(57)【要約】規定の皮体積の組織の温度が制御され、ヒト組織中の検体、例えばブドウ糖や他の代謝産物の濃度を決定するための方法である。この方法は、規定の皮体積の組織で様々な温度で測定される組織試料の光学パラメータの値を考慮することによって、組織中の検体濃度を計算するものである。規定体積は、組織表面に沿ったサンプリング距離、組織を照明するために使用する光の波長、および組織表面温度によって決まる組織の規定体積中の温度に応じて選択される。本発明の方法の一実施形態では、組織中の光浸透深度を変化させて光学信号に関する深度プロフィルを得るために、組織の規定皮体積の温度を規定の生理的範囲内で変化させる。本発明の方法は、温度変化および波長の選択を利用して、検体濃度を決定できる組織表面下の皮体積を規定する。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
生物組織中の検体濃度または疾病状態を決定するために較正関係を構築するための方法であって、
（ａ）前記生物組織表面上のサンプリング領域を選択するステップと、
（ｂ）前記生物組織の前記サンプリング領域の温度を第１温度に設定するステップと、
（ｃ）前記サンプリング領域内の導光部位で光を導入し、前記サンプリング領域内の集光部位で再放出された光を収集するステップとを含み、前記導光部位と前記集光部位とがサンプリング距離だけ離れており、前記導入される光が第１波長範囲内にあり、さらに方法が、
（ｄ）前記サンプリング距離で少なくとも１つの光学測定を実施するステップと、
（ｅ）前記生物組織の前記サンプリング領域の温度を、前記第１温度とは異なる第２温度に設定するステップと、
（ｆ）前記第２温度でステップ（ｃ）および（ｄ）を繰り返すステップとを含み、前記第２温度で導入される前記光が第２波長範囲内にあり、さらに方法が、
（ｇ）前記第１温度かつ前記第１波長範囲内の少なくとも１つの波長での少なくとも１つの光学パラメータの値と、前記第２温度かつ前記第２波長範囲内の少なくとも１つの波長での前記少なくとも１つのパラメータの値とを決定するステップと、
（ｈ）前記第１温度かつ前記第１波長範囲内の前記少なくとも１つの波長での前記少なくとも１つの光学パラメータの値と、前記第２温度かつ前記第２波長範囲内の前記少なくとも１つの波長での前記少なくとも１つの光学パラメータの値とに関する数学的関係を、独立に測定した前記検体濃度または前記疾病状態の独立測定結果によって構築するステップとを含む方法。
【請求項２】
前記組織の前記サンプリング領域に対して設定される前記温度が、約１０℃〜約４５℃である、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記組織の前記サンプリング領域に対して設定される前記温度が、約１５℃〜約４２℃である、請求項１に記載の方法。
【請求項４】
前記組織の前記サンプリング領域に対して設定される前記温度が、約２０℃〜約４０℃である、請求項１に記載の方法。
【請求項５】
前記組織に導入される前記光が、約４００ｎｍ〜約２０００ｎｍの少なくとも１つの波長を有する、請求項１に記載の方法。
【請求項６】
前記組織に導入される前記光が、約５００ｎｍ〜約１８００ｎｍの少なくとも１つの波長を有する、請求項１に記載の方法。
【請求項７】
前記組織に導入される前記光が少なくとも４つの波長を有し、前記波長の少なくとも２つが約５００ｎｍ〜約８００ｎｍで、前記波長の少なくとも２つが約８００ｎｍ〜約１１００ｎｍである、請求項１に記載の方法。
【請求項８】
前記サンプリング距離が約０．２ｍｍ〜約５ｍｍである、請求項１に記載の方法。
【請求項９】
前記サンプリング距離が約０．２ｍｍ〜約２ｍｍである、請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
前記温度が、光学信号の測定時に２つの温度レベルの間で反復的に調節される、請求項１に記載の方法。
【請求項１１】
前記温度が、光学信号の測定時に制御された変化率で低下する、請求項１に記載の方法。
【請求項１２】
前記温度が、光学信号の測定時に制御された変化率で上昇する、請求項１に記載の方法。
【請求項１３】
前記検体が、ブドウ糖、尿素、トリグリセリド、ヘモグロビン、およびヘマトクリットから成る群から選択される、請求項１に記載の方法。
【請求項１４】
前記光学パラメータと前記検体の前記濃度との間の前記数学的関係が、線形最小２乗法、部分最小２乗法、および主成分分析法から成る統計的方法の群から選択される方法を用いて得られる、請求項１に記載の方法。
【請求項１５】
生物組織中の検体濃度または疾病状態を決定するための方法であって、
（ａ）前記生物組織表面上のサンプリング領域を規定するステップと、
（ｂ）前記生物組織の前記サンプリング領域の温度を第１温度に設定するステップと、
（ｃ）前記サンプリング領域内の導光部位で光を導入し、前記サンプリング領域内の集光部位で再放出された光を収集するステップとを含み、前記導光部位と前記集光部位とがサンプリング距離だけ離れており、前記導入される光が第１波長範囲内にあり、さらに方法が、
（ｄ）前記サンプリング距離で少なくとも１つの光学測定を実施するステップと、
（ｅ）前記生物組織の前記サンプリング領域の温度を、前記第１温度とは異なる第２温度に設定するステップと、
（ｆ）前記第２温度でステップ（ｃ）および（ｄ）を繰り返すステップとを含み、前記第２温度で導入される前記光が第２波長範囲内にあり、さらに方法が、
（ｇ）前記第１温度かつ前記第１波長範囲内の少なくとも１つの波長での少なくとも１つの光学パラメータの値と、前記第２温度かつ前記第２波長範囲内の少なくとも１つの波長での前記少なくとも１つの光学パラメータの値とを決定するステップと、
（ｈ）前記第１温度かつ前記第１波長範囲内の前記少なくとも１つの波長での前記少なくとも１つの光学パラメータの値と、前記第２温度かつ前記第２波長範囲内の少なくとも１つの波長での前記光学パラメータの値とに関する数学的関係を、独立に測定した検体濃度または前記疾病状態の独立測定結果によって構築するステップと、
（ｉ）前記第１温度かつ前記第１波長範囲内の少なくとも１つの波長での前記光学パラメータの値と、前記第２温度かつ前記第２波長範囲内の前記少なくとも１つの波長での前記光学パラメータの値とを続いて光学測定することによって、前記検体濃度または前記疾病状態を決定するステップとを含む方法。
【請求項１６】
前記組織の前記サンプリング領域に対して設定される前記温度が、約１０℃〜約４５℃である、請求項１５に記載の方法。
【請求項１７】
前記組織の前記サンプリング領域に対して設定される前記温度が、約１５℃〜約４２℃である、請求項１５に記載の方法。
【請求項１８】
前記組織の前記サンプリング領域に対して設定される前記温度が、約２０℃〜約４０℃である、請求項１５に記載の方法。
【請求項１９】
前記組織に導入される前記光が、約４００ｎｍ〜約２０００ｎｍの少なくとも１つの波長を有する、請求項１５に記載の方法。
【請求項２０】
前記組織に導入される前記光が、約５００ｎｍ〜約１８００ｎｍの波長を有する、請求項１５に記載の方法。
【請求項２１】
前記組織に導入される前記光が少なくとも４つの波長を有し、前記波長の少なくとも２つが約５００ｎｍ〜約８００ｎｍで、前記波長の少なくとも２つが約８００ｎｍ〜約１１００ｎｍである、請求項１５に記載の方法。
【請求項２２】
前記サンプリング距離が約０．２ｍｍ〜約５ｍｍである、請求項１５に記載の方法。
【請求項２３】
前記サンプリング距離が約０．２ｍｍ〜約２ｍｍである、請求項１５に記載の方法。
【請求項２４】
前記温度が、光学信号の測定時に２つの温度レベルの間で反復的に調節される、請求項１５に記載の方法。
【請求項２５】
前記温度が、光学信号の測定時に制御された変化率で低下する、請求項１５に記載の方法。
【請求項２６】
前記温度が、光学信号の測定時に制御された変化率で上昇する、請求項１５に記載の方法。
【請求項２７】
前記検体が、ブドウ糖、尿素、トリグリセリド、ヘモグロビン、およびヘマトクリットから成る群から選択される、請求項１５に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
発明の背景
１．発明の分野
本発明は、ヒト被験者で検体濃度をインビボ（ｉｎ  ｖｉｖｏ）非侵襲決定するための装置および方法と、これらの装置および方法の較正を改善する方法とに関する。
【０００２】
２．技術の説明
