(57)【要約】【課題】組織状態の変動により発生する非侵襲性ｉｎ−ｖｉｖｏスペクトル測定における交絡効果を最小化する方法及び装置を提供すること。【解決手段】組織状態の変動により発生する非侵襲性ｉｎ−ｖｉｖｏスペクトル測定における交絡効果を最小化する方法及び装置は、選択したパラメータにおける変化に起因するスペクトル効果が最小化されるターゲット範囲内で、選択した組織状態パラメータをモニタする。本発明は、選択した組織状態パラメータをターゲット範囲内に維持する能動的制御手段と受動的制御手段とを含む。【特許請求の範囲】
【請求項１】
ＮＩＲベースの非侵襲性血液検体判定中に組織状態較差に起因するスペクトル効果を制御する方法であって、
選択した組織状態パラメータに関する値のターゲット範囲を決定するステップと、
当該組織状態パラメータを修正する手段を提供するステップと、
当該スペクトル効果を当該組織状態パラメータにおける較差に相関させるキャリブレーションモデルを提供するステップと、
ＮＩＲスペクトルを測定し、当該キャリブレーションモデルに従って当該スペクトルから当該パラメータに関する値を計算することにより、当該組織状態パラメータをモニタするステップと、
当該計算値が当該ターゲット範囲外である場合に、当該パラメータに関する測定値が当該ターゲット範囲内になるまで、当該組織状態パラメータを修正するステップと、
を含む方法。
【請求項２】
当該組織状態パラメータが、生きている被験者の身体の一部の組織測定部位の近隣における皮膚温度を含む、請求項１の方法。
【請求項３】
当該スペクトル効果が、ＮＩＲスペクトルにおけるピーク水吸収帯域のシフトを含み、当該ピーク水吸収帯域が、皮膚温度の上昇と共に短波長へシフトし、当該ピーク水吸収帯域が、皮膚温度の低下と共に長波長へシフトし、
当該シフトにより最終的な検体信号が減衰する、請求項２の方法。
【請求項４】
当該水吸収帯域が、約１４５０ｎｍの波長領域において発生する、請求項３の方法。
【請求項５】
当該シフトが最小化され、当該最終的な検体信号の当該減衰が最小化されるような皮膚温度の範囲を、当該ターゲット範囲が有する、請求項３の方法。
【請求項６】
当該ターゲット範囲が、およそ華氏８９〜９１度である、請求項５の方法。
【請求項７】
ターゲット範囲を決定する当該ステップが、
当該シフトが最小化される温度範囲を決定するためにキャリブレーションデータからのスペクトルを調査することにより当該ターゲット範囲を経験的に決定するステップを含む、請求項３の方法。
【請求項８】
組織状態パラメータを修正する当該手段が、
当該皮膚温度を能動的に制御する手段と、
当該皮膚温度を受動的に制御する手段との一方又は両方を含む、請求項２の方法。
【請求項９】
当該能動的手段及び当該受動的手段が、皮膚を当該ターゲット範囲に維持するために相補的な形で利用される、請求項８の方法。
【請求項１０】
当該能動的制御手段が、皮膚温度の急激な変化を引き起こすために利用される、請求項９の方法。
【請求項１１】
当該受動的制御手段が、比較的長い期間に渡って利用される、請求項８の方法。
【請求項１２】
当該皮膚温度を受動的に制御する当該手段が、当該身体の一部に適用する熱ラップを含み、当該熱ラップの最初の適用により皮膚温度が上昇する、請求項８の方法。
【請求項１３】
皮膚温度が、当該熱ラップを緩めるステップと、締め付けるステップと、取り去るステップとのいずれかにより、当該ターゲット範囲内に維持される、請求項１２の方法。
【請求項１４】
当該皮膚温度を能動的に制御する当該手段が、温度制御ヒートシンクを含む、請求項８の方法。
【請求項１５】
当該ヒートシンクが、当該ターゲット範囲内の設定値を有し、皮膚温度を当該ターゲット範囲内に維持するために、当該ヒートシンクが当該皮膚を冷やすまたは暖める、請求項１４の方法。
【請求項１６】
能動的制御が、当該ヒートシンクと接触する皮膚に局所化される、請求項１４の方法。
【請求項１７】
当該キャリブレーションモデルを提供する当該ステップが、関連する皮膚温度基準測定値と組み合わせた例示的な被験者のグループに関するスペクトル測定値を含むキャリブレーションデータセットを使用して当該キャリブレーションモデルを作成するステップを含む、請求項３の方法。
【請求項１８】
当該基準測定値が、当該ターゲット範囲とほぼ等しい範囲、またはこれより広い範囲に及ぶ、請求項１７の方法。
【請求項１９】
当該基準測定値が、組織測定部位の間近に配置された非侵襲性温度センサを使用して作成される、請求項１７の方法。
【請求項２０】
当該キャリブレーションが、多変量分析手法を使用して作成され、当該モデルが、当該シフト情報を多変量回帰係数に黙示的に取り入れる、請求項１７の方法。
【請求項２１】
当該組織状態パラメータをモニタする当該ステップが、ステップとして、
当該ＮＩＲスペクトルから吸収スペクトルを計算するステップと、
随意的に、当該吸収スペクトルを前処理するステップと、
当該多変量キャリブレーションモデルを適用することにより皮膚温度を計算するステップとを含む、請求項２０の方法。
【請求項２２】
当該組織状態パラメータを修正する当該ステップが、皮膚温度が当該ターゲット範囲へ戻るように当該制御手段を適用するステップを含む、請求項２１の方法。
【請求項２３】
ＮＩＲベースの非侵襲性血液検体判定中に組織状態較差に起因するスペクトル効果を制御する装置であって、
選択した組織状態パラメータを修正する手段と、
組織測定部位でＮＩＲスペクトルを測定する手段と、
当該スペクトル効果を当該組織状態パラメータにおける較差に相関させるキャリブレーションモデルと、
ＮＩＲスペクトルを測定し、当該キャリブレーションモデルに従って当該スペクトルから当該パラメータに関する値を計算することにより、当該組織状態パラメータをモニタする手段と、
を備え、
当該計算値がターゲット範囲外である場合に、当該パラメータが当該ターゲット範囲内になるまで、当該修正手段により当該組織状態パラメータを修正する装置。
【請求項２４】
当該組織状態パラメータが、生きている被験者の身体の一部の組織測定部位の近隣における皮膚温度を含む、請求項２３の装置。
【請求項２５】
当該スペクトル効果が、ＮＩＲスペクトルにおけるピーク水吸収帯域のシフトを含み、これにおいて、当該ピーク水吸収帯域が、皮膚温度の上昇と共に短波長へシフトし、当該ピーク水吸収帯域が、皮膚温度の低下と共に長波長へシフトし、
当該シフトにより最終的な検体信号が減衰する、請求項２４の装置。
【請求項２６】
当該水吸収帯域が、約１４５０ｎｍの波長領域において発生する、請求項２５の装置。
【請求項２７】
