯蔵および代謝変換のチェック）のために、 有利に用いられうる。外因性の物質は対照的な改善によって組織中の病理学上の 構造（pathological structures）の検出にも役立ちうる。 分析物としてのグルコース濃度が散乱パラメータから好適にえられる。グルコ ース濃度と、光学的に不均質なバイオロジカル・サンプル中の散乱との関係は、 国際特 許出願第ＰＣＴ／ＤＥ９３／０１０５８号明細書に、より詳細に説明されている 。本発明の観点での光学的吸収と散乱の影響の分離は、散乱パラメータの絶対測 定を許容し、したがって、グルコース濃度の変化の絶対測定を許容する。吸収の 影響の分離により、サンプル中の高吸収性の物質たとえば、ヘモグロビンによる 干渉は無視できる。したがって、サンプル中での吸収の影響のない散乱パラメー タを基礎として、もっと正確なグルコース濃度の決定が、可能である。 第２の主要な局面、それは好ましくは（それが組織に関する限り）第１の主要 な局面との組合せにおいて応用されており、しかしまた独立した重要性を有して いるのであるが、この第２の主要な局面によれば、本発明は、バイオロジカル・ サンプル中の分析物の濃度の分析的決定のための方法に向けられており、該方法 では、検出段階において、バイオロジカル・サンプルとの相互作用によって変化 するとともに組織中の分析物濃度との相関関係を有する測定可能な光の物理的特 性を測定変数として決定するために、光伝送器から一次光として光が、バイオロ ジカル・サンプルを画している界面を通って組織中へと照射され、バイオロジカ ル・サンプルを画している界面を通って生体組織から生じる光が所定の測定距離 で光受信器によって二次光として検出され、評価段階において、検出段階で測定 された測定変数を基礎として分析物濃度が決定される。そして、かかる第２の局 面においては、組織中の光路が、分析物の濃度が決定されるべき組織のうちの所 定の部分的体積部（predetermined partial volume）にあわせられていることに 特徴がある。 バイオロジカル．サンプル中の光路は、より詳細に以下に説明されるように、 定められた方法で、測定距離および変調周波数の好適な選択によって、所定の部 分的体積部に調節されうる。 本発明は、図面中に概略的に示された実施態様によって、より詳細に以下に説 明される。 図１は、本発明に好適な測定および評価装置のブロックダイヤグラムを示す。 図２は、本発明に好適な測定および評価装置のさらに別の実施態様のブロック ダイヤグラムを示す。 図３は、ＰＤＯＬＳ原理にかかわる測定装置の回路の一部分を示す図である。 図４は、ＰＤＯＬＳ原理にかかわる測定装置の回路基板の平面図である。 図５は、図４の回路基板およびコンタクトプレートの側面図である。 図６は、本発明に好適な測定ヘッドのコンタクトプレートの代案の実施態様の 分解組立図である。 図７は、一定の差周波数を発生する、２つの周波数発生器のための周波数安定 装置の好ましい実施態様を表わす回路の一部分を示す図である。 図８は、２つの異なる変調周波数についての生体組織中の有効な光路を示す図 である。 図９は、２つの異なる測定距離と同一の変調周波数とについての、生体組織中 の有効な光路を示す図である。 図１０は、最大の重なりのために最適化された異なる測定距離と変調周波数に ついての、生体組織中の有効な光路を示す図である。 図１１は、照射点と検出点のあいだの組織表面に接している反射面を利用した 、生体組織中の光学的光路を示す図である。 図１は、位相シフトＰと強度についての測定変数ＡＣおよびＤＣの、ＦＤ分光 学的測定（FD spectroscopic measurement）のための測定機器３８の例について の配置を示すブロックダイヤグラムである。図示された実施態様の測定原理（ヘ テロダイン法）はまた位相蛍光測定法（phase fluorometry）においても用いら れる。 周波数発生器４０は、高周波の周期的発振を発生し、この周期的発振でもって 光伝送器４３、たとえば発光ダイオードは増幅器回路（駆動段）４０ａを介して 起動される。このようにして光伝送器４３からでてくる一次光は高周波数ｆ₁で 変調され、ｆ₁はキャリア周波数（carrier frequency）と名づけられる。その周 波数は５０ＭＨｚよりも、好ましくは２００ＭＨｚよりも高くされるべきである 。光伝送器４３の光は、一次光として第１のガラスファイバ導波路１５に沿って 照射サイト１７でバイオロジカル・マトリックス１０中へと照射される。構成部 分（components）４０、４０ａ、４３および１５によって形成される光照射手段 ４２は、また別の方法でも実施されうる。種々の可能性が数多くの刊行物から公 知である。 検出サイト１８でバイオロジカル・サンプル１０から生じる光は検出手段４８ で検出され、検出手段は図示された実施態様においては検出光ガイド１６からな り、この検出光ガイドを介して二次光が光受信器（検出器）４４に伝送される。 光受信器は、光強度に対応した電気的 出力信号を生じ、電気的出力信号は信号ミクサ（signal mixer）４５に結びつけ られる（coupled）。同時に、第２の周波数発生器４１の出力信号は信号ミクサ ４５に伝えられる。この周波数発生器は、周波数発生器４０と同期化されており 、第１の周波数発生器４０の周波数ｆ₁とわずか（たとえば、ｆ₀＝１ｋＨｚ）に のみ異なる出力周波数ｆ₂を有している。