JPH10501995A - 自己発光非侵襲性赤外分光光度計 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 非侵襲的にグルコース、エチルアルコール及び他の血液成分を監視するための方法及び装置。測定は、血液成分が強い識別可能な吸収スペクトルを有する長い赤外波長範囲において所望の血液成分の赤外吸収を監視することにより行われる。人によって熱として発せられた長波長赤外エネルギーが、監視され、そして（グルコース又は血液アルコールの如く）血液における特定成分の赤外吸収は、これらの成分に対する特性赤外吸収波長において赤外検出器（４１２）によって測定される。測定は、好ましくは、心臓モニタ（７１８）によって監視される心周期の心収縮期と心拡張期と同期され、その結果、（脈動しない）静脈と組織によって生じた信号寄与は、検出信号の比率が取られた時、マイクロプロセッサー（４１８）によって取り消される。それから、血液成分の濃度は、多項式により決定される。

Description

【発明の詳細な説明】 自己発光非侵襲性赤外分光光度計 発明の背景 発明の分野 本発明は、人の血液におけるグルコース、溶存炭酸ガス、エチルアルコール又 は他の成分の濃度を非侵襲的に測定するために器具と方法に関する。特に、本発 明は、そのような成分が人の身体から放出された赤外エネルギー帯内の対象成分 の特定の吸収を測定することにより、強力な識別可能な吸収スペクトルを有する 長い赤外波長における人の血液中のそのような成分の赤外吸収を監視するための 器具と関連した方法に関する。 先行技術の簡単な説明 赤外検出技術は、酸素飽和度と他の血液成分の濃度の計算のために広く使用さ れた。例えば、非侵襲性パルス酸素濃度計は、二つ以上の可視及び／又は近赤外 波長において吸収信号を測定し、人の血液の複合脈流データを獲得するために、 収集データの処理のために使用された。この形式の実例のパルス酸素濃度計は、 Ｃｏｒｅｎｍａｎ他によって米国特許Ｎｏ．４、９３４、３７２において記載さ れる。この形式の実例のパルス酸素濃度計は、米国特許Ｎｏ．４、９３４、３７ ２においてＣｏｒｅｎｍａｎ他によって、米国特許Ｎｏ．４、７１４、０８０に おいてＥｄｇａｒ，Ｊｒ他によって、そして米国特許Ｎｏ．４、８１９、７５２ においてＺｅｌｉｎによって記載される。 赤外検出技術はまた、吐息した患者の気流における亜酸化窒素と炭酸ガスのよ うな成分の濃度を計算するために使用された。例えば、Ｙｅｌｄｅｒｍａｎ他は 、米国特許第５、０８１、９９８号と第５、０９５、９１３号において、患者の 人工気道において赤外透過／検出装置を据え付けることにより、呼気流の成分の 絶対濃度を非侵襲的に測定するために赤外光を用いる技術を記載する。これらの 赤外検出技術と上記の技術は、動脈血酸素飽和度、患者の脈拍、及び炭酸ガス、 亜酸化窒素と他の呼吸成分の濃度の決定において極めて正確であることが立証さ れた。 分光測光法はまた、近赤外領域において測定及び基準波長を用いて、生体内で 身体器官の酸化代謝を非侵襲的に監視するために使用された。例えば、Ｊｏｂｓ ｉｓは、米国特許第４、２２３、６８０号と第４、２８１、６４５号において、 ７００〜１３００ｎｍの範囲の赤外波長が生きている人間又は動物の脳又は心臓 の如く器官における酸素充足性を監視する技術を記載する。さらに、Ｗｉｌｂｅ ｒは、米国特許第４、４０７、２９０号において、可視及び近赤外発光ダイオー ドと検出回路を使用して、試験領域における血液厚の全変化に関する所定の血液 成分の血液厚の変化を非侵襲的に測定し、血液におけるそのような成分の濃度を 決定する技術を記載する。そのような成分は、ヘモグロビンとオキシヘモグロビ ンを測定し、測定濃度は、血液の酸素飽和度を決定するために使用される。Ｗｉ ｌｂｅｒは、さらに、そのような技術が血流におけるグルコースの測定に拡張さ れることを、欄１１−１２において示唆する。しかし、Ｗｉｌｂｅｒは、そのよ うな測定をする仕方、使用するエネルギーの波長、又はグルコース濃度の計算の ために必要な数学の形式を述べない。 血流におけるグルコース濃度を測定する際に使用される上記の非侵襲性血液成 分測定技術の拡張は、非常に望ましい。Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｄｉａｂｅｔｅｓ Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎによれば、約半分は気付いていないとしても、米国にお ける１４００万人以上が糖尿病を有するという。１年につきほぼ７５０、０００ 人が、糖尿病を有すると診断され、およそ１５０、０００人が、毎年、病気又は その合併症がもとで死亡する。糖尿病を有する人々は、失明、腎臓病、心臓病と 発作の危険があるために、それらは、血液グルコースレベルを綿密に監視し、イ ンシュリン及びグルコース摂取量を注意深く制御することにより、病気を制御す ることを必要とする。多数の家庭用診断装置が、この目的のために開発された。 例えば、血流におけるグルコースレベルを測定するために使用された従来の手 順は、生化学的、電気化学的及び分光技術を含む。生化学的技術は、グルコース オキシダーゼ反応を測定し、研究所と、ＬｉｆｅＳｃａｎによって製造されるＯ ｎｅＴｏｕｃｈグルコースモニタの如く従来の消費者グルコース監視機器におい て広く使用される。比較的に正確であるが、この技術は、血液の試料を人から回 収し、化学的反応性の試験条片に対し付着することを必要とする。血液の試料の 反復回収は、望ましくない。これに反して、電気化学的技術は、血液の回収を必 要としない。しかし、これらの技術は、典型的に、（人工膵臓の如く）調節され たインシュリンリザーバに信号を与える際の使用される、グルコース電極とセル の外科の移植を必要とする。これらの技術は、移植片と自動インシュリン制御系 における使用のために非常に有望であるが、関連システムは、比較的不正確で、 不感応で、あまり選択性がない。明らかに、 この技術は、極めて侵襲的である。それにもかかわらず、それは、重症の糖尿病 に対して完全な閉ループ系を形成するために、電子的に調節されたインシュリン リザーバ又は人工膵臓とともに、センサが移植されるひどい糖尿病の場合に有益 である。 赤外光を用いる分光グルコース監視技術は、現在、最も正確であると考えられ 、本出願の主題である。上記の非侵襲性酸素飽和度測定技術とは異なり、先行技 術の分光グルコース監視技術は、典型的に、赤外光を用いる連続測定を許容する 体外の「流動」セルを使用した。事実、減衰全内面反射（ＡＴＲ）セルは、抽出 した血液試料のグルコース含量を測定するために、長波長の赤外線において使用 された。しかし、そのような技術はまた、血液の試料を人から採取し、このよう にして、広範な消費者使用のために望ましい。 レーザーラマン分光学は、測定のために可視スペクトル範囲刺激と可視赤スペ クトルを使用する別の分光技術である。ＡＴＲセルと同様に、体外の血液がまた 、グルコース測定をするためにラマン技術で使用される。しかし、ラマン技術は 、全血が、全可視スペクトル範囲で、共鳴増幅されない帯域の検出を非常に困難 にする高い蛍光背景を生ずるヘモグロビンと他の発色団により高吸収を有すると いう原理に基づく。サブナノ秒レーザーパルスが、これらの問題の幾つかを克服 するために使用される。しかし、この技術は、極めて複雑で高価である。 別の分光技術は、血流におけるグルコースを測定する問題に対して非侵襲性の 解法を提供する。この技術、近赤外分光法により、光は生体内のグルコースレベ ルを測定するために、指又は適切な付属体を通過される。残念なことに、この技 術は、二つの供給源、即ち、組織干渉と特異 性の欠如、から不正確である。さらに、使用近赤外波長は、発光ダイオード（Ｌ ＥＤ）と固体レーザーによって容易かつ経済的に発生されるが、それらは、グル コースによって特に吸収される範囲にない。