DE602004003414T2

DE602004003414T2 - Methode und Gerät zur Konzentrationmessung einer spezifischen Komponente

Info

Publication number: DE602004003414T2
Application number: DE602004003414T
Authority: DE
Inventors: Kiyoko Oshima; Shinji Uchida; Masahiko Shioi
Original assignee: Matsushita Electric Industrial Co Ltd
Current assignee: Panasonic Corp
Priority date: 2003-04-03
Filing date: 2004-04-01
Publication date: 2007-09-27
Anticipated expiration: 2024-04-02
Also published as: EP1464273A1; US20040199060A1; DE602004003414D1; CN1536347A; EP1464273B1; KR20040086806A; US7215982B2

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zum optischen Messen der Konzentration einer spezifischen Komponente in einem lebenden Körper wie beispielsweise die Blutzuckerhöhe, Wasser oder Cholesterol durch ein Messen von Licht, das von dem lebenden Körper reflektiert wird, und auf eine Messvorrichtung, die dieses anwendet.
Bislang sind verschiedene Verfahren zum Messen einer Probe, insbesondere einer spezifischen Komponente in einem lebenden Körper, mit der Anwendung einer optischen Messvorrichtung vorgeschlagen worden, wobei ein Verfahren von diesen ein Verfahren zum Messen der Blutzuckerhöhe ist, bei dem ein transparentes Element der Art mit abgeschwächter Totalreflektion (ATR), das ein Paar an reflektierenden Ebenen hat, die parallel und einander zugewandt angeordnet sind, mit der Oberlippe und der Unterlippe in Kontakt gebracht wird (siehe die offengelegten japanischen Patentveröffentlichungen Nr. Hei 9-113 439 und Hei 11-178 799).
Genauer gesagt wird gemäß dem vorstehenden Verfahren Licht in ein ATR-Element eingeleitet, das aus Zinkselenid, Silizium, Germanium oder dergleichen hergestellt ist, und das in dem Mund gehalten wird und gegen die obere und untere Lippe gepresst wird. Das einfallende Licht erfährt eine wiederholte totale innere Reflexion zwischen den reflektierenden Ebenen von dem ATR-Element, wobei jede reflektierende Ebene an der Schnittstelle zwischen der Lippe und dem ATR-Element angeordnet ist, und dann verlässt das Licht das ATR-Element. Die Analyse von diesem hinaus gehenden Licht sieht eine Information betreffend die Konzentration einer Komponente, die in den Lippen enthalten ist, vor.
Ein anderes vorgeschlagenes Verfahren ist das Einleiten eines Laserstrahlbündels mit einer Wellenlänge von 9 bis 11 μm in ein ATR-Element, das aus einem optischen ZnSe-Kristall hergestellt ist, der in eine Schleimhaut der Lippen angeheftet ist, so dass sich eine mehrfache Reflexion im Inneren des ATR-Elementes ergibt. Bei diesem Verfahren wird abgeschwächtes total innen reflektiertes Licht, verteiltes reflektiertes Licht oder dergleichen nach der Mehrfachreflexion analysiert, um die Blutzuckerhöhe oder die Konzentration von Ethanol in dem Blut zu bestimmen.
Die Druckschrift WO 98/01 071 offenbart einen implantierbaren Sensor für eine in vivo erfolgende Messung und ein entsprechendes Verfahren mit dem in dem Oberbegriff von Anspruch 1 offenbarten Schritten.
Diese vorstehend erwähnten Verfahren verwirklichen eine Echtzeitmessung der Konzentration einer spezifischen Komponente wie beispielsweise Glukose oder Cholesterol in einer nicht inversiven Weise. Bei diesem Verfahren wird eine evaneszente Welle (eine so genannte eindringende Welle) bei einer quantitativen Analyse angewendet.