当該シフトが最小化され、当該最終的な検体信号の当該減衰が最小化されるような皮膚温度の範囲を、当該ターゲット範囲が有する、請求項２５の装置。
【請求項２８】
当該ターゲット範囲が、およそ華氏８９〜９１度である、請求項２７の装置。
【請求項２９】
当該シフトが最小化される温度範囲を決定するためにキャリブレーションデータからのスペクトルを調査することによりターゲット範囲が経験的に決定される、請求項２５の装置。
【請求項３０】
組織状態パラメータを修正する当該手段が、
当該皮膚温度を能動的に制御する手段と、
当該皮膚温度を受動的に制御する手段との一方又は両方を含む、請求項２４の装置。
【請求項３１】
当該能動的手段及び当該受動的手段が、皮膚を当該ターゲット範囲に維持するために相補的な形で利用される、請求項３０の装置。
【請求項３２】
当該能動的制御手段が、皮膚温度の急激な変化を引き起こすために利用される、請求項３１の装置。
【請求項３３】
当該受動的制御手段が、比較的長い期間に渡って利用される、請求項３０の装置。
【請求項３４】
当該皮膚温度を受動的に制御する当該手段が、当該身体の一部に適用する熱ラップを含み、当該熱ラップの最初の適用により皮膚温度が上昇する、請求項３０の装置。
【請求項３５】
皮膚温度が、当該熱ラップを緩めるステップと、締め付けるステップと、除去するステップとのうちのいずれかのステップにより、当該ターゲット範囲内に維持される、請求項３４の装置。
【請求項３６】
ＮＩＲスペクトルを測定する当該手段が、ＮＩＲスペクトロメータ機器を含み、当該スペクトロメータ機器が、被験者インタフェースモジュールを含む、請求項３０の装置。
【請求項３７】
当該皮膚温度を能動的に制御する当該手段が、温度制御ヒートシンクを含む、請求項３６の方法。
【請求項３８】
当該ヒートシンクが、当該被験者インタフェースモジュールに組み込まれ、当該ヒートシンクが、使用中に当該組織測定部位と接触する、請求項３６の装置。
【請求項３９】
当該ヒートシンクが、当該ターゲット範囲内の設定値を有し、当該ヒートシンクが、皮膚温度を当該ターゲット範囲内に維持するために、当該皮膚を冷やすまたは暖める、請求項３７の装置。
【請求項４０】
能動的制御が、当該ヒートシンクと接触することになる皮膚に局所化される、請求項３７の装置。
【請求項４１】
当該キャリブレーションモデルが、関連する皮膚温度基準測定値と組み合わせた例示的な被験者のグループに関するスペクトル測定値を含むキャリブレーションデータセットを使用して作成される、請求項２５の装置。
【請求項４２】
当該基準測定値が、当該ターゲット範囲とほぼ等しい範囲、またはこれより広い範囲に及ぶ、請求項４１の装置。
【請求項４３】
当該基準測定値が、組織測定部位の間近に配置された非侵襲性温度センサを使用して作成される、請求項４１の装置。
【請求項４４】
当該キャリブレーションが、多変量分析手法を使用して作成され、当該モデルが、当該シフト情報を多変量回帰係数に黙示的に取り入れる、請求項４１の装置。
【請求項４５】
当該組織状態パラメータが、
当該ＮＩＲスペクトルから吸収スペクトルを計算するステップと、
随意的に、当該吸収スペクトルを前処理するステップと、
当該多変量キャリブレーションモデルを適用することにより皮膚温度を計算するステップとによりモニタされる、請求項４４の装置。
【請求項４６】
当該組織状態パラメータが、皮膚温度が当該ターゲット範囲へ戻るように当該制御手段の一方又は両方を適用することにより修正される、請求項４４の装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明が属する技術分野】
本発明は、非侵襲性組織成分分析に関する。より詳しくは、本発明は、組織状態較差に起因する非侵襲性血液検体判定に関するＮＩＲスペクトル測定におけるスペクトル効果を最小化する方法及び装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近赤外線（ＮＩＲ）組織分光法は、７００〜２５００ナノメートル波長範囲のＮＩＲエネルギによる組織部位の照射に基づいた測定を行う将来性のある非侵襲性技術である。このエネルギは、皮膚の領域に集中させ、皮膚組織の散乱及び吸収特性に従って伝搬する。そのため、検出されるおよび検出されない反射又は伝達エネルギは、それが照射される皮膚体積に関する情報を提供する。具体的には、各波長での光エネルギの減衰は、組織の構造特性及び化学組成の関数となる。それぞれが異質な独自の粒子分布を含む組織層は、散乱により光吸収に影響する。水分、タンパク質、脂質、及び血液検体といった化学構成要素は、独自の吸収特性又はシグニチャにより、その濃度に比例して光を吸収する。組織特性、特徴、又は組成の測定は、それぞれの散乱及び／又は吸収特性の結果として生じる光減衰の大きさを検出することに基づく。
【０００３】
血糖濃度といった血液検体の非侵襲性予測はＮＩＲ分光法により行われてきたが、皮膚温度等の組織状態の変動は、最終的な検体信号の減少を発生させる可能性のあるスペクトル較差の増加をもたらす。これにより、貴重な検体情報の抽出が困難になる。
【０００４】
ヒト組織は、８０％程度の水を含む可能性があり、これはＮＩＲ吸収スペクトルにおいて、温度の関数である既知のピークシフトを有する。温度が上昇すると、水の帯域は、水素結合が減少する結果、短波長へシフトする。光は、組織に照射され、皮膚の層を通過し、皮膚の成分により吸収された後、皮膚から退出し、スペクトロメータにより検出される。皮膚温度較差は、２種類の方法でスペクトル測定に持ち込まれる。第１に、結果として生じた信号は、ヒト組織の光学サンプリング経路に存在する自然温度勾配によるものを含め、通過した組織体積からのスペクトル情報を含んでいる。第２に、ヒト皮膚及び皮下組織では、環境及び生理的要素の結果として、均一な中心体温を維持するために、温度較差が生じる。健康な個人では、１日のうちに、皮膚温度が５°Ｆ程度変動することが観察されている。こうした要素により、データセットを含む測定結果の間で温度較差が生じる。そのため、データセットでは、測定中及び測定間に、水の帯域のシフトが存在することになる。データセットは、多変量数学的キャリブレーションモデルの作成により、対象の検体を推定するために使用される。
【０００５】
測定中及び測定間の温度較差により、多変量分析の複雑さのレベルは増加し、貴重な検体情報を抽出することは更に困難になる。温度の大きな較差は、最終的な検体信号を減少させる可能性のあるスペクトル較差の増加につながる。加えて、未制御の皮膚温度較差は、対象の検体と相関する可能性が高い。こうした偶発的相関は、誤ったキャリブレーションにつながる可能性があり、これは識別が可能な場合と不可能な場合とがある。