光学装置および光学的方法を用いる、人体の検体濃度の非侵襲監視法は、臨床診断のための重要なツールである。「非侵襲」（本明細書では代替的に「ＮＩ」とも呼ぶ）監視技術は、人体から血液試料を入手する必要なしに、血中または組織中の検体濃度をインビボ（ｉｎ  ｖｉｖｏ）で測定する。本明細書で使用する「非侵襲」技術は、人体から試料を取り出すことなく、または人体に機器を挿入することなく利用可能な技術である。血液試料または生検標本を取り出すなどの侵襲的な処置をせずに、ヒト被験者の検体濃度または疾病状態を決定できると、いくつかの利点がある。これらの利点には、試験実施が容易であること、患者の痛みおよび不快感が軽減されること、ならびに潜在的バイオハザードへの暴露が低減されることが含まれる。これらの利点は、試験頻度の増加、疾病状態の正確な監視および制御、ならびに患者のケア改善を促進するのに役立つ。よく知られている非侵襲光学技術が、パルスオキシメトリである。この技術によって、組織中の血液の酸素度および脳酸素飽和度を測定することができ、測定値を臨床用途に使用することができる。ヘモグロビン濃度およびヘマトクリット値の非侵襲決定法は、幼児および母親の貧血の診断、腫瘍部位の特定、ならびに血腫および内出血の診断に利用できる可能性がある。
【０００３】
最も重要な非侵襲診断処置は、糖尿病の非侵襲診断および監視と言えるかもしれない。真性糖尿病は、慢性の、炭水化物、脂質、およびタンパク質代謝疾患であり、絶対的または相対的なインスリン欠乏、高血糖、および糖尿を特徴とする。少なくとも２つの主要な異型疾病が確認されている。「タイプＩ」は、糖尿病患者の約１０％を占め、膵臓内のインスリン分泌β細胞の欠損に起因する重篤なインスリン欠乏を特徴とする。残りの糖尿病患者は、「タイプＩＩ」を罹病しており、周辺組織中のインスリン反応障害を特徴とする（Ｒｏｂｂｉｎｓ，Ｓ．Ｌ．ｅｔ  ａｌ．、Ｐａｔｈｏｌｏｇｉｃ  Ｂａｓｉｓ  ｏｆ  Ｄｉｓｅａｓｅ、３ｒｄ  Ｅｄｉｔｉｏｎ、Ｗ．Ｂ．Ｓａｕｎｄｅｒｓ  Ｃｏｍｐａｎｙ、Ｐｈｉｌａｄｅｌｐｈｉａ、１９８４、ｐ．９７２）。糖尿病は、管理しなければ、網膜症、アテローム性動脈硬化症、細小血管症、腎症、および神経障害を含む、様々な有害臨床症状の発現を招くことがある。糖尿病が進行すると、失明、昏睡、および最終的には死を招くことがある。
【０００４】
低血糖および高血糖に起因する合併症を回避または軽減するには、糖尿病患者が、血糖レベルを、「正常範囲」である６０ｍｇ／ｄＬ〜１２０ｍｇ／ｄＬに厳重に管理する必要がある。この管理レベルを達成するために、糖尿病患者は、１日に数回、その血糖レベルを試験すべきである。したがって、糖尿病の影響を軽減するために、正確かつ頻繁に、好ましくは継続的なブドウ糖監視が必要とされる。
【０００５】
米国特許第５，０８６，２２９号、５，３２４，９７９号、および５，２３７，１７８号は、電磁スペクトルの近赤外領域（６００ｎｍ〜１２００ｎｍ）の放射を用いた、血糖レベルを測定する非侵襲方法を記載している。これらの方法では、血液を含む体の一部（例えば指）を１つまたは複数の光源によって照明し、体の一部の中を透過した光を１つまたは複数の検出器で検出する。ブドウ糖レベルは、ブドウ糖に関する参照スペクトルとバックグラウンド干渉との比較から得られる。
【０００６】
米国特許第５，３６２，９６６号、５，２３７，１７８号、５，５３３，５０９号、および４，６５５，２２５号は、血糖レベルの光学測定のための、電磁スペクトルの近赤外範囲、すなわち１２００ｎｍ〜約３０００ｎｍの放射の使用を記載している。作用原理は、この波長範囲の光浸透深度が、６００ｎｍ〜１２００ｎｍの波長範囲のものより小さいことを除いて、６００ｎｍ〜１２００ｎｍの範囲の放射を使用する測定に関して記載されたものと同様である。したがって、この領域内の電磁スペクトルでのほとんどの光学測定は、透過率測定ではなく、反射率測定に基づいた構成を使用する。米国特許第５，３１３，９４１号、５，１１５，１３３号、５，４８１，１１３号、５，４５２，７１６号、５，５１５，８４７号、５，３４８，００３号、およびＤＥ４２４２０８３は、約３０００ｎｍ〜約２５０００ｎｍの範囲の放射を使用する、電磁スペクトルの赤外領域での光学測定を記載している。
【０００７】
これら、従来技術のブドウ糖決定方法は、測定部位の温度が光学信号に及ぼす影響には触れていない。また、温度が組織中の光の伝播に及ぼす影響、ならびに光学測定時に温度を事前に設定した限界値間で調節する影響に関しても触れていない。米国特許第３，６２８，５２５号、４，２５９，９６３号、４，４３２，３６５号、４，８９０，６１９号、４，９２６，８６７号、５，１３１，３９１号、および欧州特許出願ＥＰ０４７２２１６は、体の一部に接触させて置くように構成された加熱要素を有する酸素度測定プローブを記載している。米国特許第５，１４８，０８２号は、センサ内に据え付けられた半導体デバイスで組織を加熱することによって、光学式プレチスモグラフィ（ｐｈｏｔｏｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｙ）測定中に、患者の組織中の血流を増加させる方法を記載している。
【０００８】
空間分解拡散反射率技術については、米国特許第５，５５１，４２２号、５，６７６，１４３号、５，４９２，１１８号、５，０５７，６９５号、および欧州特許出願ＥＰ０８１０４２９に記載されている。これらの技術では、光を試料に導入し、光を試料に導入する部位から様々な距離のところで、試料から再放出される光の強度を測定する。米国特許第５，１８７，６７２号、５，１２２，９７４号、５，４９２，７６９号、および５，４９２，１１８号は、周波数領域反射率測定を記載しており、これは、光源および検出器が高周波数で変調されることを除いて、空間分解拡散反射率測定に使用されるものと同様の光学システムを使用する。
【０００９】
これらの技術を使用するための主要な前提とは、組織を無限均質スラブとして説明できることである。これらの技術は、層状構造である皮膚の性質を無視している。さらに、これらの技術は、皮膚の温度が皮層内の光の伝播に及ぼす影響を無視している。米国特許第５，５５１，４２２号は、サーモスタット制御加熱システムによって、センサを指定温度、好ましくは正常体温よりいくらか高い温度にする、空間分解拡散反射率技術を用いるブドウ糖センサを記載している。
【００１０】
組織中の光浸透深度は、照明光の波長に依存する。一般に、電磁スペクトルの近赤外領域内の光は、治療域（ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃ  ｗｉｎｄｏｗ）（６００ｎｍ〜１３００ｎｍ）内で波長が長いほど、組織により深く浸透する。温度は、組織中の光浸透深度に影響を及ぼす。所与の波長の光は、組織の温度が低いほど、皮膚などの組織に深く浸透する。
【００１１】
ヒトの皮膚に単一波長の光を照明し、皮膚の温度を制御しない場合、光浸透深度は、被験者の皮膚の温度に応じて、人によって異なる。皮膚を複数の波長で照明し、皮膚の温度を制御しない場合、光浸透深度にはさらに大きなばらつきが生じる。最終的な結果として、光学パラメータを誤って推測することになり、したがってインビボの検体濃度を誤って決定することになる。
【００１２】
本出願の譲受人に譲渡された１９９８年５月１８日出願の米国特許出願第０９／０８０，４７０号、およびＷＯ９９／５９４６４は、試料の温度を制御するための方法を使用した、非侵襲ブドウ糖センサを記載している。光学測定時に皮膚の温度を制御する目的の１つは、生理的なばらつきの影響を最小限に抑えることである。
【００１３】
当該技術分野では様々な検出技術が開示されてきたが、現在市販されている侵襲方法による測定に匹敵する確度で、検体濃度の測定値を提供する市販の非侵襲装置は依然として存在しない。従来技術の方法によって得られる非侵襲測定値は、組織、例えば皮膚が、一様な単一温度を有する一様な単一層で構成されるという仮定に基づくものである。結果として、血糖レベルの監視、ヘモグロビンの決定、ヘマトクリットの監視など、非侵襲代謝産物試験への現行の取組みでは、許容可能な精度および確度が達成されていない。
【００１４】
したがって、人体での検体の非侵襲試験および定量化のための、改良型の装置および方法が必要とされる。これらの方法および装置が、皮膚の温度のばらつきによる悪影響を受けず、皮膚の様々な光学特性および温度が皮膚の様々な層の光学特性に及ぼす影響を補償することが望ましい。
【００１５】
発明の概要
本発明は、規定の皮体積の組織、例えばヒトの皮膚の温度を制御する、ヒト組織中の検体、例えばブドウ糖や他の代謝産物の濃度を決定するための方法を提供する。この方法は、規定の皮体積の組織で様々な温度で測定される組織試料の光学パラメータの値を考慮することによって、組織中の検体濃度を計算するものである。規定体積は、組織表面に沿ったサンプリング距離、組織を照明するために使用する光の波長、および組織表面温度によって決まる組織の規定体積中の温度に応じて選択される。