Wie dies vorstehend beschrieben ist, ist es, indem von einem lebenden Körper reflektiertes Licht gemessen wird, möglich, Informationen in Bezug auf die Konzentration einer Komponente zu erhalten, die in einem Körperfluid enthalten ist. Dieses Verfahren wird jedoch von einem Problem begleitet, dass ein Fluid, das an einer Schnittstelle zwischen dem optischen Element und einem lebenden Körper vorhanden ist, die Genauigkeit der Messung beeinflusst. Es sollte hierbei beachtet werden, dass der Ausdruck „Information in Bezug auf die Konzentration" eine Konzentration selbst und einen Absolutwert einer Konzentration und auch eine Änderung der Konzentration mit dem Ablauf der Zeit und dergleichen umfasst.
Eine herkömmliche optische Messvorrichtung, die ein derartiges Verfahren, wie es vorstehend beschrieben ist, anwendet, hat außerdem die folgenden Probleme. Licht, das durch ein ATR-Element läuft, tritt geringfügig in die Lippen ein, wenn das Licht eine wiederholte totale innere Reflexion zwischen den reflektierenden Ebenen des ATR-Elementes erfährt, wobei jede reflektierende Ebene an der Schnittstelle zwischen der Lippe und dem ATR-Element angeordnet ist, wobei dabei das Licht durch eine Komponente beeinflusst wird, die in einem Körperfluid enthalten ist, das an der Schnittstelle vorhanden ist.
Glukose beispielsweise hat eine Absorptionsspitze bei einer Wellenlänge von ungefähr 1033 cm^–1 und 1080 cm^–1. Demgemäß wird, wenn Licht mit der vorstehend erwähnten Wellenlänge auf einen lebenden Körper angewendet wird, die absorbierte Lichtmenge sich in Übereinstimmung mit der Konzentration an Glukose in dem lebenden Körper unterscheiden.
Genauer gesagt wird in dem Fall der Messung der Konzentrationsinformation einer Komponente in den Lippen eines lebenden Körpers unter Verwendung eines optischen Elementes, wenn ein Fluid wie beispielsweise Saliva (Speichel) zwischen dem optischen Element und den Lippen vorhanden ist, die die Lippe erreichende Menge an Licht gemäß der Dicke der Fluidlage sich unterscheiden. Als ein Ergebnis variiert der Betrag eines zu erfassenden Signals auf der Grundlage der Menge an Licht wesentlich, was verschiedene Messergebnisse liefert. Daher können stabile Messergebnisse nicht erhalten werden.
Wenn bei dem vorstehend beschriebenen Beispiel die Konzentrationsinformation auf der Grundlage von lediglich Absorptionsspitzenwerten von Glukose bestimmt wird, kann eine fehlerhafte Konzentrationsinformation erhalten werden. Beispielsweise kann ein geringes Absorptionsvermögen erhalten werden auf Grund einer dicken Lage aus Saliva, obwohl in der Tat der lebende Körper eine hohe Konzentration an Glukose hat. Andersherum kann ein hohes Absorptionsvermögen erhalten werden auf Grund einer dünnen Lage aus Saliva, obwohl in der Realität der lebende Körper eine geringe Konzentration an Glukose hat.
Das Weiteren ergibt sich ein ähnliches Problem auch dann, wenn eine Vielzahl an lebenden Körpern einer Messung ausgesetzt werden, da der Betrag des Signals wesentlich auf Grund der Unterschiede im Brechungsindex zwischen den einzelnen Individuen variiert.
Darüber hinaus ergibt sich außerdem ein ähnliches Problem, wenn die Messung bei einem anderen Körperteil außer den Lippen vorgenommen wird. Dies ist so, weil dann, wenn ein Körperfluid wie beispielsweise Schweiß zwischen dem Messteil und einer optischen Vorrichtung vorhanden ist, die Menge an Licht, die den Messteil erreicht, sich in Übereinstimmung mit der Dicke von der Fluidlage unterscheidet, was variierende Messergebnisse liefert.