差周波数ｆ₀は、差周波数ｆ_oがロック イン増幅器に同期して適合するように、かつ、必要な前置増幅器の固有のノイズ が小さくなるように選ばれている。 ミクサ４５の出力信号はロックイン増幅器４６の入力に伝えられる。ロックイ ン増幅器４６は、第２のミクサ４７によって混合された、周波数発生器４０およ び４１の混合信号を基準信号として受ける。 ロックイン増幅器４６は、周期的混合信号（periodic mixed signal）の実部 と虚部に対応する２つの出力信号を発生する。これらから位相差、ＡＣ振幅およ びＤＣ振幅が計算されえて、各ばあいに基準信号が参照される。かかる計算のた めに必要とされる演算装置４９は、ロックイン増幅器の一部分として図中に記号 的に示されている。実際には全ての数学的操作はシステムのマイクロコンピュー タによって行われるであろう。 測定機器は他の方法においても実現されうる。位相シフトならびにＡＣおよび ＤＣの強度についての測定変数を測定するための電子回路の多数の変形例は公知 であり、本発明において利用することができる。この点について、とくに、位相 蛍光測定および周波数領域分光法に関する参考文献（前述で引用されたラコウィ ッツ（Lako wicz）およびダンカン（Duncan）による記載も含む）が参照されうる。 濃度計算（すなわち、評価アルゴリズムの実行のため）に必要とされる評価段 階の実行のために、評価手段５０が、好ましくは前述のマイクロコンピュータの 形で設けられている。評価手段は、一般に分析機器のマイクロコンピュータ部品 からなり、該分析機器は測定変数についての測定された値から所望の分析値を決 定するのに役立っている。 図１に示された実施態様において、照射サイト１７と検出サイト１８とのあい だに唯一つの測定距離が与えられている。ここで、バイオロジカル・サンプル１ ０内部の異なる測定光路の調整は、以下、図９から図１１によってより詳細に説 明されるように、変調周波数（キャリア周波数）を変化させることによって行わ れる。 図２は、異なる検出サイトにおいて複数の検出手段によって、生じる光が検出 される実施態様を示しており、この実施態様においては検出サイトは、共通の照 射サイトからは異なる測定距離を有している。さらに、図２を参照しつつ、多数 の好ましい機器設計の特徴が説明されており、機器設計の特徴は、本発明を実行 するうえで観察されなければならない個々の状態に適合するために、単独でおよ び互いに組み合せにより用いることができる。説明されたように、位相差ならび にＡＣおよびＤＣの強度についての測定変数を決定するための公知の測定方法が 、本発明の観点で原理的に用いられうる。それにもかかわらず、バイオロジカル ・サンプルの分析のためのかかる方法の応用は、とりわけ以下の問題をひき起こ し、この問題は、対応するシステムを設計するに際して困難を生じる。 一方で、必要とされる測定の正確さは大変高度である。たとえば、照射された 一次光と検出された二次光とのあいだの位相シフトは、１００ＭＨｚの大きさの オーダの周波数では典型的には０．１°の正確さでもって測定されなければなら ない。連続する、位相角度の検出は測定期間の全体にわたって数分間の積分時間 でもって、ドリフトなし（drift-free）の同じままで維持されなければならない 。 好ましくは、発光ダイオードまたはレーザダイオードのような半導体の光伝送 器が光伝送器として用いられる。これらは大変低い強度の一次光を発生し、光受 信器によって受信される光の大変低いｎＷ（１０^-9ワット）の大きさのオーダー のパワーという結果になる。 測定機器は、できるだけ小さくコンパクトで好ましい価格設定がされるべきで ある。機器的な要求は、したがって可能な限り、高価な特別の部品なしに満たさ れることになる。 図２に示された測定機器３８の第１の独特の特徴は、２つの周波数発生器４０ 、４１、駆動段４０ａおよび一次光光源４３（好ましくはレーザダイオード）が 、電磁気的に絶縁されたハウジング（housing）５２中に配置されているという 事実からなり立っている。ハウジング５２の電磁気的絶縁はまた一次光の導出部 （leading）からなる。光ガイド１５は、チャネル５４（高周波トラップ、ＲＦ トラップ）を介してケース５２から導かれ、チャネル５４は、実用上は電磁気的 高周波放射に対して 不侵透性である。このことによってハウジング５２の内側で生じる（１０ｍＷの 大きさのオーダーである）高周波信号は、高度に感度の高い位相測定と干渉する ことがない。もし、全ての前述の部品が、電磁気的に絶縁されたハウジング（た とえば、充分密閉された金属の箱）中に配置されるなら、それは最も好ましい。 少なくとも駆動段４０ａおよび一次光光源４３、そして好ましくはまた、一次光 光源を制御している周波数発生器４０は、このようにして電磁気的に遮蔽されて いるべきである。 図示された実施態様において、ハウジング５２は、コンタクトプレート２４で もってサンプル１０の界面１１に突き当てられている測定ヘッド１２の外側に位 置づけられる。しかし、これらの中に一体化されることも可能である。 図２に示される位相測定機器３８の第２の独特の特徴は基準光路５６であり、 一次光光源４３によって発生した光は、サンプル光路６３に対する代案としてこ の基準光路を介して通過することができ、この特徴は、バイオロジカル・サンプ ル１０を介して同一の光受信器４４に至る測定光路６２を含んでいる。図示され た実施態様において、基準光路５６は光学的遅延部（optical delaysection）５ ８（たとえば光導波ファイバの光ガイドとして実現される）および光学的減衰器 ６０からなる。