【００１６】
本発明の方法の一実施形態では、規定の皮体積の組織から再放出される光学信号を、この体積の温度を一定値に維持しながら測定する。本発明の方法の他の実施形態では、組織中の光浸透深度を変化させて光学信号に関する深度プロフィルを得るために、規定の皮体積の組織の温度を、規定の生理的範囲内で変化させる。
【００１７】
本発明の方法は、組織中の検体濃度の監視、ケアする点の試験、および疾病、例えば糖尿病などのスクリーニングに有用である。本発明の方法は、温度変化および波長の選択を利用して、検体濃度を決定できる組織表面下の皮体積を規定する。
【００１８】
一態様では、本発明は、生物組織中の検体濃度または疾病状態を決定するために較正関係を構築するための方法を提供する。この方法は、
（ａ）生物組織の表面上のサンプリング領域を選択するステップと、
（ｂ）生物組織のサンプリング領域の温度を第１温度に設定するステップと、
（ｃ）サンプリング領域内の導光部位で光を導入し、サンプリング領域内の集光部位で再放出された光を収集するステップとを含み、導光部位と集光部位とがサンプリング距離だけ離れており、導入される光が第１波長範囲内にあり、さらに方法が、
（ｄ）サンプリング距離で少なくとも１つの光学測定を実施するステップと、
（ｅ）生物組織のサンプリング領域の温度を、第１温度とは異なる第２温度に設定するステップと、
（ｆ）第２温度でステップ（ｃ）および（ｄ）を繰り返すステップとを含み、第２温度で導入される光が第２波長範囲内にあり、さらに方法が、
（ｇ）第１温度かつ第１波長範囲内の少なくとも１つの波長での少なくとも１つの光学パラメータの値と、第２温度かつ第２波長範囲内の少なくとも１つの波長での少なくとも１つの光学パラメータの値とを決定するステップと、
（ｈ）第１温度かつ第１波長範囲内の少なくとも１つの波長での少なくとも１つの光学パラメータの値と、第２温度かつ第２波長範囲内の少なくとも１つの波長での少なくとも１つの光学パラメータの値とに関する数学的関係を、独立に測定した検体濃度または疾病状態の独立測定結果によって構築するステップとを含む。
【００１９】
前述の較正関係を使用して、少なくとも１つの波長かつ少なくとも１つの温度での少なくとも１つの光学パラメータを続いて決定することにより、検体濃度または疾病状態を決定することができる。本発明の好ましい一実施形態では、少なくとも１つのパラメータを、組織の反射率、組織の減弱係数、組織の吸収係数、組織の散乱係数、および組織中の光浸透深度から成る群から選択することができる。
【００２０】
皮膚表面を維持する温度は、生理的温度範囲内、すなわち約１０℃〜約４５℃とする。測定中の快適性が保証されるように温度を選択することが好ましい。したがって、好ましい温度範囲は、約１５℃〜約４２℃であり、より好ましくは約２０℃〜約４０℃である。
【００２１】
本発明の方法で使用する光の波長は、約４００ｎｍ〜約２０００ｎｍ、好ましくは約５００ｎｍ〜約１８００ｎｍの範囲にすることができる。あるタイプの検出器の使用を可能にする波長範囲を選択することができる。したがって、約４００ｎｍ〜約１１００ｎｍの波長範囲は、安価なシリコンフォトダイオード検出器で使用することができ、約７００ｎｍ〜約１９００ｎｍの波長範囲は、インジウム／ガリウム砒素検出器で使用することができる。生物組織に導入される光が少なくとも４つの波長を有し、波長の少なくとも２つが約５００ｎｍ〜約８００ｎｍで、波長の少なくとも２つが約８００ｎｍ〜約１１００ｎｍであることが好ましい。より広い波長範囲を有するハイブリッド検出器を使用して、電磁スペクトルの可視領域および近赤外領域のすべてまたはほとんどの波長を有する光を検出することができる。
【００２２】
本発明の方法のための光学測定は、単一のサンプリング距離かつ複数の波長で実施することができる。このサンプリング距離が、再放出される光の大部分が収集され検出される、試料中の平均深度を規定する。波長および温度を選択すると、さらに、再放出される光学信号の大部分が散乱する皮体積が規定される。
【００２３】
温度制御および光学検査を実施する組織の体積は、約０．１ｍｍ３〜約１０ｍｍ３、好ましくは約０．２ｍｍ３〜約５ｍｍ３、より好ましくは約０．２ｍｍ３〜約２ｍｍ３の範囲とする。
【００２４】
本発明の方法は、人体のブドウ糖および他の検体の非侵襲決定に使用される従来技術の方法および装置を超える、いくつかの利点を提供する。単一サンプリング距離で光学信号が決定されると、複数の集光部位、多数の検出器、または多数のファイバを使用する必要がなくなる。サンプリング距離を単一にすると、較正および保守が容易な、より簡易で頑丈な光学機器が得られる。
【００２５】
本発明の方法は、拡散理論近似またはモンテカルロ（Ｍｏｎｔｅ  Ｃａｒｌｏ）シミュレーションに依存する光学パラメータの計算によるものではない。したがって、得られる較正パラメータは、拡散理論近似またはモンテカルロシミュレーションを利用するときに普通使用される前提とは無関係である。
【００２６】
さらに、本発明の温度調節方法を従来技術の空間分解拡散反射率測定と併せて使用して、食事負荷試験またはブドウ糖負荷試験較正手順で、相関係数や較正標準誤差などの相関パラメータを改善することができる。
【００２７】
本発明の方法は、
ａ）組織中の平均深度１〜３ｍｍから、したがって脂肪組織および深部組織構造を避けて信号を検出するために、小さい測定体積を使用し、
ｂ）組織の最大深度３ｍｍまでの様々な深度で監視し、
ｃ）複数の位置での光の照明および収集を必要としない簡易機器を提供し、
ｄ）そこからの光学信号が収集される深度の浅い組織中の温度を制御および調節することによって、従来技術の空間分解拡散反射率方法の欠点を克服するものである。
【００２８】
本発明の方法は、測定すべき信号が再放出される組織中の指定体積を規定するために、温度と波長を組み合わせた新規の使用法を提供し、それによって測定精度を改善するものである。
【００２９】
発明の詳細な説明
本明細書で使用する表現「組織光学」は、生物組織中の光伝播の調査分野を指す。表現「光学特性」は、生物組織の、吸収、散乱、放出、反射率、および偏光解消特性のうちの少なくとも１つを指す。表現「光学パラメータ」は、媒体およびその成分の光学特性を説明し規定するパラメータを指す。光学パラメータの例には、これだけに限るものではないが、検体の、吸収係数、散乱係数、異方性因子、光学輸送平均自由行程、および吸光係数が含まれる。表現「疾病状態」は、患者が、本発明の方法によって検出される疾病を罹病している可能性のある状態を指す。このような状態には、これだけに限るものではないが、糖尿病、血管疾病、または新生物疾病、例えば癌性病変を有するものなどが含まれる。
【００３０】
表現「散乱媒体」は、光を散乱かつ吸収する媒体を指す。表現「吸収係数」（μａ）は、単位行程長さ当たりの光吸収確率を指し、２．３０３εＣ／ｃｍに等しい。式中、εはモル吸光係数、Ｃはモル濃度である。表現「散乱係数」（μｓ）は、単位行程長さ当たりの光散乱確率を指す。表現「異方性因子」（ｇ）は、多重散乱光子に関する散乱角度の平均余弦を指す。表現「縮小散乱係数」（μ’ｓ）は、単位行程長さ当たりの等価等方性（すべての方向に一様な）散乱の確率を指し、σρ／ｃｍに等しい。式中、σは散乱断面積、ρは散乱中心の数密度である。縮小散乱係数は、散乱係数μｓおよび異方性因子ｇと、μ’ｓ＝（１−ｇ）μｓの関係にある。混濁媒体中の光の減弱は、実効減弱係数
【数１】
2004535213.tif 000003
によって表される。
【００３１】
表現「光浸透深度」および「光浸透の深さ」（δ）は、入射光と同じ方向に光が走行する行程に対する、散乱媒体中の光強度の減衰率を指す。光浸透深度は、組織中の光強度が元の値の１／ｅに減弱する深度を表す。実効減弱係数μｅｆｆは、光浸透深度δの逆数であり、
【数２】
2004535213.tif 000004
となる。１９９９年１０月１５日出願の米国特許出願第０９／４１９，４６１号に記載のように、測定部位の温度変化は、ヒト皮膚中の光浸透深度の変化を招き、温度が体核心温度よりも低下すると光浸透深度が増加する。表現「温度ΔδＴに応じた光浸透深度の変化」は、２つの事前設定温度での組織中の光浸透深度の計算値の差分として定義され、ΔδＴ＝δ（Ｔ１）−δ（Ｔ２）となる。あるいは、「温度ΔδＴに応じた光浸透深度の変化」は、温度に応じた光浸透深度の変化率と測定温度区間との積として定義され、ΔδＴ＝（∂δ／∂Ｔ）・ΔＴとなる。
【００３２】