【０００６】
何らかの方法で試料温度をモニタ又は変更することを目的とした様々な分光学的方法及び装置が、従来技術で説明されている。例えば、Ｊ．ブレイグ、Ｄ．ゴールドバーガ、Ｂ．スターリングの米国特許第５，６１５，６７２号（１９９７年４月１日）「体温補正付き自己放射非侵襲性赤外線スペクトロメータ」では、血中のグルコースの赤外線放射を１０ミクロン近くの長い赤外線波長でモニタすることにより、被験者の血中のグルコース濃度を非侵襲的に測定する「自己放射」グルコースモニタについて説明している。説明されているデバイスは、ヒトの血液及び／又は周辺組織が放射する赤外線エネルギを利用し、吸収分析を実行する。成分濃度測定を温度依存効果に関して調整するために、ヒトの腕部の内部温度を測定する温度感知デバイスも使用される。体熱として放射されるヒト自身の赤外線エネルギを赤外線源として使用することにより、エネルギ源を供給する必要性は排除されるが、説明されているデバイス及び付随する方法では、個人の内部温度を決定する必要があり、しかしながら、このセンサは皮膚表面の温度を測定する。そのため、体内温度に関して計算した補正を測定スペクトル信号に適用することにより、検体濃度推定に大きな誤差のソースが持ち込まれる。加えて、このセンサの熱時定数により、望ましくない待ち時間が持ち込まれ、これは１．５分に及ぶ可能性がある。更に、説明されているデバイスは、単に、被験者の体温の影響を補正するスペクトル信号に対する修正を計算するに過ぎない。温度に関連するスペクトル効果を最小化する最適な試料温度を提供する目的でターゲット範囲内に温度を制御するための準備は存在しない。加えて、ブレイグらの教示内容は、中及び遠赤外線領域に関係している。
【０００７】
Ｍ． ブロックの米国特許第６，００２，９５３号（１９９９年１２月１４日）「鼓膜における検体の非侵襲性ＩＲ伝達測定」では、選択した血液成分の濃度を測定する非侵襲性方法及び装置を説明している。これにおいては、光学デバイスを外耳道に挿入し、電磁放射の一部をＩＲ検出及び分析デバイスに向けている。鼓膜は、内耳との温度差動を形成するために冷却され、これにより鼓膜全体での熱放射の放出が促進される。光学機器を耳道に深く挿入すること及び鼓膜を冷却することは、決して侵襲的ではないが、静脈穿刺等の外傷性の方法と比較すると低侵襲性であると考えられる場合がある。ブロックの教示内容において、測定部位の温度の分光法ベースの測定は準備されていない。鼓膜の冷却は、組織状態の変動のスペクトル効果を最小化するためではなく、熱伝達を促進するために行われる。型通りの方法で鼓膜を冷却することを除き、ブロックのデバイスは、測定部位の温度を制御することができない。ブロックのデバイスは、更に、分光学的温度判定により部位温度の制御に必要なフィードバックが提供される閉ループを提供しない。
【０００８】
Ｊ．ブレイグ、Ｃ．クレイマ、Ｂ．スターリング、Ｄ．ゴールドバーガ、Ｐ．ジェン、Ａ．シュレンバーガ、Ｒ．トレビノ、Ｒ．キング、Ｃ．バーンズの米国特許第６，１６１，０２８号（２０００年１２月１２日）「周期的温度変調及び位相検出を使用して検体濃度を判定する方法」では、ブロックのものと同様の理論を利用したテスト試料の検体濃度を判定する方法を説明している。テスト試料に温度勾配を導入し、赤外線放射検出器が、選択した検体の吸収ピーク及び基準波長での放射を測定する。ブレイグらの教示内容では、勾配分光法が利用され、熱伝達を促進するために、試料において熱勾配が生成され、これにより、更に多くの熱放射が放射検出器に伝達される。説明されている方法は、測定部位での組織状態の変動に関連するスペクトル効果と、これによる最終的な検体信号に対する交絡効果との問題は解決していない。この説明されている方法では、試料において温度勾配を誘導することを除き、試料温度の変動により生じるスペクトル効果を最小化するターゲット範囲内に試料温度を制御する方法は、提供されていない。
【０００９】
従来技術により解決されていない問題点について考えると、ＮＩＲベースの非侵襲性血液検体判定中に、皮膚温度等の組織状態較差に起因するスペクトル効果を制御する方法に関する必要性が存在する。これは、選択した組織状態パラメータをモニタし、こうしたスペクトル効果が最小化される既定のターゲット範囲の値にこれを維持することにより行われる。組織状態パラメータを分光学的にモニタすることは、技術的に大きな利点である。これにおいて、キャリブレーションモデルは、選択した組織状態パラメータのシフトを観察されたスペクトル効果のシフトに相関させることにより測定値を計算し、これにより従来のセンサデバイスには必要であった時定数が不必要になる。計算値が、適用する制御の度合いを決定するためのフィードバックを提供する、閉ループにより駆動される、選択した組織状態パラメータを制御する手段が、提供されることが、好ましい。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明は、組織状態の変動により発生する非侵襲性ｉｎ−ｖｉｖｏスペクトル測定における交絡効果を最小化する方法及び装置を提供する。選択した組織状態パラメータは、分光学的変化を選択組織状態パラメータの変動に相関させる多変量キャリブレーションモデルの適用により、分光学的にモニタされ、ほぼ瞬間的な測定値が提供され、任意の大きな時定数が強制されることはない。選択したパラメータのターゲット範囲の値は、選択したパラメータの変化に起因するスペクトル効果が最小化される値の範囲を決定するためにデータセットのスペクトルを観察することにより、実験データセットから経験的に決定される。測定中、選択したパラメータは、継続的にモニタされる。計算値は、選択した組織状態パラメータをターゲット範囲内に維持するデバイスを駆動する閉ループにフィードバックを提供する。組織状態パラメータの能動的及び受動的制御の両方に関する手段が、本発明に含まれる。
【００１１】