この「指紋」吸光の欠如と組織色素 及び条件からの干渉は、技術を正確な濃度決定のために無益にし、安定性が維持 されるならば、多分傾向性のために受容されない。そのような分光技術を記載す る先行技術の特許の実例が、以下に記載される。 Ｋａｉｓｅｒは、スイス特許Ｎｏ．６１２、２７１において、赤外レーザーが 測定セルにおけるグルコース濃度を測定するための放射源として使用された技術 を記載する。測定セルは、人の血液により濡されたＡＴＲ測定プリズムと、比較 溶液で濡されたＡＴＲ基準プリズムから成る。ＣＯ₂レーザー放射は、測定セル を通って導かれ、信号処理装置に当たる前に集められる。測定セルの前に置かれ たチョッパは、試料と基準プリズムからの信号に対応して、２つの電圧を獲得さ せる。血液において測定された物質の濃度に対応する吸収により、発生する電圧 の差分は、濃度に比例する。残念なことに、Ｋａｉｓｅｒによって使われた赤外 レーザーは、血液を加熱する望ましくない副作用を有し、人に有害であり、また 、組織吸収の効果を克服しない。Ｋａｉｓｅｒは、血液の加熱が、静脈血と高血 液流量率の体外のキュベットを用いることにより防止されるが、Ｋａｉｓｅｒは 、測定をしたならば、赤外スペクトルの部分において存在する組織吸収又は他の 誤差源の影響を克服するグルコース濃度を測定するための非侵襲性技術を記載し ない。 Ｍａｒｃｈは、米国特許Ｎｏ．３、９５８、５６０において、眼の角膜を通過 した偏光赤外光の回転を検知する「非侵襲性」自動グルコース センサシステムを記載する。Ｍａｒｃｈのグルコースセンサは、まぶたと角膜の 間の眼球の上にはめられ、人の角膜の一方の側における検出器で検出された放射 線量の関数としてグルコースを測定する。残念なことに、そのような技術は、血 液の回収を必要とせず、このようにして、「非侵襲性」であるが、センサは、人 の眼における据え付けの必要性のために、人に不快の原因になる。より正確で非 侵入的なシステムが望まれる。 Ｈｕｔｃｈｉｎｓｏｎは、米国特許Ｎｏ．５、００９、２３０において、人の 血流におけるグルコース濃度を非侵襲的に検出するために、偏光赤外光を使用す る個人用グルコースモニタを記載する。偏光ビームにおいて伝えられた回転量は 、身体の血管新生部分を通過する時測定され、身体のその部分におけるグルコー ス濃度を測定する。Ｈｕｔｃｈｉｎｓｏｎによって記載されたモニタは、人の眼 に取り付けられる必要はないが、測定精度は、Ｈｕｔｃｈｉｎｓｏｎによって使 われた９４０〜１０００ｎｍ範囲において比較的少量のグルコース吸収により限 定される。 Ｄａｈｎｅ他は、米国特許Ｎｏ．４、６５５、２２５において、１１００〜２ ５００ｎｍの間の近赤外領域において特別に選択された帯域を用いて、グルコー スの存在を検出するための分光技術を記載する。Ｄａｈｎｅ他は、１０００〜２ ５００ｎｍ範囲の波長において光を照射することにより、十分な感度で対象組織 に達する十分な貫入深さの許容される組合せが、組織を過熱させる危険なしに、 グルコース濃度変動を確認するために獲得されることを見いだした。 Ｍｅｎｄｅｌｓｏｎ他はまた、米国特許Ｎｏ．５、１３７、０２３において、 近赤外範囲における波長が、搏動フォトプレチスモグラフを用いて、グルコース の如く分析物の濃度を非侵襲的に測定するために有益 であることを見いだした。特に、Ｍｅｎｄｅｌｓｏｎ他は、透過及び反射フォト プレチスモグラフの原理を使用し、これにより、グルコース測定が、血液体積変 化が心周期の心収縮及び心拡張期フェーズにおいて生ずる前後に、付属体を透過 又は組織表面から反射される２つの異なる近赤外放射源の差又は比を分析するこ とにより行われるグルコース計器を記載する。フォトプレチスモグラフの技術は 、このようにして、過度の組織吸収によって導入された誤差を説明するために、 光度を調整するために使用される。しかし、Ｄａｈｎｅ他とＭｅｎｄｅｌｓｏｎ 他による主張にもかかわらず、近赤外の波長（２５００ｎｍ以下）は、グルコー スによって強力に吸収されないが、血液における他の化合物から干渉され、こう して、十分に精密な測定を生じることができない。 Ｒｏｓｅｎｔｈａｌ他は、米国特許Ｎｏ．５、０２８、７８７において、グル コースを測定するために、近赤外範囲（６００ー１１００ｎｍ）において赤外エ ネルギーを使用する非侵襲性の血液グルコースモニタを開示する。しかし、上記 の装置と同様に、これらの波長は、グルコースの一次吸収範囲にはなく、ゆえに 、これらの波長における吸収は、比較的弱い。一次吸収範囲におけるグルコース 吸収を監視するより精密なグルコース測定技術が、望まれる。 他の分子と同様に、グルコースは、共有結合の特性と本質的な不変吸収波長の ために、或る周波数において赤外光を容易に吸収する。例えば、Ｏｒｇａｎｉｃ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ、３ｒｄ Ｅｄｉｔｉｏｎ、マグロウヒル・ブック・カン パニー、Ｃｈａｐｔｅｒ７、Ｓｅｃｔｉｏｎ７ー５、ページ２５６ー２６４にお いてＨｅｎｄｒｉｃｋｓｏｎ他により記載された如く、ＣーＣ、ＣーＮ、ＣーＯ と他の単一の炭素結合は、６． ５〜１５ミクロン範囲において特性吸収波長を有する。グルコースにおけるその ような結合の存在により、グルコースによる赤外吸収は、遠赤外線において特に 示差的である。これらの特性にもかかわらず、おそらくその範囲において信号を 減衰させる強力な組織吸収のために、中ないし遠赤外範囲においてグルコース濃 度の測定を示唆するものはあまりなかった。 そのような教示の一つの公知の例において、Ｍｕｅｌｌｅｒは、ＷＯ８１／０ ０６２２において、遠赤外範囲における波長のための分光技術を用いて、血液に おける代謝産物の濃度を決定するために方法及び装置を記載する。特に、Ｍｕｅ ｌｌｅｒは、吸収読取りを安定化させるために、９．１μｍ吸収波長と１０．５ μｍ基準波長を使用して、体外の血液試料においてグルコースを測定する実行可 能性を教示する。しかし、Ｍｕｅｌｌｅｒは、そのような波長が、上記の組織吸 収問題を克服しながら、グルコース濃度を非侵襲的に測定するために生体内でい かに使用されるかを記載しない。Ｍｕｅｌｌｅｒはまた、組織吸収誤差を最小化 するために心臓の心収縮及び心拡張期フェーズに対してそのような決定を同期さ せることを示唆しない。 これに反して、身体からの赤外発光は、身体の絶対温度を決定するために、使 用されてきた。例えば、本発明者の幾人かは、米国特許Ｎｏ．５、１５９、９３ ６において、鼓膜の赤外エネルギー放出から人の絶対温度を測定する鼓膜温度計 を開示する。しかし、そのような赤外エネルギー放出は、成分吸収測定を行うた めに特別の波長において以前測定されなかった。 従って、非侵襲性パルス酸素濃度計及び同等物において使用された技 術を拡張し、グルコース、エチルアルコール及び他の血液成分の濃度の精密な測 定のために使用される脈動する動脈血から吸収信号を獲得し、同時に、組織など からの干渉に起因する問題を克服することが望まれる。特に、よい吸収特性と改 良信号対雑音比のために、人の身体から放出された長波長赤外エネルギーを使用 し、それらの放出における長波長赤外エネルギーを心周期と同期させ、その結果 、動脈血におけるそのような成分の濃度の非常に正確な生体内測定が行われる非 侵襲性の血液成分測定装置が、望まれる。本発明者達は、放射された時、人の組 織による赤外放射として発生され、グルコースの如く血液成分によって部分的に 再吸収される赤外発光が、血液成分の濃度に関する定量可能な情報を構成するこ とを発見した。赤外エネルギー源として人の身体からの赤外発光を使用すること により、赤外源は、必要ではなく、使用エネルギーとシステム複雑性を非常に縮 減し、こうして、装置の可搬性を増大させる。そのような目的のための方法及び 装置が、ここで記載される。 