表現「拡散理論近似」は、組織中の光の輸送を説明する分析的解法を指す。拡散理論近似では、組織を混濁媒体の半無限スラブと仮定する。その近似は、散乱された光が、光源および組織の境界から遠い位置で収集され、散乱係数が吸収係数よりもはるかに大きい場合に有効である。表現「モンテカルロシミュレーション」は、散乱媒体中の光子の伝播を統計的に説明するために使用できる数値的方法を指す。表現「拡散反射率」（特に指定のない限り、そのうち反射率）は、入射光の方向以外のすべての角度で、入射光を試料に導入する領域よりも広い領域にわたって試料から再放出される、光の測定値を指す。表現「空間分解散乱」または「空間分解拡散反射率」および「局所反射」は、試料から再放出され、導光部位から指定距離にあるいくつかの集光部位で収集される光の測定値を指す。あるいは、これらの表現が、試料境界上の所与の集光部位で、集光部位から１組の規定距離にある同じ境界上の離散導光部位で光を導入した結果として収集される、光を指すこともある。いずれの場合にも、μｅｆｆ、μａ、およびμ’ｓは、距離に対する再放出された光の強度分布、すなわち、多数のサンプリング距離における再放出された光の強度から計算される。表現「再放出された光」および「反射光」は、本明細書では、特に指定のない限り、表現「反射率」および「再放出された光の強度」と同様に同義語として使用する。表現「周波数領域測定」は、集光部位から所与の離隔距離にある導光部位での、光が散乱媒体を横切るときの調節された入射光の位相角および／または振幅変化に関する、光の測定を指す。表現「光ビーム」は、試料に向かって共にほぼ平行軌道で走行し、試料表面に所定の領域だけで衝突する光子群を指す。実際には、与えた光ビームが衝突する試料表面上の所定の領域は、光ファイバなどの照明要素が覆う領域になる。
【００３３】
表現「サンプリング領域」は、光を導入し、再放出される光を収集および検出する、生物組織の表面上の領域を意味する。表現「生物組織」は、損傷のない人体の一部、ヒト皮膚、摘出したヒト組織、または動物組織を指す。表現「光学測定」は、光を生物組織試料と相互作用させ、透過し、反射し、放出され、回折し、または散乱した光を収集し検出する、物理測定を指す。
【００３４】
表現「導光部位」は、光を試料に投入または導入する、試料、例えば、身体の一部や組織などの表面上の位置を意味する。光源は、導光部位に配置することができ、または導光部位から遠隔に配置することができる。光源を導光部位から遠隔に配置する場合、例えば光ファイバなどの光伝達手段によって光を導光部位まで伝達しなければならない。表現「照明要素」は、試料、例えば身体の一部や組織などに光を送達させる、導光部位に配置されたコンポーネントを意味する。照明要素は、通常、光源から導光部位に光を伝達する光ファイバである。ただし、光源を導光部位に配置する場合、光源を照明要素にすることができる。表現「集光部位」は、測定のために、試料、例えば身体の一部や組織などから再放出された光を収集する、試料表面上の位置を意味する。再放出された光の強度を決定する検出器は、集光部位に配置することができ、または集光部位から遠隔に配置することができる。検出器を集光部位から遠隔に配置する場合、例えば光ファイバなどの光伝達手段によって、光を検出器に伝達しなければならない。表現「集光要素」は、試料、例えば身体の一部や組織などから再放出された光を収集する集光部位に配置されたコンポーネントを意味する。集光要素は、通常、集光部位から検出器に光を伝達する光ファイバである。ただし、検出器を集光部位に配置する場合、検出器を集光要素にすることができる。試料表面に沿って測定される導光部位と集光部位の間の距離を、「サンプリング距離」として定義する。所与の試料では、サンプリング距離が、試料表面から、測定される再放出光に散乱および吸収事象が寄与する試料内部までの平均距離を決定する。このような平均距離は、サンプリング距離によって決まり、以後、「サンプリング深度」と呼ぶ。本発明によれば、組織の温度変化は、ヒト皮膚中のサンプリング深度を変化させ、温度が身体の生理的温度範囲未満に低下すると、サンプリング深度が増大する。
【００３５】
本明細書で使用する、生物試料の「生理的温度範囲」という表現は、温度変化に起因する光学的または生物的特性の不可逆変化なしに試料の生物活性が維持される温度範囲を意味する。
【００３６】
本明細書で使用する表現「クラーク誤差グリッド（Ｃｌａｒｋｅ  ｅｒｒｏｒ  ｇｒｉｄ）」は、参照方法に対する測定確度の迅速な推定を提供する、データ分析および提示ツールを指す。試験装置を用いて得られたデータを、参照方法を用いて得られたデータに対してプロットする。散布図を準備し、５つのゾーン、すなわち、Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、Ｅゾーンに分割する。ゾーンＡに入るデータ点は、許容可能な性能を表し、ゾーンＣ、Ｄ、Ｅに入るデータ点は、許容不可能な性能を表す。個人用ブドウ糖監視装置は、散布図のデータ点の９５％より多くがＡゾーンにあり、データ点の５％未満がＢゾーンにある場合に、許容可能な性能を提供すると考えられる。データ点のいずれも、Ｃ、Ｄ、Ｅゾーンには入るべきでない。この成果は、６０ｍｇ／ｄＬより高い血糖レベルにおける全体誤差２０％とほぼ同等である。Ａゾーンに入るデータ点のパーセンテージが増大し、Ｂゾーンに入るデータ点のパーセンテージが低下すると、試験装置の性能が向上したと考えられる。濃度６０ｍｇ／ｄＬ未満では、一定の誤差値（すなわち、パーセンテージではない値）を使用する。データ点がＣ、Ｄ、Ｅゾーンに入ることは、ブドウ糖監視装置と参照方法の間の偏差が次第に増加していることを表す。この確度の低下は、誤ったタイプの介入を招くことがある。本明細書で使用する用語「較正」は、測定された光学信号と、独立した方法によって決定される検体濃度との間に、数学的関係を構築することを意味する。その関係は、較正の組として示されるいくつかの試料を測定することによって構築される。用語「予測」は、較正関係から、較正組の中の試料ではない、未知の試料中の検体濃度を決定する能力を指す。統計的性能パラメータは、較正標準誤差ＳＥＣ（ｓｔａｎｄａｒｄ  ｅｒｒｏｒ  ｏｆ  ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ）であり、これは、ある検出方法によって測定される信号と、参照方法によって決定されるブドウ糖濃度との間の適合の近接性を検査するものである。クロス確認予測標準誤差、ＣＶ−ＳＥＰ（ｓｔａｎｄａｒｄ  ｅｒｒｏｒ  ｏｆ  ｃｒｏｓｓ−ｖａｌｉｄａｔｉｏｎ  ｐｒｅｄｉｃｔｉｏｎ）は、較正モデルの予測力の推定値である。この測定値は、較正データの組からデータ点を１つ取り出し、それを未知のものとして使用して、１つずつ、組のすべてのデータ点を循環させることによって得られる。較正モデルがブドウ糖濃度（本明細書では、代替的に「血糖レベル」とも呼ぶ）を予測する能力を決定するためのより良い方法が、予測標準誤差ＳＥＰであり、これは、較正モデルが、較正データの組の一部でないデータ点を予測できる精度を表す。
【００３７】
一態様では、本発明は、生物組織中の検体濃度または疾病状態を決定するために較正関係を構築する方法に関する。この方法は、
（ａ）生物組織の表面上のサンプリング領域を選択するステップと、
（ｂ）生物組織のサンプリング領域の温度を第１温度に設定するステップと、
（ｃ）サンプリング領域内の導光部位で光を導入し、サンプリング領域内の集光部位で再放出された光を収集するステップとを含み、導光部位と集光部位とがサンプリング距離だけ離れており、導入される光が第１波長範囲内にあり、さらに方法が、
（ｄ）サンプリング距離で少なくとも１つの光学測定を実施するステップと、
（ｅ）生物組織のサンプリング領域の温度を、第１温度とは異なる第２温度に設定するステップと、
（ｆ）第２温度でステップ（ｃ）および（ｄ）を繰り返すステップとを含み、第２温度で導入される光が第２波長範囲内にあり、さらに方法が、
（ｇ）第１温度かつ第１波長範囲内の少なくとも１つの波長での少なくとも１つの光学パラメータの値と、第２温度かつ第２波長範囲内の少なくとも１つの波長での少なくとも１つの光学パラメータの値とを決定するステップと、
（ｈ）第１温度かつ第１波長範囲内の少なくとも１つの波長での少なくとも１つの光学パラメータの値と、第２温度かつ第２波長範囲内の少なくとも１つの波長での少なくとも１つの光学パラメータの値とに関する数学的な関係を、独立に測定した検体濃度または疾病状態の独立測定結果によって構築するステップとを含む。
【００３８】
前述の較正関係を使用して、少なくとも１つの波長かつ少なくとも１つの温度での少なくとも１つの光学パラメータを続いて決定することにより、検体濃度または疾病状態を決定することができる。本発明の好ましい一実施形態では、少なくとも１つのパラメータは、組織の反射率、組織の減弱係数、組織の吸収係数、組織の散乱係数、または組織中の光浸透深度から成る群から選択される。