本発明の好適な実施形態は、組織測定部位での皮膚温度のシフトに起因する非侵襲性近赤外線スペクトル測定における交絡効果を最小化する方法及び装置を提供する。測定部位の皮膚温度は、分光学的変化を皮膚温度のシフトに相関させる多変量キャリブレーションモデルの適用により温度値を計算することにより、分光学的にモニタされる。従来の温度感知デバイスにより強制される熱時定数は、排除され、ほぼ瞬間的な温度表示値が提供される。能動的及び受動的制御手段が提供される。受動的制御は、閉塞性熱ラップの選択的な適用及び除去により達成される。能動的制御は、測定部位の近隣の皮膚に適用したサーミスタにより提供される。能動的及び受動的制御は、相補的な形で適用することが可能であり、または、別個に使用することができる。本発明の特に好適な実施形態において、制御手段は、測定機器に組み込まれ、計算された皮膚温度値は、制御デバイスを駆動する閉ループにおいてフィードバックを提供する。本発明の代替実施形態において、この温度値は、操作者に供給され、その後、この操作者は、皮膚温度をターゲット範囲に入れて、これを維持するために、能動的及び／又は受動的制御を適用する。皮膚温度を分光学的にモニタすることと、受動的及び／又は能動的制御の方法を利用することとにより、ＮＩＲ測定に対する皮膚温度の影響を低減することが可能となる。本発明は、血糖濃度の非侵襲性測定において独自の応用が可能である。
【００１２】
【発明を実施するための形態】
ＮＩＲ分光法を使用した皮膚温度測定及び制御
関連する皮膚温度基準測定と組み合わせた皮膚の近赤外線測定は、皮膚表面温度の予測にＮＩＲ組織スキャンしか必要としないＮＩＲ温度キャリブレーションを作成するために使用される。スペクトル分析に関するキャリブレーションを作成する方法では、当業者に広く知られている様々な多変量分析手法を利用することができる。ＮＩＲ皮膚温度キャリブレーションは、皮膚温度における較差による１４５０ｎｍの水の帯域の既知のシフティングにより可能となる。このキャリブレーションモデルは、シフト情報を多変量回帰係数に黙示的に取り入れる。ヒト組織の温度の測定及び制御は、検体信号の抽出を妨げる複合重複スペクトル効果を簡略化する手段を提供するため、非侵襲性ＮＩＲ測定において重要である。付加的な温度測定ハードウェアと、関連するコスト及び複雑性とは、ＮＩＲ温度測定を使用することにより回避される。
【００１３】
一次サーミスタ測定と比較したＮＩＲ測定の利点は、従来の感知ハードウェアに内在する熱時定数の欠如にある。測定された皮膚サーミスタ反応では、１０°Ｆの段階変化の下で試料温度変化の９５％を反映するために、１．５分程度を要することが頻繁にある。温度測定の時定数を排除することは、一次測定方法に内在する時定数に妨げられない、ほぼ瞬間的な皮膚温度フィードバックを提供することにより、皮膚の能動的閉ループ温度制御の実施に大きな利点を提供する。
【００１４】
多数の個体に関する皮膚温度キャリブレーションは、単一の被験者からのキャリブレーションデータを使用して達成される。この結果、機器の出荷前に現場で確立できる一般的な皮膚温度キャリブレーションの実現可能性が予言される。
【００１５】
皮膚温度の能動的及び受動的制御の手順は、下に提示されている。近赤外線（ＮＩＲ）組織分光法は、皮膚を照射し、ヒト被験者の生物学的検体を推定するために利用される。皮膚温度較差は、２種類の形でＮＩＲ測定にとって有害である。第１に、皮膚温度が対象の検体と相関する場合に誤ったキャリブレーションが発生する可能性があり、第２に、大きな皮膚温度の変動は最終的な検体信号を減少させる。最終的な検体信号を減らすことと、偽の相関とを防止するために、皮膚温度を受動的及び能動的に制御する装置及び手順について説明する。この皮膚温度を制御する方法には、ターゲット皮膚温度を決定することと、実際の皮膚温度をモニタすることと、ターゲット温度を達成するために受動的及び／又は能動的制御方法を適用することとが関与する。
【００１６】
実験は、以下の目的で実施される。
・ＮＩＲ測定に対する皮膚温度較差の影響を特徴付ける−下の実験Ｉ及びＩＩを参照されたい。
・１日及び数日間の皮膚温度プロフィールを特徴付ける−下の実験ＩＩ及びＩＩＩを参照されたい。
・皮膚温度を±１°Ｆ内で制御する方法をテストする−下の実験ＩＩＩを参照されたい。
【００１７】
皮膚温度制御の方法
皮膚の主要な機能の一つは、一定の体温を維持することである。外的及び内的刺激に対する生理的反応は、皮膚温度の制御を制限する可能性がある。周期的モニタリングは、優れた温度制御を達成する上で重要なステップである。本発明を使用することにより、当業者は、皮膚温度の傾向を見極め、補正として受動的及び／又は能動的制御を実施し、これにより、スペクトル測定部位において安定した皮膚温度が維持される。
【００１８】
皮膚温度は、スペクトル測定部位から５ｍｍ以内の皮膚に取り付けた温度プローブを使用してモニタされる。下に示す実験ＩＩの説明のように、毎日の皮膚温度プロフィールは、一般に温度が朝に低く、日中、徐々に上昇することを示しており、結果として、プロフィールは、時間と共に安定する緩やかな正の傾斜を有する。下の実験ＩＩＩの説明において指摘するように、健康な場合及び糖尿病の場合の皮膚温度プロフィールでは、初期ターゲット皮膚温度の範囲が９０〜９２°Ｆとなり、これは昼下がりから夕方に観察される温度の代表値である。ターゲット範囲は、個人により変化する。以下の方法は、ターゲット範囲を達成及び維持するために利用される。
【００１９】
受動的制御
被験者の前腕部に巻いた熱ラップを用いた受動的制御は、午前中に皮膚温度を素早くターゲット温度にするために実施することができる。これにより、最初の１時間に急勾配の正の傾斜を有するプロフィールが生じ、その後、その日のそれ以後の間に、皮膚温度はより均一になる。このラップは、手首から肘の前腕部を覆うため、前腕部全体の温度が上昇する。このラップは、被験者の腕部で、緩くなるように、又はきつくなるように、調整することが可能であり、または、皮膚温度をターゲット範囲に維持するために、必要に応じて取り外すことができる。
【００２０】
能動的制御
能動的制御では、皮膚の温度を迅速に変化させる温度制御式銅製ヒートシンクを利用することができる。このヒートシンクの設定値は、皮膚を暖めるため又は冷やすために、調整することができる。能動的制御は、ヒートシンクと接触することになる皮膚に局所化され、この部分は被験者−スペクトロメータインタフェースと同じ寸法を有する。皮膚温度がスペクトル測定の直前にターゲット範囲から大きく外れている場合、測定前に腕部を１〜２分間ヒートシンク上に置く。
【００２１】