これらの部品は、基準光路５６がサンプル光路６３に合わせられ るように寸法決めされていて、サンプル光路上での光の減衰と遅延が、バイオロ ジカル・マトリックス（biological matrix）内の測定光路６２によって主とし て決められている。その調節は、一次光光源４３から 生じて光路５６、６３のうちの１光路上で光受信器４４に到達する光の強度と遷 移時間の両方が、できるだけ近似しているようになされる。好ましくは、基準光 路５６中の減衰と遅延は、測定条件のもとで所定の測定光路６２に関して実際に 発生している平均の値に合わせられている。光強度の偏差は±５０％をこえるべ きではない。基準光路５６上での遅延は、基準光路とサンプル光路の両方の光路 上での位相シフトが±１５°をこえず、好ましくは±５°をこえない程度にサン プル光路６２上での遅延に合わせられるべきである。現在の実験結果によれば、 光路の調節には、照射サイト１７と検出サイト１８とのあいだの幾何学的距離（ 測定距離）の、大雑把にいって４倍の大きさの遅延部５８が必要である。遅延部 は、サンプルの外側にあるサンプル光路６３の部分と比較した、基準光路５６の 長さの差（すなわち、サンプル光路６３から測定光路６２を減じる）によって定 義される。 基準光路５６は、比較的単純な手段で、高度に安定させることができる。これ によって向上した測定の正確さ−分析物濃度の変化によって生じる位相変化に関 する−は、比較的単純な、したがってコスト効果のある手段によって達成されう る。サンプル光路６３と基準光路５６は、同一の光受信器４４上に至る光学的手 段によって、切換可能である。このことがＬＣＤ−光学スイッチ６１およびレン ズ６５を用いて、図示された実施態様において達成される。 ＬＣＤ−光学スイッチ６１は、図示された実施態様において、バイオロジカル ・サンプル１０中の２つの異な る測定光路６２と６２′の起動にも役立つ。測定距離Ｄ１と比較して小さく、か つ対応する測定光路６２′を有している測定距離Ｄ２が、さらなるサンプル光路 ６３′上の検出サイト１８′で生じる光を（好ましくは光導波ファイバの助けを かりて）同じＬＣＤ光学スイッチ６１へ送ることによって設定される。したがっ て、両方のサンプル光路に共通の部品（光学的スイッチ６１、レンズ６５および 光受信器４４）との組み合せにおいて、サンプル光路６３および６３′の光導波 ファイバは、２つの異なる検出サイト１８および１８′でバイオロジカル・マト リックスから生じる二次光の検出のための２つの異なる検出手段４８、４８′を なしている。この実施態様に関して、同じ位相の測定装置３８を、異なる測定距 離のための測定変数である位相差（Ｐ）、ＡＣ振幅（ＡＣ）およびＤＣ振幅（Ｄ Ｃ）と、（もし、ここで議論される好ましい実施態様が用いられるなら）光学的 基準光路５６を決定するのに用いることができる。サンプル光路６３′、それは より強い強度の信号を輸送するのであるが、その中に光学的減衰器（図示せず） および／または遅延部（これも図示せず）を設けることは、光受信器４４に向か いつつある信号の強度および位相を、互いに対して、かつ−もし付加的な基準光 路をもった図示された実施態様が実現されるなら−基準信号に対して調整するた めには有利かもしれない。 図２に示された実施態様の第３の独特の特徴は、光受信器４４および信号ミク サ４５のあいだの信号路６４が大変短いという事実にある。本発明の観点におい て、光検出の感度がこのことによって積極的に影響されるとい うことがわかっている。もし、構成部分４４および４５のあいだの部分での信号 路ができる限り短いなら、配線容量（line capacitance）は低い。このようにし て、要求されている高周波数にもかかわらず、ミクサの、またはかわりにミクサ と直列に接続された信号前置増幅器の、比較的高いインピーダンスで操作するこ とが可能である。このことは、今度はフォトダイオードの所定の電流での信号強 度に関して有利である。したがって、単純な手段によって、本質的に単純で、し たがってコスト効果のある半導体光受信器の有効感度が著しく改善されうる。 好ましくは、光受信器４４とミクサ４５とのあいだの信号路の長さは１ｃｍよ りも短い。とくに好ましくは、光受信器４４と信号ミクサ４５はともに同じ半導 体基板に一体化される。このことは、有利な回路設計を許容する。負荷側に結合 されているミクサを有する増幅器（たとえば、平衡混合器（balanced mixer）」 ）が用いられうる。ＦＥＴミクサを用いることができ、そのゲートに対して光受 信器５４が直接結合されている。最後に、光受信器として用いられるフォトダイ オードがそれ自身ミクサ４５の一部分をなしうる。たとえば、平衡混合器のダイ オード１個はフォトダイオードによって置き換えることが可能である。 光受信器４４は、とくに好ましくはアバランシェ型フォトダイオードである。 とくにアバランシェ型フォトダイオードとの組み合せにおいての好ましい可能性 は周波数ｆ₂で直接、光受信器４４の感度を変調することである。光多重器のば あいには、ｆ₂はそのダイノード（dyn ode）に適用することが可能である。半導体光受信器のばあいには、供給電圧は ｆ₂で変調されうる。このようにして、光受信器４４とミクサ４５の機能は１個 の部品中に結合されている。 