発明の要約 先行技術のグルコース及び他の血液成分測定装置における上記の制限は、その ような血液成分が強力で容易に識別可能な吸収スペクトルを有するならば、長赤 外波長における血液中の血液成分の赤外吸収を監視することにより、人の血液中 のグルコース及び他の血液成分の濃度を非侵襲的に測定する器具を提供すること により克服される。好ましくは、人の身体によって放出された長波長赤外エネル ギーが、人への傷害、静脈穿刺又は不便なしに行われる赤外吸収測定のためのエ ネルギー源として使用される。 人の組織、水と骨はまた、長波長赤外エネルギーの強力な可変吸収体 でもあるために、そのようなシステムにおける信号対雑音比は、血液成分濃度測 定において重大な誤差の原因になる。しかし、これらの源からの潜在的な干渉は 、（１）光透過測定を鼓動の心収縮及び心拡張期フェーズと同期させ、動脈壁の 生ずる膨張と萎縮を使用して、測定を動脈血のみに分離し、（２）比較的高振幅 の長波長エネルギーの精密に計時された「パルス」でそのような測定を行い、及 び／又は（３）赤外エネルギー源として皮膚又は他の組織によって容易に吸収さ れない身体によって放出された赤外エネルギーを使用することにより、本発明に より克服される。 長波長赤外検出器は、典型的に、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、血液濃度測定のために人からの赤外発光を使用する ことにより、発明の装置によって扱われる。従って、発明の現在好ましい実施態 様により、高エネルギーの赤外エネルギーを人の皮膚に照射することは不必要で あり、これにより、可能な不快を回避する。測定はまた、発明により心収縮期及 び心拡張期と同期化され、組織吸収の有害な干渉効果を最小化する。このように して、二つ以上の測定が、典型的に、１回の鼓動につき行われる。光学プレチス モグラフ又はＥＣＧは、測定を鼓動と同期化するために、発明により使用される 。 本発明は、このようにして、長波長赤外エネルギー源として人からの赤外発光 を用いて、人の血液におけるグルコース又はエチルアルコールの如く少なくとも 一つの所定の血液成分の濃度を測定する非侵襲性赤外分光光度計及び方法に関す る。発明の好ましい実施態様により、そのような非侵襲性赤外分光光度計は、人 によって熱として放出された少なくとも２．０ｐｍの広範囲の波長において赤外 吸収を測定する。測定され る各成分は、一つ以上のｎ個の波長における赤外エネルギーを容易に吸収し、そ の範囲においてｎ個の波長の内の一つ以上の他の波長における赤外光を最小限に 吸収する。このようにして、人によって放出された赤外エネルギーは、測定され る成分によって吸収され、この吸収を測定することにより、成分の濃度が決定さ れる。少なくとも一つの赤外検出器は、例えば、人の動脈血管を通過し、所定の 成分によって選択的に吸収されたｎ個の波長における光を検出する。赤外検出器 は、成分濃度を決定する処理のために検出信号を出力する。 同期手段は、さらに、人の心周期の心収縮及び心拡張期フェーズと測定を同期 させるために設けられる。好ましくは、同期手段は、吸収測定が人の心周期の心 収縮及び心拡張期フェーズ中行われるように制御するために応答する心臓モニタ 及び手段を具備する。代替的に、プレチスモグラフ信号は、赤外線の信号から直 接に獲得され、これにより、別個のプレチスモグラフの必要性を除去する。しか し、この実施態様において、赤外信号は、なお、心収縮期及び心拡張期構成部分 にゲート制御される。 さらに、チョッパホイールは、測定信号を高周波数に変換するために使用され 、ＨｇＣｄＴ検出器における低周波数雑音を克服する。しかし、サーモパイルの 如く他の検出器は、チョッパを必要としない。チョッパ信号は、それから増幅さ れ、濾過され、同期式に復調され、付加雑音なしに、検出器からＤＣ信号を再生 成する。それから、信号は、低域濾過され、検出信号から所定の成分の濃度の計 算のための処理装置へ通過され、組織吸収誤差が実質的にない濃度指示を提供す る。 グルコースモニタの好ましい実施態様において、検出波長は、おおよそ９．１ μｍであるが、基準波長はおおよそ１０．５μｍである。血液 アルコールモニタの代替態様において、検出波長は、おおよそ３．４μｍであり 、基準波長は、おおよそ４．８μｍである。好ましくは、帯域分析フィルターが また、人の動脈血管と赤外検出器の間に配設され、検出及び基準波長に中心をお く狭い通過帯域において赤外光を通過させる。 発明の心臓モニタは、心電図を具備し、好ましくは、人の組織を通って光を指 向させるためのパルス発光ダイオードと、人の組織を通過した光を検出するため の光検出器とを有するフォトプレチスモグラフを具備する。また、同期手段は、 好ましくは、心周期のフェーズを決定するために、光検出器の検出出力を処理す るために処理手段を具備する。 所定の成分の濃度は、比率Ｒ＝（Ｓｙｓ Ｌ１ − Ｄｉａｓ Ｌ１）／（Ｓ ｙｓ Ｌ２ − Ｄｉａｓ Ｌ２）、ここで、Ｓｙｓ Ｌ１は、検出波長におけ る検出心収縮期フェーズ信号であり、Ｄｉａｓ Ｌ１は、検出波長における検出 心拡張期フェーズ信号であり、Ｓｙｓ Ｌ２は、基準波長における検出心収縮期 フェーズ信号であり、そしてＤｉａｓ Ｌ２は、基準波長における検出心拡張期 フェーズ信号である、を形成し、次の式を解くことにより計算される。 Ｃ．Ｃ．＝Ｃ₁＋Ｃ₂＊Ｌｎ（Ｒ）＋Ｃ₃＊［Ｌｎ（Ｒ）］²＋Ｃ₄＊［Ｌｎ（Ｒ） ］³＋Ｃ₅＊［Ｌｎ（Ｒ）］⁴ ここで、Ｃ．Ｃ．は、所定の成分の濃度であり、Ｃ₁−Ｃ₅は、経験的に決定され たキャリブレーション係数であり、Ｌｎは、自然対数関数である。 上記の式は、以下により詳細に示される如く、多項式においてクロス乗積項を 含むことにより、多重検出波長と一つ以上の基準波長を使用するシステムに対し て生成される。 図面の簡単な説明 発明の目的及び利点は、添付の図面に関連して取った発明の現在好ましい例示 の実施態様の次の詳細な説明からより明らかになり、より容易に認識されるであ ろう。 第１図は、電磁スペクトルと、特に、ここで近、中及び遠赤外と呼ばれる赤外 スペクトルの部分を示す。 第２図は、遠赤外においてグルコース濃度を測定するための好ましい検出及び 基準波長とともに、Ｄ−グルコース、標準グルコースを有する乾燥血液、及び濃 縮グルコースを有する乾燥血液に対する赤外スペクトルをそれぞれ示す。 第３図は、中赤外におけるエチルアルコールの濃度を測定するための好ましい 検出及び基準波長とともに、エチルアルコールの赤外スペクトルを示す。 第４図は、発明による非侵襲性赤外分光光度計の第１実施態様を概略的に示す 。 第５図は、第４図の実施態様により心収縮期と心拡張期を検出するためのプレ チスモグラフとともに、第４図の実施態様による透過及び検出回路の拡大図を示 す。 第６図は、第４図の実施態様における心収縮期及び心拡張期と赤外エネルギー の適用を同期させるための好ましい技術を示す。 第７図は、人によって放出された赤外エネルギーが赤外エネルギー源として使 用される、非侵襲性の赤外分光光度計の好ましい実施態様を概略的に示す。 第８図は、第７図の実施態様により心収縮期と心拡張期を検出するた めのフォトプレチスモグラフとともに、第７図の実施態様における検出回路の拡 大図を示す。この図は、赤外源とシャッターがもはや必要でないことにおいて、 図５とは異なる。 現在好ましい実施態様の詳細な説明 発明の現在好ましい例示の実施態様による上記の有益な特徴を有する非侵襲性 の赤外分光計が、以下に、第１〜８図を参照して記載される。技術における当業 者には、指に適用され、吸収を監視された赤外エネルギーの波長を変化させるこ とにより、エチルアルコール、炭酸ガス、尿素、尿酸、脂質、クレアチニン、ペ プチド、コレステロール、ヘマトクリット、薬剤と他の分析物の如く他の血液成 分が、発明の技術により測定されることを認めるであろう。