上に提示した方法は、皮膚温度をターゲット範囲に維持するために、相補的な形で使用することができる。選択される方法は、スペクトル測定前に利用可能な時間と観察される皮膚温度との関数となる。能動的又は受動的制御を実施する判断は、皮膚温度がモニタされる度に、スペクトル測定前に利用可能な時間と、実際の温度及びターゲット温度の間の差異とに基づいて行う。受動的制御は、１〜２分間より長い期間に最適であり、能動的制御は、温度を急激に上昇又は低下させる必要がある場合に有利である。皮膚温度を制御するための一般的な手順のフロー図は、図１４に提示されている。本明細書で説明されているように、ターゲット温度は、スペクトル測定値を観察し、スペクトル較差が最小に維持されるターゲット範囲を確立することにより、経験的に確立される（１４０）。ＮＩＲスペクトル測定値が収集され（１４１）、スペクトル効果を皮膚温度に相関させる多変量キャリブレーションをスペクトル測定値に適用することにより、皮膚温度が分光学的にモニタされる（１４２）。温度表示値が評価される（１４３）。皮膚温度がターゲット範囲内にある場合、制御は実施されない。皮膚温度がターゲット範囲外にある場合は、受動的（１４４）又は能動的（１４５）制御のいずれか、またはその組み合わせを実施し、温度をターゲット範囲に戻す。図１４及び１５から確認できるように、本発明のシステムは、閉ループを表し、これにおいて、制御デバイスは、分光学的温度判定により供給されるフィードバックにより駆動される。
【００２２】
本発明の方法を実施するスペクトロメータ機器は、図１５に表示されている。被験者インタフェースモジュール１５２は、被験者１５１の皮膚の組織測定部位に結合される。被験者インタフェースモジュール内にマウントされたサーミスタ１５９は、ターゲット範囲内の設定値を有する。設定値を維持するために、サーミスタは、皮膚表面を加熱又は冷却する。本発明の好適な実施形態において、被験者インタフェースモジュールは、光ファイバプローブを備える。被験者インタフェースモジュールは、光源１６０から放出された光を、組織測定部位に向けて送る。組織測定部位から逆拡散した光は、この例においては光ファイバである検出光学装置１５３により、１つ以上の光検出器１５４に向けて送られる。アナログ電子機器が、送られた光を電圧に変換し、これはその後、アナログ・デジタル変換器（ＡＤＣ）１５５によりデジタル値に変換される。このデジタル値から、吸収スペクトルが計算される１５６。この吸収スペクトルには、以前に説明した１つ以上の前処理手法１５７を施すことができる。その後、以前に説明したキャリブレーションモデルの適用により、吸収スペクトルから温度値が計算される１５８。最後に、計算温度値は、サーミスタ１５９とインタフェースするコントローラ（表示なし）に送られ、温度フィードバックが提供される。
【００２３】
実験Ｉ：ＮＩＲスペクトルに対する皮膚温度の影響
概要
ＮＩＲスペクトルの水の帯域に含まれる情報コンテンツに関して、アリゾナ州テンペのＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔａｔｉｏｎ　Ｍｅｔｒｉｃｓ，Ｉｎｃ．により供給されるＦＯＣＳＩ（光ファイバ結合スキャニング機器）スペクトロメータ機器の光学設定が、同じくＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔａｔｉｏｎ　Ｍｅｔｒｉｃｓ，Ｉｎｃ．により供給されるＤＲＡＣＯスペクトロメータ機器の光学設定より優れているかどうかを判断する目的で、予備研究を実施した。１４５０ｎｍの水の帯域は、試料温度によりシフトするので、広範な温度で採取された試料における水分及び組織中のグルコースのモデリングを困難にすることが知られている。そのため、血糖予測アルゴリズムは、モデリングの課題を簡略化するために、水の帯域におけるシフトを利用するキャリブレーション戦略を取り入れる必要がある。したがって、組織温度情報の評価を可能にする光学設計は、非侵襲性グルコースモニタに関して重要な設計基準である。この研究では、ＦＯＣＳＩ機器において様々な温度で取得した非侵襲性測定値が、ＤＲＡＣＯにおいて取得したものに比べ、予測されるスペクトル作用との一貫性が大幅に高いことが観察された。非侵襲性ＤＲＡＣＯ測定に内在する非常に変化しやすい試料パスレングスが、温度効果の解釈と混同したことが疑われる。
【００２４】
序論
ヒト組織には８０％程度の水が含まれているので、ＮＩＲ吸収スペクトルには、試料温度の上昇による既知のピークシフトが存在する。こうした短波長への水の帯域のシフトは、温度上昇による溶液のｐＨの上昇及び付随する水素結合の減少の結果として発生する。図１では、水の第１倍音帯の伝送スペクトルが、摂氏３３°（１１）及び４１°（１０）でプロットされている。ｉｎ−ｖｉｖｏ測定ピークには、ヒト組織の光学サンプリング経路に存在する自然温度勾配による温度状態の分布からのスペクトルの寄与が含まれることが予想できる。この熱複合試料マトリックスにおいてグルコースをモデル化することは、ＮＩＲ分光法を使用したｉｎ−ｖｉｖｏ測定の大きな課題の１つである。近赤外線による組織のプロービングは表面及び組織内での局所的な影響につながる可能性が高いため、組織温度の正確な補正は、スペクトル測定からの推論により取り組むのが最善である。測定を妨げることなく温度プローブをスペクトロメータの光経路に挿入することは不可能であり、非侵襲性温度プローブでは、組織内の温度勾配が明らかにならない。組織温度較差を補正する最も効果的な手段では、測定スペクトルが、水の帯域の位置及び形状に関する実体のある情報を含むことが必要となる。水の帯域の形状は、組織の光学特性にも影響され、情報性の高いスペクトルスキャンの取得は更に重要となる。こうした点を考慮すると、水の帯域の形状を歪ませる機器又は人工物は、極めて好ましくない。これは、ＮＩＲ分光法に基づく非侵襲性グルコース計測器の設計に強く影響することになる。
【００２５】
実験
６人の被験者を、ＦＯＣＳＩ及びＤＲＡＣＯスキャニングスペクトロメータの両方でスキャンした。各被験者について、２セットの実験を実施した。第１の実験では、被験者を通常の周囲皮膚温度でスキャンし、第２の実験では、被験者の皮膚温度を通常の皮膚温度より３〜５°Ｆ高くなるように事前に加熱した後で実施した。この研究の前に取得した測定値から、スペクトル測定に関する以下のプロトコルが確立された：急激な温度及び生理的変化は、スペクトルの取得前に機器−被験者インタフェースモジュールに腕部を３分間接触させることにより低減させた。実験中には、オハイオ州イエロースプリングのＹＳＩ，Ｉｎｃ．が供給するＹＳＩ４０００皮膚温度センサを、±０．０５°Ｆの表示値で、測定部位から約５ｍｍに配置した。温度は、３０秒毎に記録し、スキャンは２分間に渡って実施した。８０％の反射率標準を使用した基準スペクトルは、ｉｎ−ｖｉｖｏ測定の直前及び直後に取得した。
【００２６】
結果及び説明