照射サイト１７および検出サイト１８の寸法に関する、バイオロジカル・マト リックス１０の界面１１上のこれらのサイトの配置に関する、およびとくに測定 距離Ｄに関する幾何学的条件は、個々のばあいに経験的に決定されうる。以下の 基本的な原則が観察されるべきである。 「照射サイト」と「検出サイト」という用語は幾何学的に解されるべきであり 、すなわち、バイオロジカル・マトリックスの界面の小領域として解されるべき であり、該バイオロジカル・マトリックスにおいては、個々の検出段階において 、決定された遷移時間パラメータ（transit time parameter）に対して決定的に 重要である光が界面を通過する。照射サイトと検出サイトとのあいだの距離とし て以下に与えられた数値は、個々の照射サイトまたは検出サイトの中心に関連し ており、照射サイトと検出サイトとのあいだの距離（すなわち、最短距離の関係 ）の方向に測定される。 特定の測定距離に対して良好な分解能でもって測定変数をわりあてることがで きるためには、前述の距離の方向での、照射サイトと検出サイトの寸法はあまり 大きすぎるべきではない。好ましくは、それは２ｍｍよりも小さく、とくに好ま しくは１ｍｍよりも小さい。 検出段階においてなされ、かつ、その結果が吸収パラメータおよび／または散 乱パラメータを決定するのに用 いられる測定での測定光路は互いに充分異なっているべきである。一般的に、違 いは、個々の測定値の決定の際の（異なる測定光路についての）測定誤差が実質 的に測定値の差よりも小さくなければならないといいうる。好ましくは、吸収パ ラメータまたは散乱パラメータを計算するのに用いられる強度についての測定値 は少なくとも１０％異なっていなければならない。測定光路の差はこの要求に一 致しているべきである。 可能性の最も大きい測定距離は、強度の減少しつつある二次光と、その結果え られる信号／ノイズ比の低下によって決定されうる。上限は、個々のばあいにお いて経験的に決定されうる。好ましくは、測定距離は４ｃｍより小さくあるべき である。現在までの発見によれば、最適の測定の正確さは約２ｃｍの測定距離（ １ｃｍと３ｃｍのあいだのいずれか）で達成される。 図３から図７はＰＤＯＬＳ測定装置の有利な細目を示す図である。 図３によれば、高周波前置増幅器２２ａ、２２ｂ、２２ｃは各光受信器４４ａ 、４４ｂ、４４ｃの出力に接続されている。高周波増幅器２２ａ、２２ｂ、２２ ｃの出力信号は信号ミクサ４５ａ、４５ｂ、４５ｃの各ばあいに供給され、他の 入力に対して周波数ｆ₂（図１による回路の）が適用される。高周波前置増幅器 と信号ミクサのあいだはもちろんのこと、光受信器と高周波前置増幅器のあいだ の信号路は、すでに述べた理由のためにできるだけ短くするべきである。好まし くは、光受信器からミクサへの信号路の全ての長さは１ｃｍよりも短く、とくに 好ましくは３ｍｍよりも短い。ミクサ４５ａ、４５ ｂ、４５ｃの出力信号Ｓ₁、Ｓ₂、Ｓ₃は低周波数であり、そしてそれゆえ低周波 回路技術の従来の手段で処理されうる。 図５および図６は、コンタクトプレート２４を示しており、該プレートは、分 析を実行するためのバイオロジカル・サンプル１０の境界表面１１に対して押し つけられている。コンタクトプレート２４は、全ての光受信器４４ａ、４４ｂお よび４４ｃを担うキャリヤ部品（carrier component）２６の一部分をなしてい る。キャリヤ部品２６はコンタクトプレート２４に加えて電子基板（electronic board）２７からなり、該電子基板は多層回路基板である。多層回路基板は、印 刷回路基板としてか、またはハイブリッド技術で構成されうる。コンタクトプレ ート２４は同様に多層構造からなり、黒色を帯びたガラス板（「黒色ガラス板(b lack glass plate)」）３０および金属板３１からなる。アバランシェ型フォト ダイオードは、黒色ガラス板３０の、適合するくぼみ中に光受信器４４として配 されており、その光検知表面はサンプルに向かって向きが変わっている。 キャリヤ部品２６の電子基板２７は、ＨＦ前置増幅器２２ａ、２２ｂ、２２ｃ および信号ミクサ４５ａ、４５ｂ、４５ｃのキャリア（carrier）として役立つ 。光受信器４４にわりあてられた前置増幅器２２とミクサ４５は金属製遮蔽容器 ３４中に位置づけられている。高周波数ｆ₂は、ストリップバス（strip bus）と して構成される一本の５０Ω配線を介してミクサ４５ａ、４５ｂ、４５ｃに結合 されており、前記５０Ω配線は電子基板２７中に位置している。アバランシェ型 フォトダイオードへ の供給電圧は、同様に電子基板２７中にあるような配線３６に沿って供給される 。低周波信号の処理のためのさらなる回路は、これも好ましくは電子基板上に収 容されているが、図のわかりやすさのため図示されていない。 ２つの温度測定エレメント（temperature measuringelements）は、キャリヤ 部品２６の電子基板２７に温度的に（thermally）結びつけられている。これら の素子はキャリヤ部品２６の温度をモニタするために用いられる。このようにし て、温度の変動によって生じる、光受信器４４の感度の変化は、吸収または散乱 パラメータの決定において、および一般的には評価段階において考慮されうる。 好ましくは必要な前置増幅器およびミクサとともに、光受信器４４ａ、４４ｂ 、４４ｃを単一の部品中に共通に一体化することによって、全てのアバランシェ 型フォトダイオードは同じ相対的な位相位置を有し、そして、種々の検出サイト に対する検出手段の処理チャネルは大いに同一の特性を有している。