【００３９】
皮膚の領域を維持する温度は、約１０℃〜約４５℃の生理的温度範囲内とする。測定時の快適さが保証されるように温度を選択することが好ましいので、約１５℃〜約４２℃の範囲が好ましく、約２０℃〜約４０℃の範囲がより好ましい。
【００４０】
本発明で使用する光の波長は、４００ｎｍ〜２０００ｎｍ、好ましくは約５００ｎｍ〜約１８００ｎｍの範囲とする。４００〜１１００ｎｍの範囲は、シリコン検出器で使用することができ、７００〜１９００ｎｍの範囲は、インジウム／ガリウム砒素検出器で使用することができる。組織に導入される光が少なくとも４つの波長を有し、波長の少なくとも２つが約５００ｎｍ〜約８００ｎｍで、波長の少なくとも２つが約８００ｎｍ〜約１１００ｎｍであることが好ましい。より広い波長範囲を有するハイブリッド検出器を使用して、電磁スペクトルの可視領域および近赤外領域のすべてまたはほとんどの波長を有する光を検出することができる。
【００４１】
温度制御および光学試験を実施する組織の体積は、約０．１ｍｍ３〜約１０ｍｍ３、好ましくは約０．２ｍｍ３〜約５ｍｍ３、より好ましくは約０．２ｍｍ３〜約２ｍｍ３の範囲とする。
【００４２】
温度のばらつきが組織の散乱および吸収特性に及ぼす影響は、非侵襲監視分野の関心事である。当該技術分野では、皮膚光学へのレーザ励起および光凝固の熱的影響ならびに温度の影響が記載されてきた。例えば、Ｗ−Ｃ．Ｌｉｎら、「Ｄｙｎａｍｉｃｓ  ｏｆ  ｔｉｓｓｕｅ  ｒｅｆｌｅｃｔａｎｃｅ  ａｎｄ  ｔｒａｎｓｍｉｔｔａｎｃｅ  ｄｕｒｉｎｇ  ｌａｓｅｒ  ｉｒｒａｄｉａｔｉｏｎ」、ＳＰＩＥ  Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ、２１３４Ａ  Ｌａｓｅｒ−Ｔｉｓｓｕｅ  Ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ  Ｖ（１９９４）２９６−３０３、および、Ｗ−Ｃ．Ｌｉｎ、「Ｄｙｎａｍｉｃｓ  ｏｆ  ｔｉｓｓｕｅ  ｏｐｔｉｃｓ  ｄｕｒｉｎｇ  ｌａｓｅｒ  ｈｅａｔｉｎｇ  ｏｆ  ｔｕｒｂｉｄ  ｍｅｄｉａ」、Ａｐｐｌｉｅｄ  Ｏｐｔｉｃｓ（１９９６）Ｖｏｌ．３５、Ｎｏ．１９、３４１３−３４２０を参照されたい。また、Ｊ．Ｌａｕｆｅｒら、「Ｅｆｆｅｃｔ  ｏｆ  ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ  ｏｎ  ｔｈｅ  ｏｐｔｉｃａｌ  ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ  ｏｆ  ｅｘ  ｖｉｖｏ  ｈｕｍａｎ  ｄｅｒｍｉｓ  ａｎｄ  ｓｕｂｄｅｒｍｉｓ」、Ｐｈｙｓ．Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ．（１９９８）Ｖｏｌｕｍｅ  ４３、２４７９−２４８９、および、Ｊ．Ｔ．Ｂｒｕｕｌｓｅｍａら、「Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ  ｏｆ  Ｐｈａｎｔｏｍｓ  ａｎｄ  Ｔｉｓｓｕｅ  Ｍｅａｓｕｒｅｄ  ｉｎ  ｖｉｖｏ  ｆｒｏｍ  ０．９−１．３μｍ  ｕｓｉｎｇ  Ｓｐａｔｉａｌｌｙ  Ｒｅｓｏｌｖｅｄ  Ｄｉｆｆｕｓｅ  Ｒｅｆｌｅｃｔａｎｃｅ」、ＳＰＩＥ  Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ２９７９（１９９７）３２５−３３４も参照されたい。
【００４３】
温度のばらつきが非侵襲測定に及ぼす影響を理解するには、組織中の光伝播の理論的な説明を再検討することが役立つ可能性がある。組織の光学特性、ならびにこれらの特性が光散乱および吸収に及ぼす影響について、以下で説明する。非侵襲測定と組織温度の依存関係も示し、非侵襲測定の温度を制御するための好ましい実施形態について説明する。
【００４４】
光が散乱事象を受ける可能性がある場合、ヒト組織試料などの混濁試料内の光フルエンスは、当該技術分野では以下の式で記載される。
【数３】
2004535213.tif 000005
式中、Ｉ０は、入射光の強度を表し、Ｉは、試料表面からの深度ｚでの光の強度を表し、μｅｆｆは、次式で定義され、
【数４】
2004535213.tif 000006
δが光浸透深度δを表す場合、これは、光導入方向に沿った混濁媒体中の距離に応じた光の強度の減衰率を指す。
【００４５】
光浸透深度δは、試料表面から、試料内部の、光強度がその入射値の１／ｅに減弱するところまでを測定した距離の統計的提示であり、ｅは、自然対数の底である。距離は、入射光の方向に沿って測定される。光浸透深度は、入射光の強度の３７％が維持される組織深度ｚに相当する。式（１）によれば、
【数５】
2004535213.tif 000007
であり、δの値がμａおよびμ’ｓの両方に依存するので、μａまたはμ’ｓのいずれかが増加すると、組織中の光浸透深度δが減少する。反対に、これら２つの係数のいずれかの値が減少すると、組織中の光浸透深度が増加する。
【００４６】
１９９９年１０月１５日出願の米国特許出願第０９／４１９，４６１号は、組織中の光浸透深度を調節するための方法を記載し、光浸透深度を調節するステップを使用する診断応用例を開示している。なお、この特許出願を参照により本明細書に組み込む。温度を２つの事前設定値の間（例えば、３８℃と２２℃の間など）で変化させることが、ヒト皮膚の光学パラメータに及ぼす影響について、１９９９年１０月１５日出願の米国特許出願第０９／４１９，４６１号に記載されている。
【００４７】
１９９９年１０月１５日出願の米国特許出願第０９／４１９，４６１号に記載のように、温度が低下すると、組織の散乱係数および吸収係数が減少する。
【数６】
2004535213.tif 000008
の関係にあるので、温度に応じて吸収および散乱係数が変化すると、組織中の光浸透深度に逆作用する。光浸透深度（δ）は、同時に起こる２つのメカニズムによって変化させることができる。第１に、表面下の毛細血管への血流を減少させると、すなわち上層のμａを小さくすると、δを増大させることができる。第２に、温度が低下したときに散乱係数を減少させると、やはりδを増大させることができる。光浸透深度が増大すると、真皮のより深い層の、より大きい血管をサンプリングすることができる。温度が低下したときの組織の反射率の光学測定は、組織中の様々な深度から発生する信号を表す。１９９９年１０月１５日出願の米国特許出願第０９／４１９，４６１号に記載のように、温度が低下すると、組織中の光浸透深度が増加する。表１は、１９９９年１０月１５日出願の米国特許出願第０９／４１９，４６１号のデータをまとめた、肌の色が白い、糖尿病でない７名のボランティアの前腕の皮膚中の平均光浸透深度を示す。温度に応じた光浸透深度の変化が、糖尿病患者と糖尿病でないボランティアとの間で異なることがわかったので、表１には、糖尿病でないボランティアの平均値だけを示した。
【００４８】
表１に示すように、波長が５９０ｎｍから９５０ｎｍまで変化すると、組織中の光浸透深度がそれぞれ、９７０ミクロンから２０２０ミクロンまで変化する。組織の温度が３８℃から２２℃まで変化すると、組織中の光浸透深度が、所与の各波長でさらに増大する。温度が３８℃から２２℃に低下するときの光浸透深度の変化の程度は、測定する波長に依存する。Δδのパーセンテージ変化は、波長が短いほど大きい。
【表１】
2004535213.tif 000009
したがって、温度を２２℃〜３８℃の間で、波長を５９０ｎｍ〜９５０ｎｍの間で適切に選択することによって、組織中の平均深度、すなわち９７０マイクロメートル〜２２１０マイクロメートルをマッピングすることができる。温度が３８℃より高くなると、組織、例えば皮膚中への光の浸透が浅くなり、温度が２２℃より低くなると、組織中への光の浸透が深くなる。
【００４９】
本発明の方法は、従来技術の方法が直面するいくつかの問題を克服する。血糖レベルを決定する一方法は、組織の散乱係数を決定することである。この方法は、空間分解拡散反射率に関するもので、試料から再放出される光の強度が、試料の表面上で測定される導光部位と集光部位の間の距離に応じて決まる。この方法では、吸収係数および散乱係数の値を決定するために、試料から再放出される光の強度を数学的に分析する（米国特許第５，５５１，４２２号参照）。他の方法は、周波数領域測定を使用することである（米国特許第５，４９２，１１８号参照）。いずれの方法も、血糖レベルに応じた散乱係数のばらつきによって決まる。米国特許第５，５５１，４２２号、５，６７６，１４３号、５，４９２，１１８号、および５，０５７，６９５号の空間分解拡散反射率方法には、散乱係数の決定が重要である。また、米国特許第５，１８７，６７２号、５，１２２，９７４号、５，４９２，７６９号、および５，４９２，１１８号の周波数領域方法にも、散乱係数の決定が重要である。