各スペクトロメータ機器で取得したスキャン結果は、６人の被験者のそれぞれに関して、温度関連効果について調査した。試料組織の温度分布と一致する温度関連効果は、ＦＯＣＳＩでスキャンした４人の残りの患者のうち３人で認められたが、ＤＲＡＣＯで取得されたスキャン結果において、温度関連効果は、これほど明白ではなかった。図２及び３では、２人の個人から２種類の温度レベルでＦＯＣＳＩにより取得されたスキャン結果が、プロットされている。一方のスペクトルのセットは、他方（２１、３１）よりも５°Ｆ高い皮膚温度で取得された（２１、３０）。高温でのスキャン結果において、１４５０ｎｍの最大吸収度と、１６５０〜１７００ｎｍでの最小吸収度との間の強度の差異が大きいことは明白である。高温スペクトルピークのエッジは、更に、１４５０ｎｍの水の帯域の長波長側において、低温スペクトルの内部に存在する。こうしたスペクトルの差異は、加熱した組織における狭い範囲の水温の存在と一致して、鋭いピークを発生させる。散乱の理論によれば、組織の散乱は、温度と共に増加する。最も大きな散乱効果を有するスペクトル領域は、１１００〜１３００ｎｍの第２倍音帯の周辺の短波長領域に存在する。散乱は、第２倍音領域を過ぎると急速に減少すると考えられている。温度の上昇による試料の吸収度の抑制は、予想される組織の光学的作用と一致する。温度による増加した散乱からの吸収度の減少は、第２倍音において目立つ。しかしながら、この減少は、水の帯域の最大値のような高い吸収スペクトル特徴の第１倍音においても著しい場合がある。
【００２７】
ＤＲＡＣＯで取得された対応するスキャン結果４０、５０、及び４１、５１は、図４及び５にプロットされている。以前に述べたように、温度効果は、図２及び３のスペクトルに比べて、まったく顕著ではない。冷却及び加熱した皮膚温度で取得された個別の被験者スペクトルを使用して計算された差スペクトルは、その組織における温度変化に関連するスペクトル情報を含むべきである。一貫性のある測定では、個別のテスト被験者それぞれに関して、類似する形状の差スペクトルが生じるべきである。冷却及び加熱した皮膚温度において各被験者で取得されたスペクトルを差し引き、結果として生じたＤＲＡＣＯスペクトロメータに関する差スペクトルが、図６にプロットされている。ＦＯＣＳＩ機器に関するものは、図７にプロットされている。明らかに、差スペクトル（冷却時から加熱時を減算）は、ＤＲＡＣＯにより取得された測定結果に比べ、ＦＯＣＳＩに関する形状において一貫性がある。第２倍音領域周辺での温度誘導散乱効果は、冷却スペクトルから加熱スペクトルを減算したものが高温の組織での散乱の増加から予想される正の残差を一貫して発生させる点において、ＦＯＣＳＩに関する散乱のリサーチと一致する。図６及び７から明白であるように、ＤＲＡＣＯ光学システムを使用した通常温度状態及び加熱温度状態での組織の測定結果の解釈は、ＦＯＣＳＩで取得された対応する測定結果のように簡単ではない。ＤＲＡＣＯ光学システムは、センサの配置及び圧力により発生する可能性がある組織サンプリングの較差と表面反射との影響を受けやすくなる場合がある。
【００２８】
結論
ここで実施された温度の研究は、ｉｎ−ｖｉｖｏスペクトル測定に存在する温度関連較差の収集及び特定に関して、ＦＯＣＳＩ被験者インタフェースモジュールがＤＲＡＣＯ被験者インタフェースモジュールよりも効果的であったことを確認するために使用できる。平常時と加熱時との組織のスペクトルの差異は、吸収度単位の数百分の一程度であり、ＤＲＡＣＯ検出器のノイズの欠点は、こうした比較において重要ではない。ユニット間に残存する最も大きな差異は、光学サンプリングシステムに存在しており、ＤＲＡＣＯでは従来のレンズシステムであり、ＦＯＣＳＩでは、モノクロメータから試料へ進み、検出器へ戻る、光ファイバ光伝送システムである。有意レベルの可変皮膚表面反射率の存在と、ＤＲＡＣＯでの測定に内在する幅の広い光学経路の分布とは、１４５０ｎｍの水の帯域における拡張及び形状の不確実性につながることが予想された。Ｊ・Ｄ・ハーディ、Ｈ・Ｔ・ハメル、Ｄ・ムルガトロイドのＪ Ａｐｐｌ． Ｐｈｙｓｉｏｌ．， ９：２５７（１９５６） を参照されたい。代わりに、ＦＯＣＳＩシステムは、無視可能な表面反射率コンポーネントと、測定機器に達する光子に関する試料パスレングスの狭い分布とを有すると予想された。こうしたＤＲＡＣＯとＦＯＣＳＩとの間の光学的差異は、ＤＲＡＣＯにより測定された水の帯域の情報コンテンツを少なくしていると予想された。加えて、その他の目立たない要素により、温度関連スペクトル較差の解釈は、大幅に制限又は強化されることもある。
【００２９】
望ましいことに、ＦＯＣＳＩにより取得されたスキャン結果の温度関連スペクトル較差は、水及びヒト組織の予想されるスペクトルシフト及び散乱特性と一致した。注目すべき点として、ＤＲＡＣＯでの実験では、皮膚温度による体系的なスペクトル較差を生成することに成功しなかった。ＤＲＡＣＯで取得されたスキャン結果の測定不整合の原因として最も可能性の高いものは、皮膚表面反射率の試料対試料較差である。残念なことに、同じ被験者の異なる測定間における表面反射率に僅かな違いがあっても、水の帯域の振幅及び形状に変化が生じる可能性がある。このことは、次に、温度関連スペクトル較差の解釈を困難または不可能にする。ｉｎ−ｖｉｖｏ試料散乱及び平均光学経路における関連する変化は、温度、圧力、生理的反応、及びサンプリング位置の変化と共に変わる可能性がある。温度の補正では、温度関連較差の大部分が、こうした変化に影響されないことが必要である。皮膚温度状態の分離は、温度以外の要素によるスペクトル較差がＦＯＣＳＩ機器よりも大きいため、ＤＲＡＣＯ機器では極めて困難となる。この実験で取得された測定値の一貫性と、結果として生じた情報コンテンツとから、温度関連スペクトル較差の補正には、ファイバベースの機器を使用するのが好ましいという結論が導かれる。
【００３０】
実験ＩＩ：皮膚温度プロフィール
概要
この研究の目的は、無制御及び受動的皮膚温度制御の両方での皮膚温度プロフィールを特徴付けることである。無制御及び受動的制御の皮膚温度は、両方とも、１日の初めで最も低く、１日の経過と共に安定する傾向を有することが分かった。受動制御及び無制御プロフィールは、互いに後を追う傾向があり、ただし、受動的に制御された皮膚温度は、急激な変化を受ける度合いが少なかった。
【００３１】
実験
８人の被験者を２つのグループに分け、各グループには男性３人及び女性１人を含めた。無制御及び受動的制御の皮膚温度プロフィールは、両方とも、３日間、午前９時〜午後６時に、１時間毎に収集した。グループ１では、前腕部の測定部位をＴＨＥＲＭＡＸラップにより閉塞し、皮膚温度を受動的に制御した。グループ２では、１日目にＴＨＥＲＭＡＸラップを用いて受動的制御を行った。２日目及び３日目は、前腕全体を覆うフリースのアームスリーブを用いて制御した。両方のグループで、無制御の温度測定値は、閉塞していない状態にある被験者の他方の前腕部で収集した。皮膚温度の決定は、ＹＳＩ４０００温度センサを使用して行った。