さらに、コ ンパクトな設計がえられる。多層化技術は、高周波信号の、遮蔽された供給を可 能とし、光受信器とミクサとのあいだの非常に短い接続を許容している。もし、 ＦＥＴミクサが用いられるなら、分離型の前置増幅器は割愛されうる。このばあ い、各光受信器と、各レシーバにわりあてられたミクサとのあいだの距離が最小 化されるべきである。 図６は、２つの照射手段４２ａおよび４２ｂならびに測定機器のコンタクトプ レート中にある６個の検出手段４８ａから４８ｆの配置の拡大図の形で示した図 である。 コンタクトプレートは、図５の実施態様において示されるように、黒色ガラス 板３０および金属板３１からなる。黒色ガラス板は、その中に素子部品（elemen ts）が挿入される大きさに適したくぼみを有している。図は、照射手段４２ａ、 ４２ｂの一部分として伝送光ガイド１５を示しており、光伝送器（図示されず） からの光は、伝送光ガイドを介して２つの異なる照射サイト１７ａ、１７ｂへと 照射されうる。照射サイトの寸法は金属板３１中の開口に一致した直径によって 決定されており、好ましくは１ｍｍよりも小さく、とくに好ましくは約０．５ｍ ｍである。 図示された実施態様において、光受信器４４ａから４４ｆは、あいだに置かれ る光導波ファイバなしに、直接、コンタクトプレート２４の表面上に配置されて おり、コンタクトプレートはサンプルに接触している。光受信器は黒色ガラス板 ３０の、対応するくぼみ中に座置している。対応する検出サイト１８ａから１８ ｆの寸法は、順に、マスク３２中の開口寸法によって決定される。この寸法は好 ましくは２ｍｍよりも小さく、とくに好ましくは約１ｍｍである。数個の照射手 段および数個の検出手段の使用は、同一の測定距離が、照射サイトと検出サイト との数個の異なる組合せによって設定されうる配置においては、既に引用された 国際公開第９４／１０９０１号に説明されているように冗長測定（redundant me asurement）を許容する。 ヘテロダイン原理に基づいて作動する位相測定機器を用いてする位相測定の正 確さのために、最も重要なことは２つの周波数発生器（ｆ₁、ｆ₂）４０および４ １のあ いだの差周波数ｆ₀（交差相関周波数（cross correlation frequency））は測定 期間のあいだ中、一定のままであることである。一方、ｆ₀（たとえば１ｋＨｚ ）は、周波数発生器４０、４１の絶対値周波数の小さな端数（たとえば１００． ００ＭＨｚと１００．００１ＭＨｚ）によってのみなっており、したがって高度 に安定で、したがって高価な発振器が周波数発生器４０、４１中に用いられなけ ればならない。 本発明の、代わりの好ましい実施態様によれば、差周波数ｆ₀は差周波数発生 器６６によってあらかじめ選択されている。あらかじめ選択されている差周波数 を基礎として第２の測定周波数発生器の周波数ｆ₂は、第２の周波数発生器４１ が、第１の周波数発生器４０の周波数変動に一定の差周波数で追従するように制 御される。 図７による実施態様において、この原理は発生器４０、４１の周波数ｆ₁およ びｆ₂が信号ミクサ６７の入力に印加されることによって実現され、信号ミクサ の出力で現時点の（current）差周波数ｆ₀′が発生される。現時点の差周波数ｆ₀ ′は制御ユニット６８に対する実際の信号として供給され、他方で差周波数発 生器６６の信号が制御ユニット６８に名目上の信号として供給される。制御ユニ ット６８は実際の信号ｆ₀′と名目上の信号ｆ₀とを比較し、ｆ₁とｆ₂の差が、あ らかじめ選択されている差周波数ｆ₀に正確に一致するようにその周波数ｆ₂を制 御するために補正信号ｋを発生しており、該補正信号は２つの周波数発生器（図 中では周波数発生器４１に）に供給されている。その制御は好ましくはＰＬＬ原 理にもとづいて公知の方法で実現される。 バイオロジカル・サンプル１０の範囲内で、部品を動かすことなく光路を変更 する可能性が、図８から図１１を用いて説明される。 図８は、２つの異なる変調周波数ｆ₁およびｆ₂のためのバイオロジカル・サン プル１０中の光学的光路の断面図であり、図では、低い方の変調周波数ｆ₁を伴 う光路が２として、高い方の変調周波数ｆ₂を伴う光路が３として示されている 。光は、それぞれのばあいに表面１１の、同一の照射サイト１７で光照射手段（ 図示せず）で照射されており、表面１１の、同一の検出サイト１８で測定される ので、測定距離Ａは両方のばあいに同一である。 組織中の「有効光路」は、たとえば、サンプルの部分的体積部として定義され 、前記サンプル中では光の特定の割合の部分（たとえば９０％）が進むのであり 、前記光は照射サイト１７から検出サイト１８へと通過するとともに、光受信器 によって生じる電気的信号に寄与している。多重散乱によってサンプル中に生じ る幾何学的条件のゆえに、もし、照射点と光源が（図示されるように）組織サン プル１０の同じ表面１１上に存在するなら、この部分は大雑把にいうとバナナ形 をしている。 有効光路の形状は、照射サイト１７と検出サイト１８とのあいだの測定距離、 サンプルの吸収特性およびサンプルの散乱特性（ありうる局部的な差を含む）な らびに変調周波数についての複雑な関数である。しかしながら、一般的原則とし て、組織中の光路２、３の最大深さは、増えつつある距離Ａおよび減りつつある 周波数ｆ₁につれて、より大きくなっており、そのあいだにもし、 小さい方の測定距離と高い方の周波数が用いられるなら前記最大深さは逆に、よ り小さくなるということができる。