このようにして、例 示の実施態様においてここで記載されたグルコース監視装置は、説明の目的のみ であり、発明の範囲を限定することを決して意図されない。発明の範囲に関する すべての質問は、添付のクレームを参照して解決される。 技術における当業者により公知な如く、大部分の共有結合は、第１図において 例示された赤外スペクトルにおける吸収帯の存在が分子における結合の存在を指 示するが、吸収ピークの不在が対応する結合を保証する如く特性と本質的に不変 の吸収波長を有する。このため、発明の技術により測定された各化合物又は血液 成分は、吸収測定のための一つ以上の検出及び基準波長を確立するために使用さ れる赤外範囲において特性吸収スペクトルを有する。遠赤外範囲におけるグルコ ース測定が、現在好ましい実施態様としてここで記載されるが、本発明は、中赤 外範囲において血液アルコールモニタとして特別の効用を有する。 第１図に示された如く、赤外スペクトルは、近赤外（おおよそ１〜３ ミクロン）、中赤外（おおよそ３〜６ミクロン）、遠赤外（おおよそ６〜１５ミ クロン）、及び極遠赤外（おおよそ１５〜１００ミクロン）を含む。上記の如く 、典型的なグルコース及び他の非侵襲性の血液成分測定装置は、グルコースと他 の血液成分による赤外エネルギーの吸収が比較的低い近赤外領域において動作す る。しかし、本発明者達は、組織、水及び骨吸収の有害な影響を最小にしながら 、グルコースと他の血液成分が強力な識別可能な吸収スペクトルを有する中及び 遠赤外領域において吸収が測定される技術を見いだした。 第２図において示された如く、グルコースは、約６ミクロンを超える遠赤外に おいて強力な特性スペクトルを有する。事実、上記で参照されたＰＣＴ出願にお いてＭｕｅｌｌｅｒによって記載された如く、グルコース吸収は、おおよそ９． １μｍにおける検出波長とおおよそ１０．５μｍにおける基準波長を使用して、 測定される。同様に、第３図において示された如く、エチルアルコールは、中赤 外（３〜４μｍ）と遠赤外（９〜１０μｍ）において強力な特性スペクトルを有 する。図示の如く、エチルアルコール濃度は、おおよそ３．４ミクロンの検出波 長とおおよそ４．８ミクロンの基準波長を使用し、差分吸収計算技術により、測 定される。 第４図と第５図の実施態様 中及び遠赤外領域において強力な識別可能な吸収スペクトルを利用するために 、発明の第１実施態様により、中及び遠赤外において高振幅の広帯域エネルギー を放出するが、人の皮膚が燃焼又は損傷されないように変調される赤外源が、提 供される。このために、発明の第１実施態様による長波長赤外の非侵襲性血液成 分分析器において、長波長赤外エネ ルギーが、バーストにおいて発生され、以下に詳細に記載される如く、好ましく は、心収縮期及び心拡張期と同期化される非常に短な間隔中、人に適用される。 ＬＥＤとレーザーダイオードは、先行技術の非侵襲性の短波長赤外分析器におい て電気信号によって制御されたエネルギーのバーストを発生するために十分に適 するが、そのような装置は、発明の技術により測定されるグルコース、エチルア ルコールと他の血液成分によって主に吸収される中及び長赤外波長領域において エネルギーを発生することができない。幾つかの高価な固体レーザーは、選択さ れた長波長の赤外エネルギーのバーストを発生することができるが、そのような レーザーは、非常に高価であり、発生された波長は、近いとしても、グルコース を測定するために理想的ではない。 従って、発明の第１見地により、新規の赤外エミッタは、指の如く人の付属体 を通して、不快なしに、赤外エネルギーを透過させる簡単な白熱エレメントから 構成される。好ましくは、白熱エレメントは、好ましい実施態様においておおよ そ２０ワットにおいて動作される５〜１０巻回のＫＡＮＴＨＡＬヒーターワイヤ を用いて構成される白熱「ヒーター」又は赤外源を具備する。代替的に、赤外レ ーザーが使用される。そのような源は、好ましくは、ここで記載された技術によ りグルコースを分析するために使われる９〜１１μｍ帯を含む広範囲で赤外放射 線を放出する。 発明による非侵襲性赤外分光光度計の第１実施態様が、第４図と第５図におい て図示される。これらの図に示された如く、赤外源４００は、好ましい実施態様 においてグルコースを分析するために使用される９〜１１μｍ帯を含む、おおよ そ２〜２０μｍ帯の波長範囲において広帯域 赤外エネルギーを放出する。好ましくは、集束鏡がまた、出力エネルギーを集束 するために、赤外源４００の後ろに設けられる。赤外源４００に隣接して、８〜 １２μｍ帯におけるエネルギーを通過させ、好ましい実施態様において、他の波 長を赤外源４００へ反射させる二色フィルター４０２がある。二色フィルター４ ０２は、所望の波長の全エネルギーを通過させながら、波長範囲を所望の範囲を 制限することにより、赤外源４００から送り出されたパワー量を制限する。好ま しい実施態様における二色フィルター４０２は、Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏａｔｉｎ ｇ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙ，Ｉｎｃ．（ＯＣＬＩ）によって製造される。 第４図と第５図において示された如く、光学シャッター４０４が、好ましくは 、二色フィルター４０２と人の指又は他の灌流された組織４０６の間に位置する 。シャッター４０４は、赤外源４００からの濾過された長波長の赤外エネルギー が人の指４０６に達し、これにより、加熱の不快を防止するために、心周期の大 部分に対して閉じられている。好ましい実施態様において、シャッター４０４は 、Ｕｎｉｂｌｉｔｚ，Ｉｎｃ．により製造されるモデルＬＳ２機械シャッターで あり、Ｕｎｉｂｌｉｔｚ Ｍｏｄｅｌ Ｄ８８０シャッター制御回路によって駆 動される。シャッター４０４は、好ましくは、以下に詳細に記載される技術によ り心周期と同期化される。 好ましい実施態様において、赤外源４００から人の指４０６への赤外エネルギ ー流は、おおよそ７５０ミリ秒の典型的な持続期間である各鼓動毎に２回数ミリ 秒（典型的におおよそ２ミリ秒）の間、シャッター４０４を単に開くことにより 最適に制御される。このようにして、付属体に適用された赤外エネルギーのデュ ーティサイクルは、非常に低く保た れ、不快が経験されないように送り出された全エネルギーを非常に低く保ちなが ら、組織４０６に浸透する如く、人の組織４０６へのエネルギーの比較的高振幅 のバーストの送り出しを許容する。代替的に、赤外源４００からの赤外エネルギ ーは、技術において当業者によって公知の技術を用いて、電気的に変調され、そ の結果、赤外エネルギーの短いバーストは、心周期における規定間隔中、組織４ ０６の動脈血管を通過される。第５図において破線によって図示された如く、赤 外源４００、二色フィルター４０２とシャッター４０４は、人の指４０６などを 受入れるためにハウジング５００内に置かれる赤外信号源を形成する。 人の指４０６を通過する赤外源４００からの長波長赤外エネルギーは、二つ以 上の赤外帯域フィルター４１０と二つ以上の赤外検出器４１２から構成された多 重波長赤外検出器４０８によって検出される。フィルター４１０は、検出及び基 準波長の周りに狭い通過帯域を有する如く、ＯＣＬＩの如く製造業者によって、 器具に対して注文生産される。例えば、ここで記載されたグルコース実施態様に おいて、フィルター４１０の分析フィルターに対する通過帯域は、９．１μｍで あり、０．２μｍの半パワー帯域幅を有し、フィルター４１０の基準フィルター に対して、１０．５μｍであり、０．２μｍの半パワー帯域を有する。好ましい 実施態様において使用された長波長赤外検出器４１２は、好ましくは、Ｉｎｆｒ ａｒｅｄ Ａｓｓｏｃｉａｔｅｓ，Ｉｎｃ．によって提供されるモデルＤＴＧ− ２の如くピロ電気形式である。