【００３２】
結果と説明
初期温度は、被験者の服装に応じて変化することが観察され、長袖を身につけている被験者は高い初期温度を示した。８人の被験者全員が右利きであり、右腕部の温度が全般的に高いことが観察された。被験者の腕部温度は、必ずしも室温と相関しておらず、一般に、腕部温度は午前中に急激に上昇し、その後、安定して最終的に低下するか、または、当初の急激な上昇に比べて穏やかな形で上昇を続けた。受動的制御における毎日の最高温度は、８人のうち七人の被験者で、９１〜９３°Ｆの比較的狭い範囲で発生した。毎日の最低温度は、非常に変わりやすく、コーヒー及びソフトドリンクといった刺激のある飲料の摂取により影響される場合があった。受動的制御した皮膚温度は、一般に、被験者の外出時等、外的環境の温度の急激な変化に影響されにくかった。最初の午前中の急激な温度上昇後、制御プロフィール及び無制御プロフィールは、互いに後を追う傾向があり、無制御の温度と制御された温度との間での広がりは、殆ど一定のままだった。これは、無制御の腕部と制御された腕部との間で温度を安定させる傾向がある感応反応の結果である可能性がある。最後に、前腕部全体をフリースのアームスリーブで覆うことにより、皮膚温度が約２〜９°Ｆ上昇する場合があることが観察された。
【００３３】
結論
皮膚温度は、多数の環境的及び生理的影響を受けやすい。様々な受動的制御戦略の使用により、±１°Ｆの範囲が維持される程度まで、皮膚温度の変動を最小化することができる。受動的制御の適用により、皮膚温度の急激な上昇を促進することができる。
【００３４】
実験ＩＩＩ：試料の再現性に対する皮膚温度の予備的影響
概要
この研究は、皮膚温度と非侵襲性スペクトルとの関係、特に、大きな皮膚温度の偏位がサンプリング精度にどのような影響を与えるかに注目している。この研究は、３人の被験者それぞれに関して、広範囲の皮膚温度と、制御された範囲の皮膚温度とにおいて、非侵襲性スペクトルを収集する形で実施された。予備的な結果は、最低限の皮膚温度較差が１５００〜１６００ｎｍ波長領域におけるスペクトル較差の低減につながることを示している。
【００３５】
序論
数回の訪問に渡って経口耐糖能テストを繰り返し受けた糖尿病被験者の第１のプールでの皮膚温度データから、任意の被験者が、訪問間及び４時間に渡る単一の訪問期間において、大きな皮膚温度較差を示す可能性があることが明らかとなっている。こうした較差は、環境的条件及び生理的条件を含め、いくつかの要素の結果である可能性がある。試料の安定性に対する大きな温度較差の影響を理解する必要がある。健康な個人の第２のプールにおける皮膚温度のモニタリングでは、通常の平日に温度が５°Ｆ程度変化することが明らかとなった。３人の参加者それぞれに関する２種類のデータセットを生成するために研究を実施した。第１のデータセットは、試料間で約８°Ｆまでの大きな皮膚温度偏位のある非侵襲性試料を含み、第２のデータセットは、２°Ｆの範囲内で制御した試料で構成される。
【００３６】
実験手順
男性２人及び女性１人の３人の被験者が、第２の研究に参加した。測定前に、測定部位は、ＲＴＶ（常温加硫）シリコンゴムのプラグにより、４５分間閉塞した。アリゾナ州テンペのＩｎｓｔｕｍｅｎｔａｔｉｏｎ Ｍｅｔｒｉｃｓ，Ｉｎｃ．が製造したＦＯＣＳＩ９（光ファイバ結合スキャニング機器）スペクトロメータ機器を利用して、データを収集した。ミネソタ州セントポールの３Ｍ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎが供給する光結合流体、ＦＬＵＯＲＩＮＥＲＴ ＦＣ−４０を利用し、測定部位とスペクトロメータの光ファイバプローブとの間の結合を強化した。各試料で、基準スキャン（８０％反射率標準）及びポリスチレンスキャンを収集した。オハイオ州イエロースプリングのＹＳＩ，Ｉｎｃ．が供給するＹＳＩ温度プローブを使用して、スペクトル測定部近くの皮膚温度測定値を記録した。
【００３７】
大きな皮膚温度較差及び最小化した皮膚温度較差の両方について、５〜８試料を収集した。最小化した皮膚温度較差は、ここでは制御サンプルと呼び、測定腕部を小型の毛布で約９１°Ｆまで受動的に暖めることにより達成した。無制御試料は、大きな温度較差を有し、約８６°〜９３°Ｆで皮膚温度が変化する試料で構成した。
【００３８】
データ分析
ベースライン修正、ｘ軸線標準化、アウトライア検出、及び吸収度への変換を含む前処理ステップを、分析前にデータセットに適用した。各試料は、１６回のラスタスキャンで構成し、アンサンブル平均化した。第１の誘導スペクトルは、３５ポイント１次Ｓａｖｉｔｓｋｙ−Ｇｏｌａｙフィルタを使用して取得した。試料の各セットの標準偏差の２乗を計算し、これをスペクトル較差とする。スペクトル較差が小さければ、ＰＬＳ（部分最小２乗）モデリングに関して、モデル化が単純になる。
【００３９】
加えて、制御及び無制御試料に関するサンプリング再現性を評価するために、ＲＭＳＥ（２乗平均平方根誤差）値を計算した。各検出器の全体的な使用可能波長領域（１．９μｍ及び２．６μｍ検出器について、それぞれ１１００〜１７００ｎｍ及び１４００〜２４００ｎｍ）を使用して、これらの値を決定した。
【００４０】
結果
図８は、スペクトル較差と、第１の被験者プールからの例示的な被験者に関する臨床データの波長との対比を示している。このデータは、２度の別個の通院からの試料を含む。試料は、皮膚温度に従って分離した。皮膚温度の標準偏差は、０．３８°Ｆ （８０）及び２．７３°Ｆ （８１）だった。皮膚温度較差が小さい時、１５００〜１６００ｎｍスペクトル領域におけるスペクトル較差は、顕著に減少することが観察された。
【００４１】
第２の被験者プールに関する研究も、皮膚温度較差の最小化がスペクトル較差の減少につながることを示している。図９〜１１は、１．９μｍ検出器のスペクトル較差と、被験者１〜３の波長の対比を示している。図９ａ〜１１ａは、それぞれ２．７３°Ｆ（９０、１００、１１０）及び３８°Ｆ（９１、１０１、１１１）に等しい皮膚温度の標準偏差に関するスペクトル較差のプロットを、図９ｂ〜１１ｂの対応する制御及び無制御温度プロフィールと共に提示している。結果は、２．６μｍ検出器の１５００〜１６００ｎｍ領域と同様である。ＲＭＳＥ値は、図１２及び１３に提示しており、データの試料再現性の間を示している。試料間格差は、温度較差が制御される時、被験者１及び２に関して、１．９μｍ検出器で緩やかに減少し、被験者２及び３に関して、２．６μｍ検出器で大きく減少した。
【００４２】