Bei dem ATR-Verfahren ist die Tiefe, bis zu der eine evaneszente Welle in ein Messobjekt eindringt, üblicherweise in der Größenordnung der Wellenlänge. Das Licht dringt eine Oberflächengewebelage ein, die sich von der Oberfläche des Messobjektes bis zu einer Wellenlängengröße erstreckt, und kehrt dann zurück. Die Tiefe des Eindringens der evaneszenten Welle wird durch einen Brechungsindex des lebenden Körpers und einen Einfallwinkel des in das optische Element eindringenden Lichtes bestimmt.
In dem Fall, bei dem ein Fluid zwischen dem Messobjekt und dem optischen Element vorhanden ist, beeinflusst eine Änderung der Dicke von dem zwischen ihnen vorhandenen Fluid die Tiefe, die die evaneszente Welle in das Messobjekt eindringt. In ähnlicher Weise wird die Eindringtiefe auch in dem Fall beeinflusst, bei dem eine Vielzahl an Messobjekten für die Messung verwendet wird, da die Messobjekte einen unterschiedlichen Brechungsindex haben. Daher sind die vorstehend dargelegten Probleme bei optischen Messvorrichtungen, die ein ATR-Element nutzen, besonders offensichtlich.
Selbst bei einem Verfahren, das Übertragungslicht an Stelle einer evaneszenten Welle anwendet, ist ein Fluid an der Schnittstelle das heißt an der Zwischenfläche zwischen dem lebenden Körper und einem optischen Element vorhanden. Demgemäß beeinflusst ähnlich wie bei der vorstehend beschriebenen Darlegung eine Änderung der Fluidlage die Wellenzahlsignalinformation.
Wie dies vorstehend erläutert ist, haben herkömmliche Messverfahren ein Problem dahingehend, dass eine Änderung bei dem Zustand der Zwischenfläche beziehungsweise Schnittstelle zwischen einem lebenden Körper und dem optischen Element die Wellenzahlsignalinformation beeinflusst. Im Hinblick auf die vorstehend dargelegten Probleme ist es die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Erzielen einer einfachen und stabilen Messung der Konzentration einer spezifischen Komponente, die in einem lebenden Körper enthalten ist, vorzusehen, selbst wenn ein Fluid wie beispielsweise Wasser, Saliva oder Schweiß zwischen dem optischen Element und dem lebenden Körper vorhanden ist, oder wenn die Messung bei einer Vielzahl an Messteilen eines lebenden Körpers vorgenommen wird.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung ist in dem beigefügten Satz an Patentansprüchen definiert.
Um die vorstehend dargelegten Probleme zu lösen, schafft die vorliegende Erfindung ein Verfahren zum Messen der Konzentration einer spezifischen Komponente, die in einem lebenden Körper enthalten ist, mit den folgenden Schritten: (1) Einleiten von Licht in ein optisches Element, wobei es absorbiert und reflektiert wird durch einen lebenden Körper, der mit dem optischen Element in Kontakt steht, und dann aus dem optischen Element hinaus abgegeben wird; (2) Erfassen des Lichtes, das von dem optischen Element ausgegeben wird, und Erhalten eines Wellenzahlsignals aus dem erfassten Licht; (3) Korrigieren des Wellenzahlsignals mit der Anwendung einer Kalibrierlinie für die Korrektur des Einflusses einer Änderung bei dem Zustand einer Schnittstelle zwischen dem lebenden Körper und dem optischen Element auf das Wellenzahlsignal; und (4) Erhalten einer Konzentration einer spezifischen Komponente, die in dem lebenden Körper enthalten ist, aus dem korrigierten Wellenzahlsignal.
Die vorliegende Erfindung schafft des Weiteren eines Messvorrichtung zum Ausführen des vorstehend erwähnten Messverfahrens. Die Messvorrichtung ist mit Folgendem versehen: mit (a) einem optischen Element, das mit einem lebenden Körper in Kontakt gebracht ist; (b) einer Lichtquelle für ein Einleiten von Licht in das optische Element; (c) einer Lichterfassungseinrichtung für ein Erfassen des Lichtes, das von dem optischen Element ausgegeben wird; und (d) einer Signalprozesseinrichtung für ein Behandeln eines Wellenzahlsignals, das in der Lichterfassungseinrichtung erhalten wird, um das Wellenzahlsignal mit der Anwendung von einer Kalibrierlinie oder mehreren Kalibrierlinien zu korrigieren.