しかし、技術における当業者は、Ｄｅｘｔｅｒ Ｒｅｓｅａｒｃｈ，Ｉｎｃ．からのモデルＤＲ３４の如く、サーモパイル検出器 、又は８〜１２μｍ範囲において応答を有する他の形式も、同様に使用されるこ とを認めるであろう。 検出器４１２によって発生された電気信号は、好ましくは、前置増幅器４１４ によって増幅され、それから、アナログ対ディジタルコンバータ／マルチプレク サ４１６によってディジタル信号へ変換される。合成ディジタル信号は、それか ら、測定されているグルコース又は他の血液成分の濃度の計算のために、マイク ロプロセッサ４１８に選択的に適用される。 マイクロプロセッサ４１８は、好ましくはハンドヘルドモニタにおける使用の ために発明を小形化するＡＣ又はＤＣ電源４２０からエネルギーを受ける。それ から、計算濃度は、使用者が、グルコースレベル、エチルアルコールレベル等を 容易に確認するように、ディスプレイ４２において表示される。マイクロプロセ ッサ４１８は、好ましくは、さらに、平均化、傾向化等が行われる如く、そのよ うな測定のシーケンスを記憶するためのメモリ４２４を含む。 赤外エネルギーの高エネルギーバーストを発生する能力は、発明により組織と 血液の長波長赤外吸収を測定するための手段を提供する。血液吸収と、こうして 、血液におけるグルコースを選択的に測定するために、一つのパルスが、細動脈 が血液でいっぱいになり心収縮期中拡大される時、指の赤外光透過を測定するた めに精密に計時され、一方、第２パルスが、細動脈が血液に欠け、心拡張期中萎 縮される時、指の赤外光透過を測定するために精密に計時される。細動脈のみが 、鼓動とともに膨張及び収縮し、組織と静脈血は、心周期を通じて一定である。 この膨張と結果として生ずる動脈血を通った光路長の増大は、合成信号を周期的 に減衰させる。このため、心収縮期信号からの心拡張期信号の減算は、動脈血（ このためグルコース）の増分的な赤外吸収のみが表わされる信号 を生ずる。 上記の如く、従来のパルス酸素濃度計、並びにＭｅｎｄｅｌｓｏｎによって記 載された近赤外グルコース分析器は、１つの鼓動当り数千回パルス（典型的に、 １ミリ秒長）を放出し、それから、鼓動の終了後に処理装置において信号を再構 成する。それから、ピーク信号（心拡張期）と最小信号（心収縮期）に対応する サンプルが、選択され、一層の計算のために使用される。しかし、本発明の長波 長赤外エネルギー及び高位電源で作動する時、赤外パルスの連続バーストが、人 に火傷又は不安を生じさせることなく、人の皮膚に適用される。従って、本発明 は、心収縮期とその他の心拡張期中に一つの、心周期当りわずかに２つのパルス を使用する。これらのエネルギーバーストの適用のタイミングは、シャッター４ ０４と、このため赤外源４００を心周期に同期させることにより、早く決定され る。 心周期の心収縮期と心拡張期は、好ましい実施態様において、ＬＥＤドライバ ー４３０とマイクロプロセッサ４１８によって駆動された短波長パルス赤外ＬＥ Ｄ４３２から獲得されたプレチスモグラフ信号を使用し、心周期を予測するため の基礎を獲得するシリコン光検出器４３４によって決定される。光検出器４３４ の出力は、前置増幅器４３６に適用され、アナログ対ディジタルコンバータ４１ ６によってディジタル形式に変換され、それから、心収縮期と心拡張期の心周期 の発生に基づいて、次の心周期における心収縮期と心拡張期の発生を予測するた めに、マイクロプロセッサー４１８に選択的に適用される。特に、心周期が鼓動 毎にあまり変化しない心臓の特性を用いて、次の心周期において、心収縮期と心 拡張期がどこで起るかの予測が、光検出器４３４の出力に基づい て行われる。この予測は、それから、次の心周期において長波長赤外パルスをト リガーするために、シャッター制御４２８を介して、シャッター４０４を制御す るために使用される。シャッター４０４を用いて長波長赤外パルスを開始及び検 出すると同時に、現心周期に対する光検出器４３４からのプレチスモグラフ信号 が、心収縮期と心拡張期が、事実、現心周期における規定点において発生したか を調べるために処理される。そうならば、検出器４１２によって検出された長波 長データは、メモリ４２４において保存され、グルコース濃度を計算するために 、マイクロプロセッサ４１８によって使用される。しかし、心収縮期と心拡張期 がサイクルにおける規定点において発生しないならば、測定データは捨てられる 。このようにして、心周期が迅速に変化し、予測が妥当でなかったとしても、間 違ったグルコース濃度は計算されない。十分な量の「良好」な長波長赤外パルス の収集の後に、最終のグルコース濃度が、マイクロプロセッサ４１８によって計 算され、ディスプレイ４２２において表示される。もちろん、幾つかの測定値が 、メモリ４２４において記憶され、それから、許容される読み値を獲得するため に平均化される。 発明の好ましい実施態様において使われたフォトプレチスモグラフは、次の如 く作用する。ＬＥＤ４３２は、マイクロプロセッサ４１８とＬＥＤドライバー回 路４３０によってパルスにされる可変又は近赤外光源を形成する。ＬＥＤ信号は 、シャッター４０４を通過されず、代わりに、指４０６を直接に通過され、シリ コン光検出器４３４によって検出される。前置増幅器４３６における同期復調電 子系は、以下に記載される如く、マイクロプロセッサ４１８によって処理される 有益なプレチスモグラフ信号へシリコン検出器４３４の出力を変換する。ＬＥＤ ４３２、光 検出器４３４と前置増幅器回線４３６は、心周期のフェーズを決定するために、 マイクロプロセッサ４１８によって使用される光学プレチスモグラフを具備する 。この情報を用いて、マイクロプロセッサ４１８は、長波長赤外シャッター４０ ４の開放を制御し、細動脈が膨れた時と比較的血液がない時に、それぞれ、心収 縮期と心拡張期に一致するようにタイミングを合わせる。 もちろん、心周期を監視するための他の技術も使用される。例えば、心臓モニ タは、心電図を使用し、心電図の特性機構と同期する。さらに、赤外源４００は 、光が心拡張期及び心収縮期間隔中のみ人の動脈血管を通過する如く、マイクロ プロセッサ４１８によって電気的に変調される。 発明の好ましい実施態様により、マイクロプロセッサ４１８は、次の如く、次 の心周期における心収縮期と心拡張期を決定するために、光検出器４３４からの プレチスモグラフ信号を処理する。 １．従来のプレチスモグラフ信号は、光検出器４３４によって獲得され、アナ ログ対ディジタルコンバータ４１６によってデジタル化され、パルスＮ−１とし てメモリ４２４において記録される。第６図において図示の如く、これは、プレ チスモグラフ信号Ｎ−１を、おおよそ０．１〜１０ｍｓｅｃの持続期間を有する サンプリング間隔へ分割することにより、達成される。好ましい実施態様におい て、光検出器４３４からのプレチスモグラフ信号は、１ミリ秒毎にアナログ対デ ィジタルコンバータ４１６によって標本される。 ２．第６図においてさらに図示された如く、心周期波形の特性的な特徴は、同 期目的のために選択される。好ましい実施態様において、示された如く、心臓に おける心室弁の閉鎖の結果として、独特のディップが 生ずる心周期の波形上の特徴である重複切痕が、選択され、周期Ｎ−１に対する 時間ゼロとして標識される。重複切痕の後に発生するすべて他の１ミリ秒間隔は 、周期Ｎに対する次の重複切痕が見いだされるまで、１、２、３等として標識さ れる。 ３．波形Ｎ−１は、それから、ピーク信号点（心収縮期）と間隔数（即ち、重 複切痕からの間隔数又はミリ秒）を見いだすために検査される。 ４．波形Ｎ−１は、それから、最小信号点（心拡張期）を見いだすために検査 され、そして間隔数がまた、記憶される。 ５．心周期Ｎにおいて、実時間において、重複切痕が再び識別される。パルス Ｎ−１に対して段階４において記憶された間隔数は、それから、重複切痕から計 数され、周期Ｎに対する心拡張期に対応することを予測された時間間隔を決定す る。