この情報を基礎として、測定距離Ａおよび変 調周波数ｆを調整することによって、光路はサンプル中で光路が、組織のうちあ らかじめ定められた（所望の）部分的体積部中を基本的に通り抜けているような 方法で調整されうる。 図９は、同じ変調周波数で、しかも異なる測定距離ＡおよびＢのための２つの 光路８、９を示しており、ここでは、図示されたばあいにおいては、光は照射サ イト１７で照射され、２つの異なる検出サイト１８、１８′で検出される。説明 された一般的原則にしたがえば、光路の最大深さは大きいほうの測定距離Ｂより も大きいということが明らかとなる。前記２つの光路は、比較的小さい部分的体 積部７においてのみオーバラップしている。このことは多くの応用には不利であ る。なぜなら測定された測定変数は異なる測定部分のことだからである。 この点に関し、図１０に示される可能性はもっと有利であり、すなわち、異な る測定距離ＡとＢで同時に、短い方の測定距離Ｂ（光路１４）よりも大きい方の 測定距離（光路１３）に、高い方の変調周波数を用いるために有利である。この ことによって、はるかに大きな重なり体積７がえられる。 したがって、測定距離と変調周波数の好適な選択によって、とくに皮膚のよう に層状をなす構造（layered structures）において有効光路を調節することが可 能であり、その結果、主に特定の層が測定される。最近の発見によれば、皮膚組 織に主としてではなく、下層をなす脂 肪または筋肉組織に測定を集中することが有利でありうる。 有効光路に影響をおよぼすさらなる可能性は図１１に高度に概略化した形で示 されている。このばあい、反射性の表面５を有する部品１４は、組織表面１１に 接しており、照射サイト１７と検出サイト１８とのあいだにのびている。このこ とは、たとえば、センサー測定ヘッドに付属しており、かつ、組織表面１１に支 えられているコンタクトプレートの反射性の被覆物によって技術的に実現されう る。サンプル１０の表面１１を進行する光成分は反射性の面５によって組織中に 反射され、したがって検出サイト１８で検出される信号に寄与し、その結果、有 効光路６の図示された形がえられ、光学的光路は表面１１にまで達する部分を含 む。この測定は組織中の光路を、所望の所定の部分的体積部に合わせるために効 果的に用いられうる。 異なる測定光路は、照射サイトと検出サイト（と変化しない測定距離）の所定 の位置での変調周波数の変化によって、バイオロジカル・サンプル１０中に設定 されうることが明らかとなる。さらに、有効光路が中に存在している部分的体積 部を選ぶことが可能である。組織中の部分的体積部の選択はインビボでの分析に おける測定の正確さのために非常に重要になりうる。とくに、異なる組織の層の 不均質性によって生じる種々の影響を減じるために、測定は皮膚の所定の部分的 体積部にできるだけ正確に限定されるべきである。皮膚の毛細血管基底部（capi llary base）での濃度の測定がとくに好ましい。

───────────────────────────────────────────────────── 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，Ｍ Ｃ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ， ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ)， ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，Ｃ Ｈ，ＣＮ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ ，ＧＥ，ＨＵ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ， ＫＺ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，Ｍ Ｎ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＴ， ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ (72)発明者 ハイン、ハインツ−ミハエル ドイツ連邦共和国、デー64342 ゼーハイ ム−ユーゲンハイム、フリートリッヒ−エ バート−シュトラーセ 77 (72)発明者 ハール、ハンス−ペータ ドイツ連邦共和国、デー69168 ビースロ ッホ、バルトシュラーセ ２ 【要約の続き】 周波数領域分光学的測定のそれぞれにおいて一次光と比 較される二次光の位相シフトの測定が強度の測定変数と して決定されることが提案される。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．