【００５０】
μ’ｓおよびμａを正確に決定する能力は、個々に、拡散理論近似の使用に依存し、散乱係数と吸収係数のある比率を必要とする（μ’ｓ＞＞μａ）。したがって、測定の波長範囲を、この関係が保持される範囲に制限しなければならない。拡散理論近似はまた、大きいサンプリング距離（導光部位と集光部位の間の分離）を必要とし、したがって、信頼性のある光学パラメータの推定には、頭蓋、上腕、脹脛など、質量の大きい組織の試料が必要となる。拡散理論近似はまた、ヒト組織が均質媒体であるという仮定に基づいており、これは医学分野で知られていることに反する。皮膚は、組織学的にいくつかの層が識別可能であり、表皮（角質層を含む）、真皮、および皮組織が存在する。各層の厚さは、数十〜数百マイクロメートルの範囲に及ぶ。
【００５１】
本発明の好ましい一実施形態では、導光部位と集光部位の間の距離は、組織と光の相互作用が観察される体積を約１ｍｍ３に制限するために、小さく（３ｍｍ未満に）保持される。サンプリング距離が小さいと、体積の小さい組織で温度を制御しかつ調節することができる。小さいサンプリング距離を使用すると、拡散理論近似の使用が制限され、組織の光学パラメータを計算するのに役立つ。
【００５２】
例
以下の非限定的な諸例は、本発明をさらに説明するものである。
【００５３】
例１
試料の温度を制御し、組織中の小さい深度内で試料の温度を変化させることができる、温度制御可能な局所反射率組織光度計を構成した。ブレッドボード構成の詳細は、ＷＯ９９／５９４６４に記載されており、これを参照により本明細書に組み込む。図１に概略を示すように、装置１０は、光源モジュール１２と、光学プローブモジュール１４と、信号検出モジュール１６とを備える。これら３つのモジュールを、分岐した光ファイバ束を通して相互接続した。
【００５４】
光源モジュールは、４つの発光ダイオード（ＬＥＤ）２０、２２、２４、および２６を備えており、出力光を調節することができる。ＬＥＤは、円形ホルダ２８内に据え付けられており、ＬＥＤからの光を発散させ、その後、焦点距離２８ｍｍのＲＫＥ精密アイピース３４（Ｅｄｍｕｎｄ  Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ  ｐａｒｔ  Ｎｏ  ３０７８７）を用いて、照明要素３２の端部３０に集束させた。各ＬＥＤは、異なる周波数に設定された。ＬＥＤの波長、ならびにそれぞれに対して設定された周波数を、表２に示す。
【表２】
2004535213.tif 000010
【００５５】
光の一部を、ビームスプリッタ３６によって方向転換させ、シリコンフォトダイオード３８（モデルＳ−２３８６−４４Ｋ６Ｃ、浜松、日本国浜松市）およびプリアンプ４０に集束させて参照信号を発生させ、これを光源の強度の変動を補正するために使用した。光ビームの残りは、ファイバ束４４の光源チップ４２に納められた照明要素３２の端部３０に再集束させた。
【００５６】
照明要素３２の端部４５と、集光要素４６、４８、５０、および５２の端部とを、温度制御ディスク５６（直径２ｃｍ）の中心に配置された共通チップ５４内に据え付けた。共通チップ５４および温度制御ディスク５６は、身体境界面モジュール５８の一部とした。身体境界面モジュール５８は、ここでは文字「Ｓ」で表す皮膚に接触している。すべての要素３２、４６、４８、５０、および５２は、低ＯＨシリカ製のファイバで、それぞれ直径が４００μｍ（Ｆｉｂｅｒｇｕｉｄｅ  Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ、米国ニュージャージー州スターリング）である。各集光要素４６、４８、５０、５２の中心から照明要素３２の中心までの距離によって、この装置のサンプリング距離ｒ１、ｒ３、ｒ４、およびｒ６が規定され、これを表３に示す。
【００５７】
皮膚から再放出された光を、集光要素４６、４８、５０、および５２によって収集し、信号検出モジュール１６に伝達した。検出モジュール１６内に配置された４分画シリコンフォトダイオード検出器６０（Ａｄｖａｎｃｅｄ  Ｐｈｏｔｏｎｉｃｓ、Ｐ／Ｎ  ＳＤ２２５−２３２１−０４０）で、４つの集光要素４６、４８、５０、および５２から伝達される光強度を測定した。測定では４つだけを使用し、距離ｒ１、ｒ３、ｒ４、およびｒ６で表した。各集光要素の端部を、検出チップ６２内に配置した。
【００５８】
例１の光学プローブを、標準的な臨床用リクライニングチェアの左アーム上に据え付けた。被験者は、バネ式の光学検出ヘッドに接するクレードル内に左腕を置いてチェアに座り、光学検出ヘッドを被験者の前腕の背面側に、１６０グラム（約４５グラム／ｃｍ２）の一定に力で押し付けた。熱電式冷却／加熱要素６４（Ｍｏｄｅｌ  ＳＰ  １５０７−０１ＡＣ、Ｍａｒｌｏｗ  Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ、米国テキサス州ダラス）、および制御装置／電源ユニット６６（Ｍａｒｌｏｗ  Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ、ＳＥ５０００−０２）によって、皮膚に接触して置かれたディスク５６の温度を制御した。熱電対６８は、アルミニウムディスク５６内の温度を感知し、温度制御装置６６にフィードバックする機能を有する。ＬａｂＶｉｅｗ（商標）（バージョン５．１、Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ、米国テキサス州オースティン）ソフトウェアプログラムを利用するパーソナルコンピュータによって、制御装置６６を介して温度設定を制御した。また、パーソナルコンピュータおよびその付属ソフトウェアによって、データの取得を管理した。
【００５９】
照明要素３２からの光は、臨床用リクライニングチェアのアーム上に取り付けられた身体境界面モジュール５８を通って皮膚に進入させた。４つの集光要素４６、４８、５０、および５２から、検出器６０（Ａｄｖａｎｃｅｄ  Ｐｈｏｔｏｎｉｃｓ、Ｐ／Ｎ  ＳＤ２２５−２３２１−０４０）の４分画に、それぞれ１つの信号を伝達した。検出器６０の４分画のそれぞれからの信号を個別に増幅し、マルチメータ７０（Ｈｅｗｌｅｔｔ−Ｐａｃｋａｒｄ、米国カリフォルニア州パロアルト）を用いて測定した。マルチメータとパーソナルコンピュータとの間のデータ転送速度に限界があるので、光学信号を３０秒ごとに収集して統合させた。信号を収集した距離、ｒ１、ｒ３、ｒ４、およびｒ６を、表３に示す。
【表３】
2004535213.tif 000011
一般に、サンプリング距離は、通常は約０．２ｍｍ〜約５ｍｍ、好ましくは約０．２ｍｍ〜約２ｍｍの範囲とする。
【００６０】
較正アルゴリズムを使用して、ＬＥＤの強度およびスペクトル出力の変動、検出器のスペクトル応答、照明要素および各集光要素の相対光スループット、および検出システムの暗電流（すなわち、光源を消灯しているときの検出システムの電流）を補正した。したがって、このようにして得られる反射率信号の大きさは、わずかに、各組の要素、検出器、ランプのタイプに独特の公倍数因子だけ、その真の値と異なる。各サンプリング距離ｒおよび波長λに関し、反射率パラメータＲ’（ｒ，λ）は、次式で定義される。
【数７】
2004535213.tif 000012
【００６１】
古典的最小２乗回帰（ＣＬＳＱ）方法を使用して、較正および検証モデルを構築した。各検体の各濃度が、光学パラメータを線形に調節すると仮定して、検体濃度を光学パラメータの線形関数として表した。すなわち、
【数８】
2004535213.tif 000013
式中、［検体］は検体濃度を表し、光学パラメータｉは、ｉ番目の光学パラメータ、この場合には、規定の距離、波長、温度での反射率を表す。係数ａ０、ａ１、ａ２．．．は、回帰から決定する。この場合、光学パラメータｉは、式（４）で定義されるＲ’（ｒ，λ）である。
【００６２】
例２
この例は、皮膚の温度を２つの事前設定限界の間で変化させた、食事負荷試験（ＭＴＴ：ｍｅａｌ−ｔｏｌｅｒａｎｃｅ  ｔｅｓｔ）時の血糖レベルの変化の監視を示すものである。
【００６３】