上に提示した両研究は、皮膚温度の較差が小さい試料では、対象の波長領域でのスペクトル較差が減少することを示している。
【００４３】
単一の個人での経時的な皮膚温度の変化に加えて、皮膚温度範囲は、個人間でも変化する。例えば、周囲温度と、１日の時間と、機器の被験者インタフェースモジュールとの接触に対する生理的反応と、衣服のタイプと、活動レベルとは、すべて人間の皮膚温度に影響する。多数のパラメータが関与するため、非侵襲性スペクトルを収集すべき単一の皮膚温度を定義することは不可能である。しかしながら、被験者の皮膚温度較差を最小化する方法により、対象の波長領域内でのスペクトル較差が減少することは明らかである。スペクトル較差を最小化するために、皮膚温度を約８９〜９１°Ｆに維持することができる。毛布その他の熱ラッピングにより前腕部を包むことは、スキャニング前に皮膚温度を上昇させる効果的な方法であり、これにより、スキャニング中に温度の大きな過渡状態が持ち込まれることはない。皮膚温度を制御する別の可能な方法には、スキャニング前に腕部を温度制御ヒートシンクに置くことが含まれる。
【００４４】
本発明について、皮膚温度の制御に関して説明したが、本発明は、水和又は表面のｐＨといった他の組織状態パラメータに応用することもできる。加えて、本発明は、非侵襲性血糖判定において独自の応用が可能であるが、本発明は、例えば、コレステロール、その他の脂質、ＢＵＮ、及びタンパク質等、血液及び組織のその他の成分の測定に応用することもできる。更に、本発明は、エタノール及びその他の様々な薬物及び毒素といった血中の異物の検出に適合することになる。
【００４５】
以上、本明細書では、特定の好適な実施形態に基づき本発明を説明してきたが、本発明の精神及び範囲から逸脱することなく他の適用例を代替し得ることは当業者には容易に理解されよう。したがって、本発明は、当該特許請求の範囲によってのみ限定されるものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】２種類の温度で測定された水吸収ピークを示す、吸収スペクトルの図である。
【図２】本発明による、光ファイバ被験者インタフェースを有するスペクトロメータ機器で測定した２被験者の水吸収ピークを示す、吸収スペクトルの図である。
【図３】本発明による、光ファイバ被験者インタフェースを有するスペクトロメータ機器で測定した２被験者の水吸収ピークを示す、吸収スペクトルの図である。
【図４】本発明による、レンズから構築された被験者インタフェースを有するスペクトロメータ機器で測定した図２及び３の被験者の吸収スペクトルの図である。
【図５】本発明による、レンズから構築された被験者インタフェースを有するスペクトロメータ機器で測定した図２及び３の被験者の吸収スペクトルの図である。
【図６】本発明による、図２及び３の吸収スペクトルに関する差スペクトルを示す図である。
【図７】本発明による、図４及び５の吸収スペクトルに関する差スペクトルを示す図である。
【図８】本発明による、糖尿病被験者に関する波長に対するスペクトル較差のプロットを示す図である。
【図９Ａ】本発明による、健康な被験者１に関する波長に対するスペクトル較差のプロットを示す図である。
【図１０Ａ】本発明による、健康な被験者２に関する波長に対するスペクトル較差のプロットを示す図である。
【図１１Ａ】本発明による、健康な被験者３に関する波長に対するスペクトル較差のプロットを示す図である。
【図９Ｂ】本発明による、図９Ａの被験者１に関する最小化された温度較差及び大きな温度較差のプロットを示す図である。
【図１０Ｂ】本発明による、図１０Ａの被験者２に関する最小化された温度較差及び大きな温度較差のプロットを示す図である。
【図１１Ｂ】本発明による、図１１Ａの被験者３に関する最小化された温度較差及び大きな温度較差のプロットを示す図である。
【図１２】本発明による、図９〜１１の３被験者に関する２種類のＬＥＤ検出器に関連した試料較差間の棒グラフを示す図である。
【図１３】本発明による、図９〜１１の３被験者に関する２種類のＬＥＤ検出器に関連した試料較差間の棒グラフを示す図である。
【図１４】本発明による、組織測定部位における皮膚温度を測定及び制御する方法のブロック図である。
【図１５】本発明による、組織測定部位における皮膚温度を測定及び制御するスペクトロメータ機器のブロック図である。
【符号の説明】
１５１　被験者
１５２　被験者インタフェースモジュール
１５３　検出光学装置
１５４　光検出器
１５５　アナログ・デジタル変換機（ＡＤＣ）
１６０　光源
【図１】
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【図２】
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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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【図９Ａ】
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【図９Ｂ】
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【図１０Ａ】
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【図１０Ｂ】
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【図１１Ａ】
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【図１１Ｂ】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【国際公開パンフレット】
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【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
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【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
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【国際調査報告】
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