バイオロジカル・サンプル中の分析物の濃度の分析的決定の方法であって、 検出段階において、前記バイオロジカル・サンプルとの相互作用によって変化 し、かつ前記バイオロジカル・サンプル中の分析物の濃度と相関関係を有する、 前記光の測定可能な物理的特性を測定変数として決定するために、光が、照射サ イトにおいて照射手段によって一次光として、前記バイオロジカル・サンプルを 画している界面を通って前記サンプル中へと照射され、前記サンプルを画してい る界面を通って前記バイオロジカル・サンプルから生じる光が、所定の測定距離 の検出サイトで検出手段によって二次光として検出され、 評価段階において、分析物の濃度が、前記検出段階において測定された測定変 数を基礎として決定され、 前記検出段階において、 （ａ）周波数領域分光学的測定が、前記照射サイトと前記検出サイトのあいだ の少なくとも２つの異なる測定光路で、前記光照射手段の移動または前記検出手 段の移動なしに行われ、 （ｂ）前記周波数領域分光学的測定のそれぞれが少なくとも２つの異なる光波 長で行われ、さらに （ｃ）前記周波数領域分光学的測定のそれぞれにおいて前記一次光と比較され る前記二次光の位相シフトが強度についての測定変数として決定される ことを特徴とする分析的決定の方法。 ２．前記評価段階において前記周波数領域分光学的測定の測定値から、前記バイ オロジカル・サンプル中の光の吸収の測定値である吸収パラメータおよび前記バ イオロジカル・サンプル中の光の散乱の測定値である散乱パラメータのうちの少 なくともいずれか一方が、個々の他のパラメータから独立な測定量として決定さ れ、前記分析物の濃度が少なくとも前記パラメータの１つからえられる特許請求 の範囲第１項記載の方法。 ３．前記強度についての測定変数が前記二次光のＡＣ強度成分である特許請求の 範囲第１または２項記載の方法。 ４．前記強度についての測定変数が前記二次光のＤＣ強度成分である特許請求の 範囲第１、２または３項記載の方法。 ５．前記周波数領域分光学的測定のあいだ、異なる検出サイトで生じる光が複数 の検出手段で検出され、前記検出サイトは、少なくとも１つの照射サイトからの 異なる測定距離を有しており、それによって移動なしの異なる測定光路を設定す る特許請求の範囲第１、２、３または４項記載の方法。 ６．前記周波数領域分光学的測定のあいだ、前記一次光が前記照射サイトと前記 検出サイトのあいだの同一の測定距離での、異なる測定光路の移動を伴わない設 定のための異なる変調周波数で変調される特許請求の範囲第１、２、３、４、ま たは５項記載の方法。 ７．前記少なくとも２つの測定光路の差が、強度パラメータの、結果としてえら れる測定値の少なくとも１０％異なる状態である特許請求の範囲第１、２、３、 ４、５または６項記載の方法。 ８．前記分析物の濃度は基本的に前記吸収パラメータからえられる特許請求の範 囲第１、２、３、４、５、６または７項記載の方法。 ９．前記分析物が水、グルコース、ビリルビン、コレステロール、トリグリセリ ド、尿素、尿酸、オキシヘモグロビン、ヘモグロビンおよびシトクロムオキシダ ーゼのうちのいずれかである特許請求の範囲第８項記載の方法。 10．前記バイオロジカル・サンプルが生体液とくに血液である特許請求の範囲第 １、２、３、４、５、６、７、８または９項記載の方法。 11．前記バイオロジカル・サンプルが生体組織である特許請求の範囲第１、２、 ３、４、５、６、７、８または９項記載の方法。 12．前記生体組織が、皮膚組織とくにフィンガー・パッド、上腹壁、爪床、唇、 舌もしくはヒトの上腕の内側の皮膚組織または筋肉組織または皮下脂肪組織また は強膜の組織である特許請求の範囲第１１項記載の方法。 13．前記組織中の前記散乱パラメータおよび前記吸収パラメータのうちの少なく ともいずれか一方に影響する外因性の物質が前記バイオロジカル・サンプルに添 加され、前記外因性の物質の濃度が前記組織の部分的体積部の中の分析物として 決定される特許請求の範囲第１、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、１１ または１２項記載の方法。 14．前記組織中の測定光路が、前記分析物の濃度が決定 されるべき前記組織の所定の部分的体積部に向けられている特許請求の範囲第１ 、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、１１、１２または１３項記載の方法 。 15．前記部分的体積部が前記皮膚の毛細血管基底部である特許請求の範囲第１４ 項記載の方法。 16．前記組織の表面上に保持されている反射性の表面が前記部分的体積部を調整 する手段として設けられる特許請求の範囲第１４または１５項記載の方法。 17．前記変調周波数および前記測定距離が、前記光路が基本的に前記組織の前記 所定の部分的体積部を通るような方法で互いに調整される特許請求の範囲第６、 ７、８、９、１０、１１、１２、１３、１４、１５または１６項記載の方法。 18．特許請求の範囲第１、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、１１、１２ 、１３、１４、１５、１６、１７のいずれかに記載の方法を行うための装置であ って、 前記バイオロジカル・サンプルの界面に突き当てて対置して設けられる測定ヘ ッド（１２）、 −バイオロジカル・サンプル（１０）中へと、バイオロジカル・サンプル（１ ０）を画している界面（１１）を通って、照射サイト（１７）で一次光を照射す る光伝送器（４３）を有する照射手段（４２）と、 −前記サンプルを画している界面（１１）を通ってバイオロジカル・サンプル （１０）から生じる二次光を検出サイト（１８）で検出する光受信器（４４） を有する検出手段（４８）とを備え、 前記バイオロジカル・サンプル（１０）との相互作用によって変化しかつ前記 バイオロジカル・サンプル（１０）中の前記分析物の濃度と相関関係を有する、 前記光の物理的特性を測定変数として決定するための測定機器（３８）、および 前記測定変数についての測定値からうる前記分析物の濃度を決定する評価手段 （５０） を有しており、 前記測定機器（３８）が、 −一次光伝送器（３）を制御する周波数発生器（４０）を含んでおり、これに よって前記一次光が高周波キャリヤ周波数で変調され、 −位相測定装置および、測定変数として、前記一次光と比較された前記二次光 の位相シフトと前記二次光の強度についての測定変数とを決定するための強度の 測定装置を含んでおり、さらに −前記測定変数が、照射手段（４２）と検出手段（４８）の移動を伴わずに、 照射サイト（１７）および検出サイト（１８）のあいだの少なくとも２つの異な る前記光路（６２、６２′）と、各ばあいにおける少なくとも２つの光波長とで 決定されうる ように構成されることを特徴とする装置。 