Gemäß der vorliegenden Erfindung ist es möglich, eine einfache und stabile Messung der Konzentration einer spezifischen Komponente, die in einem lebenden Körper enthalten ist, sogar dann zu erzielen, wenn ein Fluid wie beispielsweise Wasser, Saliva oder Schweiß zwischen einem optischen Element und einem lebenden Körper vorhanden ist oder wenn die Messung bei einer Vielzahl an Messteilen eines lebenden Körpers vorgenommen wird.
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zum Messen der Konzentration einer spezifischen Komponente, die in einem lebenden Körper enthalten ist, mit den folgenden Schritten: (1) Einleiten von Licht in ein optisches Element, wobei es absorbiert und reflektiert wird durch einen lebenden Körper, der mit dem optischen Element in Kontakt steht, und dann aus dem optischen Element hinaus abgegeben wird; (2) Erfassen des Lichtes, das von dem optischen Element ausgegeben wird, und Erhalten eines Wellenzahlsignals aus dem erfassten Licht; (3) Korrigieren des Wellenzahlsignals mit der Anwendung einer Kalibrierlinie für die Korrektur des Einflusses einer Änderung bei dem Zustand einer Schnittstelle zwischen dem lebenden Körper und dem optischen Element auf das Wellenzahlsignal; und (4) Erhalten einer Konzentration einer spezifischen Komponente, die in dem lebenden Körper enthalten ist, aus dem korrigierten Wellenzahlsignal.
Bei der vorliegenden Erfindung wird ein Kalibrierkurve zuvor erzeugt durch die folgenden Schritte: (3a) Erhalten von „i" verschiedenen Spektren, die „i" verschiedenen Zuständen der Schnittstelle entsprechen, wobei „i" eine ganze Zahl von 2 bis n ist; und (3b) Darstellen von „i" verschiedenen Punkten in einem Koordinatensystem und Verbinden dieser Punkte, um eine Kalibrierlinie zu erhalten, wobei jeder der „i" verschiedenen Punkte aus „j" verschiedenen Wellenzahlsignalen bestimmt wird, die „j" verschiedenen Wellenzahlen jedem der „i" verschiedenen Spektren entsprechen, wobei „j" eine ganze Zahl von 2 bis n ist.
Dann wird ein Wellenzahlsignal, das von dem erfassten Licht bei der tatsächlichen Messung erhalten wird, unter Verwendung der Kalibrierlinie korrigiert.
Es wird bevorzugt, dass der Schritt (3a) ein Schritt ist, bei dem ein erstes Spektrum und ein zweites Spektrum erhalten wird, die zwei verschiedenen Zuständen der Schnittstelle entsprechen, und der Schritt (3b) ein Schritt ist, bei dem zwei Punkte (x1, y1) und (x2, y2) in einem Koordinatensystem dargestellt werden und die beiden Punkte verbunden werden, um eine Kalibrierlinie zu erhalten, wobei einer der beiden Punkte (x1, y1) durch zwei verschiedene Wellenzahlsignale bestimmt wird, die den zwei verschiedenen Wellenzahlen in dem ersten Spektrum entsprechen, und der andere der beiden Punkte (x2, y2) durch zwei verschiedene Wellenzahlsignale bestimmt wird, die zwei verschiedenen Wellenzahlen in dem zweiten Spektrum entsprechen.
In vorteilhafter Weise weißt der Schritt (3) des Weiteren die folgenden Schritte auf: Vorbereiten einer zweiten Kalibrierlinie, die die gleiche Neigung wie die Kalibrierlinie hat und durch einen Punkt tritt, der durch Wellenzahlsignale bestimmt wird, die von dem erfassten Licht bei einer Vielzahl an verschiedenen Wellenzahlen erhalten werden; und Umwandeln des Wellenzahlsignals bei dem Schritt (2) in ein korrigiertes Wellenzahlsignal auf der Grundlage der zweiten Kalibrierlinie und einer temporären Bedingung.