長波長赤外シャッター４０４は、それから、赤外源４００からの長波長赤外 エネルギーの適用のために、おおよそ２ミリ秒、開放される。この２ミリ秒間隔 の終端において、適切な数の間隔が、計数され、周期Ｎにおける心収縮期に対応 するように予測された時間間隔を決定する。長波長赤外シャッター４０４は、そ れから、赤外源４００からの長波長赤外エネルギーの適用のためおおよそ２ミリ 秒の間、再び開放される。 ６．長波長赤外シャッター４０４が、周期Ｎ中開く時、赤外検出器４１２によ って発生された吸収信号は、アナログ対ディジタルコンバータ４１６によってデ ジタル化され、マイクロプロセッサ４１８のメモリ４２４又は別の一時レジスタ ーにおいて記憶される。 ７．周期Ｎにおいて、赤外ＬＥＤプレチスモグラフ信号は、再び記録され、検 査される。心収縮期と心拡張期は、パルスＮ−１の分析中発生 することを予測されたおおよそ＋／−１０ミリ秒以内に発生し、メモリ４２４又 は他の一時レジスタにおいて記憶された長波長赤外データが、それから、グルコ ース濃度の計算のために、マイクロプロセッサ４１８のグルコース処理アルゴリ ズムに伝えられる。しかし、心収縮期と心拡張期が、周期Ｎ−１において発生す ることを予測された＋／−１０ミリ秒以内に発生しなかったならば、記憶値が、 メモリ４２４から消去される。 ８．段階１−７は、多数の使用可能な測定が行われるまで繰り返される。それ から、測定値は、平均化され、又は最高及び最低値が、算出され、その結果、濃 度の正確な計算が、マイクロプロセッサ４１８によって行われ、表示装置４２２ において表示される。 上記の如く、第６図は、現心周期（パルスＮ−１）と次の心周期（パルスＮ） に対する心拡張期と心収縮期の計算を示す。図示の如く、パルスＮ−１に対する 重複切痕で始まるサンプルが取られ、そして心拡張期（間隔８）と心収縮期（間 隔１７）が起る間隔が決定される。それから、シャッター４０４は、図示の如く 、次の心周期の間隔８と間隔１７中、開くように制御される。それから、計算が 許容可能なほど正確であるかを調べるために、次の心周期に対するプレチスモグ ラフ信号が、シャッター４０４が開いた時間間隔と比較される。そうならば、測 定データは、前述の如く、グルコース濃度アルゴリズムに伝えられる。 赤外検出信号の測定は、上記の如く、鼓動と同期化され、組織と、患者影響変 動値と時々呼ばれる他の「非脈動」干渉の影響を取り除く。しかし、鼓動は、毎 回同一ではなく、個人毎に変化する。さらに、赤外源は、時々、出力強度におい てドリフトする。これらの影響変動値は、発 明により器具のキャリブレーションの要求を提示する。従って、吸収読み値を正 規化し、個人キャリブレーションに対する必要条件を克服するために、少なくと も２つの長赤外波長が、上記の心拡張期と心収縮期中適用される赤外源４００か らの赤外エネルギーの各バーストに対して同時に測定される。上記の如く、グル コースに対して、グルコースによって具体的に吸収された分析波長は、好ましく は、おおよそ９．１μｍの範囲にあるが、基準波長は、好ましくは、グルコース によって吸収されないおおよそ１０．５μｍの範囲にある。一般に、グルコース 濃度は、９．１μｍにおいて測定された心収縮期及び心拡張期差分信号と１０． ５μｍにおいて測定されたそれらの信号の間の比率を形成することにより決定さ れる。二つ以上の参照及び分析波長が、使用され、その結果、多重比率が形成さ れる。それから、合成の数配列が、経験的に決定されたキャリブレーション係数 により、演算される。合成の計算サイクルにより、人の動脈血におけるグルコー スの濃度が生成される。 発明の技術により二つ以上の波長において発生された吸収信号からグルコース の如く、血液成分の濃度を計算するためにマイクロプロセッサ４１８によって使 用される数学の一般形式が、以下に記載される。 一般に、グルコース、アルコールなどのｎ個の血液成分を検出するためのｎ＋ １個の検出波長のシステムに対して、波長ｎにおける心収縮期フェーズ信号は、 ＳＹＳ ＬＮであり、波長ｎにおける心拡張期フェーズ信号は、ＤＩＡＳ ＬＮ である場合に、（グルコースの如く）測定される血液成分の濃度は、ＳＹＳ Ｌ ＮとＤＩＡＳ ＬＮの数学的関数として計算される。例えば、成分濃度（Ｃ．Ｃ ．）は、 Ｃ．Ｃ．＝Ｆｎ（ＳＹＳ ＬＮ、ＤＩＡＳ ＬＮ） として表現される。多重（少なくとも２つ）の波長を使用するシステムに対して 、Ｌ１−ＬＮが分析波長であり、ＬＲが一つ以上の基準波長である場合に、 Ｒ_N＝（ＳＹＳ ＬＮ−ＤＩＡＳ ＬＮ）／（ＳＹＳ ＬＲ−ＤＩＡＳ ＬＲ）； 式（１） もちろん、比率Ｒの他の数学的形式も、使用されるが、一般に、Ｒ_N＝ＦＮ（Ｌ Ｎ、ＬＲ）である。 各血液成分の濃度は、その成分に対する各比率Ｒの関数である。例えば、グル コース濃度（Ｇ．Ｃ．）は、単一の検出と単一の基準波長に対して、次数ｐの多 項式から G.C． = C₁ + C₂ ^*Ln(R) + C₃ ^*［Ln(R)］² + C₄ ^*［Ln(R)］³ + C₅ ^*［Ln(R)］⁴， 式（２） として計算される。ここで、Ｃ₁−Ｃ₅は、キャリブレーション定数であり、Ｌｎ は、自然対数関数であり、ｐ＝４である。しかし、複数の検出波長及び／又は複 数の基準波長が使用される時、クロス乗積項が、加算され、次の一般式を生ずる 。 ここで、Ｂ、ＣとＤは、キャリブレーション定数であり、ｍは、分析及び基準波 長の総数（ｍ＞＝（ｎ＋１））であり、そしてＬｎは、自然対数関数である。 もちろん、多項式以外の他の式も、それぞれの血液成分の濃度を計算するため に、技術における当業者によって使用される。例えば、心収縮期／心拡張期比率 は、パルス酸素濃度計計算において対数で置き換えら れる。代替的に、「ケモメトリックス」として公知な数学的技術が、多重波長分 光分析を提供するために使用される。 第７図と第８図の実施態様 発明の現在好ましい実施態様は、以下に、第７図と第８図に関して記載される 。第７図と第８図において、同様の参照番号は、第４図と第５図における対応す る要素を表す。 第７図と第８図は、１０ミクロンに近い長赤外波長において、血液におけるグ ルコースの濃度を監視することにより、人の血液におけるグルコースの濃度を非 侵襲的に測定する「自己発光」グルコースモニタを示す。言い替えれば、第４図 と第５図に関して記載された先行技術の分析器又は分析器とは異なり、発明の本 実施態様は、吸収分析を行うために、人の血液及び／又は周囲組織によって放出 された赤外エネルギーを使用する。 発明者達は、先行技術の「赤外透過」形式分析器において、ほんの少量の信号 が、選択された付属体を通過することを見いだした。対照的に、現在好ましい実 施態様により、正常身体熱は赤外エネルギー源を設けるために、赤外源はもはや 必要ではない。しかし、分析は、なお、長波長の赤外エネルギーにおいて行われ る。特に、２〜１２ミクロンの波長が、特に好ましいが、これらの波長は、熱の 波長として身体によって自然に放出され、２〜１２ミクロン領域における分子吸 収は、非常に分子特定であるからである。上記の如く、この領域は、分析化学に おける「指紋」領域を含むが、この領域において、各分子は異なる吸収スペクト ルを有する。 発明のこの実施態様は、こうして、人体以外のエネルギー源を必要と しない。エネルギーは付属体を通過されず、これにより、過度の放射線と関連し た可能な危険を除去する。光エネルギーを発生することは不必要であるために、 本実施態様は、小パワーにおいて作用し、こうして、この実施態様を、携帯動作 のために有望な候補にする。 第７図において図示の如く、好ましい実施態様の発明は、好ましくは、人の手 首７００の下側から放出された赤外熱エネルギーの検出のために、人の手首７０ ０に載置されるように設計された赤外検出装置を含む。