19．評価手段（５０）が、前記バイロジカル・サンプル中の光散乱の測定値であ る散乱パラメータと、前記バイロジカル・サンプル中の光吸収の測定値である吸 収パラメータとを決定するために構成されてなる特許請求の範囲第１８項記載の 装置。 20．前記強度の測定装置が、前記一次光のＡＣ振幅に関連して前記二次光のＡＣ 振幅を、強度についての測定変数として決定する手段を含んでなる特許請求の範 囲第１８または１９項記載の装置。 21．前記強度の測定装置が、前記一次光のＤＣ振幅に関連して前記二次光のＤＣ 振幅を、強度についての測定変数として決定する手段を含んでなる特許請求の範 囲第１８、１９または２０項記載の装置。 22．光伝送器（４３）が駆動段（４０ａ）を介して周波数発生器（４０）によっ て起動され、駆動段（４０ａ）および光伝送器（４３）が電磁気的に絶縁された ハウジング中に配設されてなる特許請求の範囲第１８、１９、２０または２１項 記載の装置。 23．周波数発生器（４０）もまた電磁気的に絶縁されたハウジング（５２）中に 配設されてなる特許請求の範囲第２２項記載の装置。 24．測定機器（３８）が、電磁気的に絶縁されたハウジング（５２）中に同様に 配設される第２の周波数発生器を含んでなる特許請求の範囲第２２または２３項 記載の装置。 25．前記測定機器が、異なる検出サイトで前記バイロジカル・サンプルから生じ る光を同時に検出し、それぞれ光受信器（４４ａ、４４ｂ・・・）を備えてなる 複数の検出手段（４８ａ、４８ｂ・・・）からなり、光受信器（４４ａ、４４ｂ ・・・）が共通のキャリヤ（２６）上に配設されてなる特許請求の範囲第１８、 １９、２０、２１、２２、２３または２４項記載の装置。 26．温度測定エレメント（３３）がキャリヤ（２６）に温度的に結びつけられ、 温度測定エレメント（３３）の出力信号が、前記分析物の濃度の決定において光 受信器（４４）の温度を考慮するために評価手段（５０）に供給されてなる特許 請求の範囲第２５項記載の装置。 27．高周波増幅器が前記測定機器中の光受信器（４４）の出力に結びつけられ、 前記光受信器と、その出力に接続された前記高周波増幅器とのあいだの距離が最 小にされてなる特許請求の範囲第１８、１９、２０、２１、２２、２３、２４、 ２５または２６項記載の装置。 28．前記測定機器中の光受信器（４４）の出力信号が信号ミクサ（４５）に供給 され、光受信器（４４）と前記信号ミクサ（４５）のあいだの信号路（６４）が 最小にされてなる特許請求の範囲第１８、１９、２０、２１、２２、２３、２４ 、２５、２６または２７項記載の装置。 29．信号ミクサ（４５）がＦＥＴミクサであり、光受信器（４４）が前記ＦＥＴ ミクサのゲートに直接結びつけられてなる特許請求の範囲第２８項記載の装置。 30．光受信器（４４）がフォトダイオードであり、該フォトダイオードが信号ミ クサ（４５）の一部分を構成してなる特許請求の範囲第２８項記載の装置。 31．前記キャリヤ部品が多層電子基板（２７）からなる特許請求の範囲第２５、 ２６、２７、２８、２９または３０項記載の装置。 32．測定ヘッド（１２）が、異なる検出サイト（１８， １８′）で、複数のサンプル光路（６３，６３′）を介してバイオロジカル・サ ンプル（１０）から生じる光を検出する複数の検出手段（４８，４８′）を含み 、前記光がサンプル光路（６３，６３′）のあいだで共通の光受信器（４４）の 方へ光学的に切り換え可能とされてなる特許請求の範囲第１８、１９、２０、２ １、２２、２３、２４、２５、２６、２７、２８、２９、３０または３１項記載 の装置。 33．前記測定機器が、光遷移時間と、測定光路（６２）に対する光強度減衰とに 関して適合される光学的基準光路部分（５６）を含み、測定光はサンプル光路（ ６３）と基準光路（５６）のあいだで光学的に切り換え可能であり、サンプル光 路は測定光路（６２）を含んでなる特許請求の範囲第１８、１９、２０、２１、 ２２、２３、２４、２５、２６、２７、２８、２９、３０、３１または３２項記 載の装置。 34．測定機器（３８）は、一定の差で発振する第１の測定周波数発生器（４０） および第２の測定周波数発生器（４１）からなり、第１の測定周波数発生器（４ ０）と第２の測定周波数発生器（４１）の差周波数が差周波数発生器（６６）に よって予め定められており、第２の測定周波数発生器（４１）の周波数が、第２ の測定周波数発生器（４１）が一定の差周波数で第１の測定周波数発生器（４０ ）の周波数変動に追従するような方法で所定の差周波数を基礎として制御されて なる特許請求の範囲第１８、１９、２０、２１、２２、２３、２４、２５、２６ 、２７、２８、２９、３０、３１、３２または３３項記載の装置。