３名の男性ボランティア（糖尿病患者２名、糖尿病でない被験者１名）が、「食事負荷試験（ＭＴＴ）」のいくつかのセッションに加わった。各ＭＴＴセッションは、２時間実施した。試験セッション時には、各被験者は、半リクライニング位置で座り、左前腕をアームレスト上に置いた。光学プローブは、例１で記載した。各被験者に２度の試験セッションを実施し、その間被験者には食物または流体を摂取させなかった。これらを対照実行として用いた。他のもう１つの対照ＭＴＴセッションでは、被験者に３００ｍＬの水を飲ませた。残りのＭＴＴセッションでは、試験開始１５分後に、被験者に食事を摂取させた。食事は、高糖分液体（砂糖５９ｇが入ったクランベリーとブドウのカクテル３４０ｍＬ）、ゼリービーン１１〜３４ｇ、ドーナツ、またはリンゴゼリーサンドイッチを使用した。この食事の結果、被験者の血糖値は上昇した。各被験者の血糖レベルを、指からの穿刺採血によって１５分ごとに監視し、家庭用ブドウ糖測定装置（Ｂａｙｅｒ  Ｅｌｉｔｅ（登録商標）、Ｂａｙｅｒ  Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ、米国インディアナ州エルクハート）によって検査した。４つの追加試験では、２名の被験者に高タンパクで低炭水化物の食事を与えて、血糖レベルを著しく変化させずに、消化プロセスを誘発させた。各食事負荷試験セッションの前後に、例１に記載した光学プローブの較正を確認するために、高散乱ガラス片の反射率を測定した。
【００６４】
食事負荷試験時に、ディスクの温度を、１サイクル当たり６分間で、３８℃と２２℃の間で反復的に調節した（繰り返した）。ディスクが人体に接触しているときには、温度を目標レベルに到達させるのに、１分よりわずかに長い時間を必要とした。光学信号の測定時には、温度を制御された変化率で上昇または下降させることが好ましい。光学測定値（４波長かつ４サンプリング距離での値）を、３０秒ごとに取得した。任意の所与の時間ｔでの測定値から、４波長の１つおよび４サンプリング距離の１つでのデータが得られた。組織から検出された信号を、各食事負荷試験前に取得した散乱ガラス測定値から生成された信号で割ることによって、信号を反射率Ｒ（ｒ，λ，ｔ）に変換した。図２Ａ、２Ｂ、および２Ｃは、これらの測定の結果を示す。
【００６５】
４つのサンプリング距離のそれぞれ、かつ４波長のそれぞれで測定した反射率信号を、２時間にわたって血糖レベルの変化と相関させた。反射率データを、各温度区分の終わりに、Ｒ（ｒ，λ，ｔ）の自然対数として表した。このようにして、温度Ｔ１およびＴ２に対応する２系列の反射率データを得た。すなわち、Ｒ’（Ｔ１）＝ＬｏｇｅＲ（ｒ，λ，Ｔ１）、および、Ｒ’（Ｔ２）＝ＬｏｇｅＲ（ｒ，λ，Ｔ２）である。２時間にわたる各ＭＴＴ試験では、２つの温度系列には、２０個のデータ点が含まれる。Ｂａｙｅｒ  Ｅｌｉｔｅ（登録商標）家庭ブドウ糖監視装置を用いて、指に穿刺し、ブドウ糖決定を実施することによって、１５分ごとに血糖レベルを測定した。光学測定に対応する時点での血糖レベルの値を生成するために、侵襲的に測定した血糖レベルの値を補間した。
【００６６】
表４は、それぞれの事前設定固定温度（２２℃または３８℃）で生成されたデータを用いた４項ＣＬＳＱ回帰の結果と、皮膚の温度をこれら２つの温度の間で変化させたときの４項ＣＬＳＱ回帰のデータとをまとめたものである。前記光学パラメータと前記検体濃度の間の数学的関係は、例えば、線形最小２乗法、部分最小２乗法、主成分分析法など、いくつかのタイプの統計的方法の少なくとも１つを使用することによって得ることができる。
【００６７】
データには、３名の被験者（糖尿病患者２名、糖尿病でない被験者１名）に関する食事負荷試験が含まれる。データ点の総数は、４２０であった。これらの点は、３名の被験者に２１回実行して生成されたものである。データは、較正相関係数および較正標準誤差（ＳＥＣ（ｍｇ／ｄＬ））として表す。データの質を示す他の方法が、クラーク誤差グリッドの使用である（Ｗ．Ｃｌａｒｋｅ、Ｄ．Ｃｏｘ、Ｌ．Ｇｏｎｄｅｒ−Ｆｒｅｄｅｒｉｃｋ、Ｗ．Ｃａｒｔｅｒ、ａｎｄ  Ｓ．Ｐｏｈｌ、「Ｅｖａｌｕａｔｉｎｇ  ｃｌｉｎｉｃａｌ  ａｃｃｕｒａｃｙ  ｏｆ  ｓｙｓｔｅｍｓ  ｆｏｒ  ｓｅｌｆ−ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ  ｏｆ  ｂｌｏｏｄ  ｇｌｕｃｏｓｅ」、Ｄｉａｂｅｔｅｓ  Ｃａｒｅ  １９８７；１０：６２２−６２８）。クラーク誤差グリッドは、参照血糖レベルに対する、計算された血糖レベルの散布図である。グリッドは、５つのゾーン、すなわち、Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、およびＥゾーンに分割される。ＡおよびＢゾーン内のデータ点は、正確ではないが、誤った臨床介入を招くことのない、参照血糖レベルまたは血糖値に近い値を提示するので、許容可能と考えられる。Ｃ、Ｄ、またはＥゾーン内にあるデータ点は、誤った臨床介入を招き、患者の健康を脅かす可能性がある。Ａゾーン内のデータ点のパーセンテージが増大し、Ｂゾーン内のデータ点のパーセンテージが低下するときに、試験装置の性能が向上したと考えられる。図３は、クラーク誤差グリッドを用いたこの例のデータを示す。
【表４】
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【００６８】
表４および図４に示すように、調査したいずれかの温度かつ４つのサンプリング距離では、ｒｃ２で表される較正相関係数が、ｒｃ２＝０．８６〜０．９０の範囲内であった。較正標準誤差（ＳＥＣ）は、１４．２〜１６．６ｍｇ／ｄＬの範囲内であった。較正データ点の９０％より多くが、クラーク誤差グリッドのＡゾーン内にあった。クラーク誤差グリッドのＢゾーン内のデータ点の数は、温度およびサンプリング距離によって変化した。単一温度、例えば２２℃では、「Ｂ」ゾーン内のデータ点のパーセンテージは、サンプリング距離１．８４ｍｍでの８．８１％と、サンプリング距離０．９２ｍｍでの４．５２％の間で変化した。単一温度、３８℃では、Ｂゾーン内のデータ点のパーセンテージは、サンプリング距離１．８４ｍｍでの７．３８％と、サンプリング距離０．４４ｍｍでの４．７６％との間で変化した。したがって、食事負荷試験中に単一固定温度を使用するときには、この温度が体核心温度（３７±１℃）より高いか低いかに関わらず、ｒｃ２、ＳＥＣ、およびＢゾーン内のデータ点のパーセンテージの値に、実質的な相違はなかった。図４を参照されたい。
【００６９】
皮膚の温度を調節する測定から得られた光学データを使用すると、較正結果が改善された。ｒｃ２の値が０．９２より大きく増大し、ＳＥＣの値が１０．６〜１２．６ｍｇ／ｄＬの間に低下し、クラーク誤差グリッドのＢゾーン内のデータ点のパーセンテージが低下した。Ａゾーン内のデータ点のパーセンテージが増大して９５％を超え、Ｂゾーン内のデータ点のパーセンテージが低下して、サンプリング距離１．２２ｍｍでの４．０５％と、サンプリング距離０．４４ｍｍでの２．１４％との間まで低下した。
【００７０】
したがって、皮膚の温度を事前設定限界の間で繰り返し、２つの温度での光学データをＣＬＳＱ回帰方程式で使用したときに、空間分解拡散反射率測定に関する較正パラメータが改善された。表６に示すすべての較正データが、単一サンプリング距離で得られたことに留意することが重要である。複数の集光部位、複数の検出器、および複数のファイバが必要ないので、較正および保守が容易な、より簡易かつ頑丈な機器が得られた。さらに、本発明の方法は、拡散理論近似またはモンテカルロシミュレーションに依存する計算光学パラメータによるものではない。したがって、得られる較正パラメータは、拡散理論近似またはモンテカルロシミュレーションを利用するときに普通使用される仮定とは無関係である。
【００７１】
例３
例２の食事負荷試験的実験の結果を分析して、単一サンプリング距離でモデルに寄与する項を決定した。その結果をさらに分析して、これらの各モデルの、他の実験でブドウ糖濃度を非侵襲的に予測する能力を決定した。１日食事負荷試験の結果に基づいた較正モデルを構築し、使用して、他の日に実施した食事負荷試験または対照試験時の血糖レベルを予測した。
【００７２】
データを分析するために、過剰適合を避けるため、多変量モデルを４つの光学パラメータに制限した。較正データは、０．９２ｍｍの単一サンプリング距離で得た。糖尿病被験者に関するサンプリング距離０．９２ｍｍでの較正データを、表５に示す。各実行分、すなわち食事負荷試験は、被験者のイニシャルおよび数字によって区別しており、この数字は、食事負荷試験を実行したまたは対照実行を実施した実験系列の日を示す。距離０．９２ｍｍ、かつ皮膚表面温度をその間で調節する２つの事前設定温度限界での４項ＣＬＳＱ回帰方程式に４項を使用し、各項に、温度と波長の異なる組み合わせを使用した。較正相関係数ｒｃ、ならびにブドウ糖ｍｇ／ｄＬで表される較正標準誤差ＳＥＣも、表５に示す。