検出器は、１ １／４イ ンチのアパーチュア７０２を含み、人の手首（又は１他の付属体）からの赤外信 号を、チョッパ制御装置７０６によって制御されるチョッパ７０４に通過させ、 高周波数に信号を変換し、検出器における低周波数雑音を最小化する。それから 、信号は、分析及び基準フィルターを含むフィルターホイール７０８を通過し、 上記の技術により吸収測定を行う。分析フィルターホイール７０８は、赤外検出 器４１２によって所望の成分の吸収又は参照の検出を制御するためにマイクロプ ロセッサ４１８によって制御される。好ましい実施態様において、フィルターホ イール７０８は、３鼓動毎にフィルターを変更する。 現在好ましい実施態様において、冷却されたＨｇＣｄＴ検出器が、赤外検出器 ４１２として使用される。赤外検出器は、一般に、目標（この場合、人の手首） と検出器の間の温度差に応答するために、そのような検出器の極低温冷却は、赤 外信号を高める。しかし、低雑音電子系と適切な信号処理により、サーモパイル と第４図と第５図の実施態様において使用されたピロ電気形式の如く室温検出器 がまた、この実施態様において使用される。 検出により、チョップ及び濾過された信号は、前置増幅器４１４によっ て増幅され、それから、帯域フィルター７１０によって濾過され、信号が同期復 調器７１２によって復調される前に、雑音を最小化する。同期復調器７１２は、 検出器からＤＣ信号を再生成するために、チョップされた信号を復調し、こうし て、雑音は実質的に縮小される。それから、信号は、低域フィルター７１４によ って低域濾過され、マルチプレクサとＡ／Ｄコンバータ４１６に渡され、第４図 と第５図の実施態様に関して記載された技術により処理される。 第４図と第５図の実施態様と同様に、この実施態様のモニタは、動脈血代謝レ ベルを分析するように設計される。鼓動を監視し、鼓動に同期することにより、 動脈血信号は、他の信号から区別される。第７図と第８図の実施態様により、赤 外検出器は、人によって放出された赤外エネルギーを連続して測定する。第４図 と第５図の実施態様と同様に、この実施態様において、光学プレチスモグラフは 、赤外信号部位の非常に近くで鼓動を監視する。第７図に示された如く、プレチ スモグラフ信号は、好ましくは、プレチスモグラフセンサ７１６によって人の中 （又は薬）指４０６から取られるが、赤外信号は、人の手首７００の下側から取 られる。それから、プレチスモグラフ信号は、マルチプレクサとＡ／Ｄコンバー タ４１６と、それから、マイクロプロセッサ４１８に適用され、第４図と第５図 に関して記載された技術により処理される。プレチスモグラフ信号は、上記と同 じ理由のために、手首７００の下側からの赤外信号を、心収縮期及び心拡張期信 号へ電子的にゲート制御するために使用される。静脈と組織は一般に脈動しない ために、検出信号への寄与は、比率が取られる時、打ち消される。 動作中、プレチスモグラフセンサ７１６のＬＥＤは、人の中（又は薬） 指４０６において位置し、これにより、第８図に示された如く、可視又は近赤外 光源４３２を形成する。ＬＥＤは、第５図に関して記載された如く、マイクロプ ロセッサ４１８とＬＥＤドライバー回路によってパルスにされる。ＬＥＤ４３２ からの信号は、指４０６を通過し、シリコンフォトダイオード４３４によって検 出される。心臓モニタ７１８の前置増幅器における同期復調電子系は、シリコン 検出器出力を使用信号に変換する。ＬＥＤ４３２、シリコンフォトダイオード４ ３４及び心臓モニタ７１８の前置増幅器回路は、光学プレチスモグラフを一緒に 構成する。詳細に記載された如く、プレチスモグラフ信号は、マイクロプロセッ サ４１８によって使用され、マイクロプロセッサ４１８のソフトウェア内で、心 収縮期及び心拡張期積算器への赤外信号のゲート制御のために、心周期のフェー ズを決定する。 第７図と第８図の実施態様に対する代替態様において、プレチスモグラフ信号 は、赤外信号から獲得され、分離したプレチスモグラフの必要性を直接に除去す る。そのような実施態様において、赤外信号は、なお、心収縮期及び心拡張期成 分へゲート制御される。しかし、プレチスモグラフは、分離したプレチスモグラ フよりもむしろ、赤外信号自体から導出される。赤外検出器４１２によって検出 された信号の振幅は、全体のシステムの信号対雑音比を確立する。信号が大きい ほど、システム雑音は低くなる。低いシステム雑音は、積分回数の短縮と高速測 定につながる。本実施態様により、検出器４１２によって出力された信号は、ｍ ｇ／ｄｌ当りおおよそ８ｎＶと測定された。生信号は、６５マイクロボルトにお いて測定され、ＤＣ信号の１％のパルス振幅を有する。技術における当業者は、 そのような信号が意義のある測定をするために十分であ ることを認めるであろうが、信号対雑音比を改良するために、パルス振幅を増大 させることが望ましい。発明によるそのような技術は、グルコース測定と同期し て、血圧加圧帯をふくらますことを含む。 上記の如く、ここで記載された発明の好ましい実施態様は、具体的に、９．１ μｍの近くを選択的に吸収するグルコースを監視するために設計される。しかし 、技術における当業者は、赤外エネルギーの波長を変化させることにより、４． ３μｍ近くを吸収する炭酸ガス、おおよそ３．４ミクロン近くを吸収するエチル アルコール、尿素、尿酸、脂質、クレアチニン、ペプチド、コレステロール、ヘ マトクリット、薬剤（すべて５〜１０μｍ帯において吸収する）如く、検出され た他の血流成分と幾つかの他の分析物が、測定されることを認めるであろう。ま た、腎臓患者の透析液が、発明の技術を使用して、監視される。 ここで記載された発明は、特異性と非侵襲性測定の両方を提供し、これにより 、血液グルコースレベル、エチルアルコールレベル又は他の成分レベルを測定又 は監視することを必要とすることにより、使用のために許容される。長波長の赤 外吸光度測定の使用は、グルコース又は他の血液成分によって具体的に強力に吸 収された正確な波長において信号を設けるが、パルス状の心臓同期された赤外エ ネルギーバーストの使用は、組織吸収によって生じた干渉効果を取り除くが、不 快なしに、高エネルギー赤外信号を設ける。 発明の例示の実施態様が、詳細に記載されたが、技術における当業者は、発明 の新規の教示及び利点に著しく反することなく、多数の付加的な修正が、例示の 実施態様において可能であることを容易に認めるであろる。例えば、本発明は、 技術において当業者に公知な技術を使用して、 一つ以上の分析波長と一つ以上の基準波長を選択することにより、ここで述べら れたものの如く、他の血液成分を測定するために使用される。従って、これらと すべてのそのような修正は、次の請求の範囲において記載された如く、発明の範 囲内に包含されることを意図される。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ヘレラ， ロジヤー・オー アメリカ合衆国カリフオルニア州94605オ ークランド・ロチヤードストリート10889 (72)発明者 スターリング， バーンハード・ビー アメリカ合衆国カリフオルニア州94526ダ ンビル・エルピンタドロード882

