(57)【特許請求の範囲】
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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9.1μｍ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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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 L1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、識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。
【請求項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、
0003590408.tif 000003
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、Ｃx,yとDz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。
【請求項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波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期とをさらに具備する請求の範囲２に記載の分光光度計。
【発明の詳細な説明】
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他のよって米国特許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、372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、Jobsis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、Wilber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−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。Wilber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ー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  Diabetas  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−ゼ反応を測定し、研究所と、LifeScanによって製造されるOneTouch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−ド（LED）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、多分傾向性にための受容されない。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−ザ−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。より正確で非侵襲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ーを記載する。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、1100〜2500nm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、1000〜2500nm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−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号において、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は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、WO81/00622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、Muellerは、吸収読取りを安定化させるために、9.1μｍ吸収波長と10.5μｍ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−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、936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を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−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び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2.0μｍ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−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周期及び心拡張期フェ−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−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−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9.1μｍ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−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−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）／（Sys  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−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−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−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−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ーC5は、経験的に決定されたキャリブレ−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ーグルコース、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−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402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  Coating  Laboratry,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る、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406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、Infrared  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−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算させる。このため、心収縮期信号からの心拡張期信号の減衰は、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−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404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LED432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−タ416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。LED432、光検出器434と前置増幅器回線436は、心周期のフェ−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404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−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−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−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−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ー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ー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ー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−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−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−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、グルコール、アルコースなどの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−ズ信号は、SYS  LNであり、波長ｎにおける心拡張期フェ−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  LN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、
RN＝（SYS  LNーDIAS  LN）／（SYS  LRー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、RN＝FN（LN、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ーC5は、キャリブレ−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。
0003590408.tif 000002
ここで、Ｂ、ＣとＤは、キャリブレ−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−の検出のために、人の手首700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−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CD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−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−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−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434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−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−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、mg/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、9.1μｍ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。
【図２】
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【図１】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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