【表５】
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【００７３】
表５のデータ（ｒｃおよびＳＥＣ）は、本発明の方法が、血糖レベルを反射率信号と相関させるモデルをうまく構築する能力を示す。この特定のモデルは、温度を２つの設定温度（２２℃と３８℃）の間で調節して、サンプリング距離０．９２ｍｍ、４波長での反射率信号を利用した。較正相関係数は、０．９２〜０．９６の範囲で、較正標準誤差は、９．２ｍｇ／ｄＬ〜１６．９ｍｇ／ｄＬの範囲であった。同様のデータを、サンプリング距離０．４４ｍｍおよび１．８４ｍｍで取得した。また、他の２名の被験者に関しても、同様の相関係数およびＳＥＣの結果を得た。
【００７４】
表５に示すＣＬＳＱ回帰モデルは、有意なパターンを示している。８００ｎｍ未満、例えば５９０ｎｍおよび６６０ｎｍの短波長の光は、低い温度２２℃と組み合わせ、８００ｎｍを超える、例えば８９０ｎｍおよび９３５ｎｍの長波長の光は、高い温度３８℃と組み合わせる。表１で示し、１９９９年１０月１５日出願の米国特許出願第０９／４１９，４６１号に記載のように、３８℃での組織中の光浸透深度は、２２℃での光浸透深度よりも浅い。短波長の光の浸透深度は、長波長の光の浸透深度よりも浅い。表５のＣＬＳＱ回帰モデルは、このモデルによって説明される光と組織との間の相互作用が、皮膚の指定の皮領域内で生じることを示唆している。この領域は、短波長および低温で予想される浸透によって指定される深度と、長波長および高温で予想される浸透によって指定される深度との間の限られた深度に位置する。事実上、温度および波長を選択することで、検出される光学信号と血糖レベルとの間の満足な較正相関を提供する、皮膚中の皮体積が指定される。このデータはまた、米国特許第５，５５１，４２２号、５，６７６，１４３号、５，４９２，１１８号、および５，０５７，６９５号に記載の散乱係数の空間分解拡散反射率測定を実施せずに、単一サンプリング距離での反射率信号と血糖レベルとの間の較正関係を生成できることも示唆している。
【００７５】
得られたＣＬＳＱ回帰モデルを使用した、毛細血管内のブドウ糖濃度予測が、表６Ａ、６Ｂ、および６Ｃに示されている。表６Ａは、表５の被験者ＳＴＷに関するモデルを用いた、非侵襲ブドウ糖決定に関する予測標準誤差（ＳＥＰ）を示す。表６Ｂは、表５の被験者ＨＴＭに関するものと同様のモデルを用いた、非侵襲ブドウ糖決定に関する予測標準誤差（ＳＥＰ）を示す。表６Ｃは、表５の被験者ＴＷＪに関するものと同様のモデルを用いた、非侵襲ブドウ糖決定に関する予測標準誤差（ＳＥＰ）を示す。ＳＥＰは、ｍｇ／ｄＬで表す。それぞれの日（第１列に記載）に関するＣＬＳＱモデルを使用して、実験系列内の他の日に関する血糖レベルを予測した。したがって、ＳＴＷ１で示す行では、第１日目に生成した較正モデルを使用して、実験系列の他の日（２日〜９日）の血糖レベルを予測した。同様に、ＳＴＷ２で示す行では、第２日目に生成した較正モデルを使用して、実験系列の他の日（１日、および３日〜９日）のブドウ糖レベルを予測した。最上行の値は、食事負荷試験時の血糖レベルの最低値と最高値との間の変化範囲を示す（ｍｇ／ｄＬで表す）。下線を引いた値は、予測標準誤差（ＳＥＰ）が３６ｍｇ／ｄＬ以下という基準で、３名の被験者すべてに許容可能と判断された予測値の標準誤差（ＳＥＰ）を示す。
【表６】
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【表７】
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【表８】
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【００７６】
被験者ＳＴＷでは、２日目の較正モデルは、１日目と３〜９日目のブドウ糖濃度を予測していない。他の生理的または実験的条件と、被験者の皮膚の性質との組み合わせから、この効果が生じた。２日目の結果を予測ブドウ糖レベルに関する較正モデルとして無視すると、被験者ＳＴＷに関する予測成功率が５１．８％となった。
【００７７】
表中の下線を引いた値は、血糖レベル予測が成功したことを示す。成功予測率は、前述の基準に基づいて、被験者ＳＴＷに関して４４．４％と計算された。他の２名の被験者も同様の結果で、糖尿病の１名の被験者（被験者ＴＷＪ）の予測成功率は７１．１％、糖尿病でない被験者（被験者ＨＴＭ）の予測成功率は６２．２％であった。これらの結果は、５名の被験者のうちただ１名だけで血糖レベル値の予測能力が見られた文献のデータに十分に匹敵するものである。５名の被験者のうち１名だけでブドウ糖濃度予測が成功した、Ｂｕｒｍｅｉｓｔｅｒら、Ｄｉａｂｅｔｅｓ  Ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃｓ  ａｎｄ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、Ｖｏｌ．２、ｐａｇｅｓ  ５−１６（２０００）を参照されたい。
【００７８】
したがって、４つの波長および２つの温度で得られた反射率データを使用することによって、単一サンプリング距離で測定された光学信号と血糖レベルとの間の較正関係を発展させることができた。また、単一サンプリング距離で測定された光学信号と、同じサンプリング距離で複数の波長かつ温度で得られた反射率データに基づく較正モデルとを用いて、血糖レベルを予測することもできた。表４および５に提示するすべての較正データが、空間分解拡散反射率測定を実施する必要なしに、または散乱係数を決定する必要なしに、単一のサンプリング距離で得られたことに留意することが重要である。空間分解拡散反射率測定および周波数領域測定の使用を避けることで、複数の集光部位を備え、複数の検出器または複数の光ファイバを使用する必要がなくなる。本発明は、較正および保守が容易な、より簡易で頑丈な機器の使用を可能にする。さらに、本発明の方法は、拡散理論近似またはモンテカルロシミュレーションに依存する光学パラメータの計算によるものではない。したがって、得られる較正パラメータは、拡散理論近似またはモンテカルロシミュレーションを利用するときに通常使用される前提とは無関係である。
【００７９】
また、本発明の方法を使用して、他の検体、例えば、尿素、トリグリセリド、ヘモグロビン、ヘマトクリットなどの濃度を決定することもできる。
【００８０】
本発明の範囲および精神から逸脱することなく、本発明の様々な修正および変更が、当業者には明らかとなろう。本発明が、本明細書で述べた説明のための実施形態に不当に制限されるものではないことを理解すべきである。
【図面の簡単な説明】
【図１】
本発明の方法で使用するのに適した光学システムの略図である。
【図２Ａ】
サンプリング距離０．４４ｍｍで、温度を２２℃と３８℃の間で調節して、ヒト被験者に食事負荷試験を実施したときの出力信号を示すグラフである。
【図２Ｂ】
サンプリング距離０．９２ｍｍで、温度を２２℃と３８℃の間で調節して、ヒト被験者に食事負荷試験を実施したときの出力信号を示すグラフである。
【図２Ｃ】
サンプリング距離１．８４ｍｍで、温度を２２℃と３８℃の間で調節して、ヒト被験者に食事負荷試験を実施したときの出力信号を示すグラフである。
【図３】
データ表示にクラーク誤差グリッドを使用した、３名の被験者に関する較正データの概要を示すグラフである。
【図４】
１つまたは２つの温度のデータ点を回帰方程式で使用するときの、クラーク誤差グリッドのＢゾーン内のデータ点数のプロットを示すグラフである。
【図１】
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【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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【図２Ｃ】
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【図３】
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【図４】
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【国際公開パンフレット】
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【国際調査報告】
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