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．人の血液の少なくとも一つの所定の成分の赤外吸収を決定するための手段 であり、該決定のために赤外エネルギー源として人からの赤外発光を使用する手 段と、 該決定手段によって決定された赤外吸収からの該少なくとも一つの所定の成分の 濃度を計算するための処理手段とを具備する非侵襲性赤外分光光度計。 ２．人の血液における少なくとも一つの所定の成分の濃度を決定するための非 侵襲性分光光度計において、 少なくとも２．０μｍのｎ個の異なる波長を含む波長範囲において人によって発 せられた赤外エネルギーを検出するための手段であり、該赤外エネルギーは、該 少なくとも一つの所定の成分によって別様に吸収された該ｎ個の波長の各々にお けるエネルギーを含み、これにより、各所定の成分は、該ｎ個の波長の少なくと も一つにおいて赤外エネルギーを容易に吸収し、該ｎ個の波長の別の波長におい て赤外エネルギーを最小に吸収し、該検出手段は、該人によって発せられ、該少 なくとも一つの所定の成分によって選択的に吸収された該ｎ個の波長における赤 外エネルギーを表現する少なくとも一つの検出信号を出力する検出手段と、 人の心周期の収縮期及び拡張期フェーズにより人によって発せられた該赤外エネ ルギーの検出を同期化するための同期手段と、 該少なくとも一つの検出信号から人の血液の該少なくとも一つの所定の成分の濃 度を決定するための手段とを具備する非侵襲性赤外分光光度計。 ３．該赤外エネルギーが、人の心周期の拡張期及び収縮期フェーズの拡張期及 び収縮期間隔中、それぞれ、該検出手段によって検出され、各 間隔は、人の該心周期の収縮期及び拡張期フェーズ中、約０．１〜１０ｍｓｅｃ の持続時間を有する請求の範囲２に記載の分光光度計。 ４．該少なくとも一つの所定の成分が、グルコースを含み、該少なくとも一つ の波長が、約９．１μｍであり、そして該別の波長が、約１０．５μｍである請 求の範囲２に記載の分光光度計。 ５．人の動脈血管と該少なくとも一つの赤外検出器の間に配された第１及び第 ２帯域フィルターを含む分析フィルターホイールをさらに具備し、該第１帯域フ ィルターは、約９．１μｍに中心がある狭い通過帯域において赤外光を通過させ 、該第２帯域フィルターは、約１０．５μｍに中心がある狭い通過帯域において 赤外光を通過させる請求の範囲４に記載の分光光度計。 ６．人の動脈血管と該少なくとも一つの赤外検出器の間に配され、約９．１μ ｍに中心がある狭い通過帯域において赤外光を通過させる第１帯域フィルターと 、人の動脈血管と該少なくとも一つの赤外検出器の間に配され、約１０．５μｍ に中心がある狭い通過帯域において赤外光を通過させる第２帯域フィルターとを さらに具備する請求の範囲４に記載の分光光度計。 ７．該少なくとも一つの所定の成分が、エチルアルコールを含み、該一つの波 長が、約３．４μｍであり、そして該別の波長が、約４．８μｍである請求の範 囲２に記載の分光光度計。 ８．人の動脈血管と該少なくとも一つの赤外検出器の間に配された第１及び第 ２帯域フィルターを含む分析フィルターホイールをさらに具備し、該第１帯域フ ィルターは、約３．４μｍに中心がある狭い通過帯域において赤外光を通過させ 、該第２帯域フィルターは、約４．８μｍに 中心がある狭い通過帯域において赤外光を通過させる請求の範囲７に記載の分光 光度計。 ９．人の動脈血管と該少なくとも一つの赤外検出器の間に配され、約３．４μｍ に中心がある狭い通過帯域において赤外光を通過させる第１帯域フィルターと、 人の動脈血管と該少なくとも一つの赤外検出器の間に配され、約４．８μｍに中 心がある狭い通過帯域において赤外光を通過させる第２帯域フィルターとをさら に具備する請求の範囲７に記載の分光光度計。 １０．該同期手段が、心臓モニタと、人の心周期の収縮期及び拡張期フェーズ を検出するために人の十分に灌流された組織に連結されたプレシスモグラフセン サーとを含む請求の範囲２に記載の分光光度計。 １１．該プレシスモグラフセンサーが、人の該十分に灌流された組織を通して 光を指向させるパルス発光ダイオードと、光の該十分に灌流された組織を通過し た光を検出する光検出器とを具備し、そして該心臓モニタが、該心周期のフェー ズを決定するために該光検出器の検出出力を処理するための処理手段を具備する 請求の範囲１０に記載の分光光度計。 １２．該濃度決定手段が、比率Ｒ₁＝（Ｓｙｓ Ｌ１ − Ｄｉａｓ Ｌ１） ／（Ｓｙｓ Ｌ２ − Ｄｉａｓ Ｌ２）を形成し、ここで、Ｓｙｓ Ｌ１が、 該少なくとも一つの波長における検出収縮期フェーズ信号であり、Ｄｉａｓ Ｌ １が、該一つの波長における検出拡張期フェーズ信号であり、Ｓｙｓ Ｌ２が、 該別の波長における検出収縮期フェーズ信号であり、そしてＤｉａｓ Ｌ２が、 該別の波長における検出拡張期フェーズ信号である請求の範囲２に記載の分光光 度計。 １３．該濃度決定手段が、次の方程式により、光の血液の該少なくと も一つの所定の成分の濃度を計算する、 ここで、Ｃ．Ｃ．_nは、該少なくとも一つの所定の成分ｎの濃度であり、 Ｂ、Ｃ_x，_yとＤ_zは、経験的に決定された較正係数であり、 ｍは、使用された検出及び基準波長の数であり、 ｐは、使用された多項式の最高次数であり、そして Ｌｎは、自然対数関数である、 請求の範囲１２に記載の分光光度計。 １４．該検出手段による検出の前に、通過帯域を超える周波数に人によって発 せられた該赤外エネルギーを変調するためのチョッパーホイールと、該少なくと も一つの検出信号を増幅するための前置増幅器と、通過帯域を超える該周疲数に 中心がある帯域フィルターと、通過帯域を超える該周波数から該復調信号を復調 するための同期復調器とをさらに具備する請求の範囲２に記載の分光光度計。 １５．光の血液における少なくとも一つの所定の成分の濃度を非侵襲的に測定 する方法において、 光からの赤外発光を検出する段階と、 該決定に対する赤外エネルギー源として、該検出段階において検出された該赤外 発光を使用して、光の血液の少なくとも一つの所定の成分の赤外吸収を決定する 段階と、 該決定段階において決定された赤外吸収からの該少なくとも一つの所定の成分の 濃度を計算する段階とを具備する方法。 １６．光の血液における少なくとも一つの所定の成分の濃度を非侵襲 的に測定する方法において、 少なくとも２．０μｍのｎ個の異なる波長を含む波長範囲において光によって発 せられた赤外エネルギーを検出する段階であり、該赤外エネルギーは、該少なく とも一つの所定の成分によって別様に吸収された該ｎ個の波長の各々におけるエ ネルギーを含み、これにより、各所定の成分は、該ｎ個の波長の少なくとも一つ において赤外エネルギーを容易に吸収し、該ｎ個の波長の別の波長において赤外 エネルギーを最小に吸収し、該人によって発せられ、該少なくとも一つの所定の 成分によって選択的に吸収された該ｎ個の波長における赤外エネルギーを表現す る少なくとも一つの検出信号を出力する段階と、 人の心周期の収縮期及び拡張期フェーズにより人によって発せられた該赤外エネ ルギーの検出を同期化する段階と、 該少なくとも一つの検出信号から人の血液の該少なくとも一つの所定の成分の濃 度を決定する段階とを具備する方法。 １７．該同期段階が、人の心周期の収縮期及び拡張期フェーズ中発生する拡張 期及び収縮期間隔をそれぞれ決定する段階を含む、これにより、該検出段階が、 該収縮期及び拡張期間隔中行われる請求の範囲１６に記載の方法。 １８．該濃度決定手段が、比率Ｒ＝（Ｓｙｓ Ｌ１ − Ｄｉａｓ Ｌ１）／ （Ｓｙｓ Ｌ２ − Ｄｉａｓ Ｌ２）を形成する段階を含み、ここで、Ｓｙｓ Ｌ１は、該少なくとも一つの波長における検出収縮期フェーズ信号であり、Ｄ ｉａｓ Ｌ１は、該一つの波長における検出拡張期フェーズ信号であり、Ｓｙｓ Ｌ２は、該別の波長における検出収縮期フェーズ信号であり、そしてＤｉａｓ Ｌ２は、該別の波長におけ る検出拡張期フェーズ信号である請求の範囲１６に記載の方法。 １９．該濃度決定手段が、次の方程式により、光の血液の該少なくとも一つの 所定の成分の濃度を計算する段階を含む、 ここで、Ｃ．Ｃ．_nは、該少なくとも一つの所定の成分ｎの濃度であり、 Ｂ、Ｃ_x，_yとＤ_zは、経験的に決定された較正係数であり、 ｍは、使用された検出及び基準波長の数であり、 ｐは、使用された多項式の最高次数であり、そして Ｌｎは、自然対数関数である、 請求の範囲１８に記載の分光光度計。 ２０．人の付属体に加圧帯を適用する段階と、該検出段階における赤外エネル ギーの検出と同期して所定の圧力に該加圧帯を膨張させる段階とを具備する請求 の範囲１６に記載の方法。