Des Weiteren wird bei der vorliegenden Erfindung die Kalibrierlinie zuvor erzeugt durch die folgenden Schritte: (3A) Erhalten von „i" verschiedenen Spektren, die „i" verschiedenen Zuständen der Schnittstelle entsprechen, wobei „i" eine ganze Zahl von 2 bis n ist, während das optische Element mit dem lebenden Körper in Kontakt steht; und (3B) Darstellen von „i" verschiedenen Punkten in einem Koordinatensystem, wobei jeder der „i" verschiedenen Punkte aus „j" verschiedenen Wellenzahlsignalen bestimmt wird, die „j" verschiedenen Wellenzahlen jedem der „i" verschiedenen Spektren entsprechen, wobei „j" eine ganze Zahl von 2 bis n ist.
Dann wird ein Wellenzahlsignal, das von dem erfassten Licht bei der tatsächlichen Messung erhalten wird, unter Verwendung der Kalibrierlinie korrigiert.
Es wird bevorzugt, dass der Schritt (3A) ein Schritt ist, bei dem ein erstes Spektrum und ein zweites Spektrum erhalten wird, und der Schritt (3B) ein Schritt ist, bei dem zwei Punkte (x1, y1) und (x2, y2) in einem Koordinatensystem dargestellt werden und die beiden Punkte verbunden werden, um eine Kalibrierlinie zu erhalten, wobei einer der beiden Punkte (x1, y1) durch zwei verschiedene Wellenzahlsignale bestimmt wird, die zwei verschiedenen Wellenzahlen in dem ersten Spektrum entsprechen, und der andere der beiden Punkte (x2, y2) durch zwei verschiedene Wellenzahlsignale bestimmt wird, die zwei verschiedenen Wellenzahlen in dem zweiten Spektrum entsprechen.
In diesem Fall ist es ebenfalls von Vorteil, dass der Schritt (3) des Weiteren die folgenden Schritte aufweist: Vorbereiten einer zweiten Kalibrierlinie, die die gleiche Neigung wie die Kalibrierlinie hat und die durch einen Punkt tritt, der durch Wellenzahlsignale bestimmt wird, die von dem erfassten Licht bei einer Vielzahl an verschiedenen Wellenzahlen erhalten werden; und Umwandeln des Wellenzahlsignals bei dem Schritt (2) in ein korrigiertes Wellenzahlsignal auf der Grundlage der zweiten Kalibrierlinie und einer temporären Bedingung.
Die Änderung bei dem Zustand der Schnittstelle beziehungsweise Zwischenfläche ist vorzugsweise eine Änderung der Dicke von einer Fluidlage.
Bei der Vorbereitung der Kalibrierlinie ist es von Vorteil, Wellenzahlsignale bei zwei oder mehr Wellenzahlen in dem Bereichen von 700 bis 320 cm^–1 und ein Wellenzahlsignal bei irgendeiner der zwei oder mehr Wellenzahlen wie bei der temporären Bedingung anzuwenden.
Die vorliegende Erfindung bezieht sich des Weiteren auf eine Messvorrichtung zum Ausführen des vorstehend beschriebenen Messverfahrens. Die Messvorrichtung ist eine Vorrichtung zum Messen der Konzentration einer spezifischen Komponente, die in einem lebenden Körper enthalten ist, mit: (a) einem optischen Element, das mit einem lebenden Körper in Kontakt gebracht ist; (b) einer Lichtquelle für ein Einleiten von Licht in das optische Element; (c) einer Lichterfassungseinrichtung für ein Erfassen des Lichtes, das von dem optischen Element ausgegeben wird; und (d) einer Signalprozesseinrichtung für ein Behandeln eines Wellenzahlsignals, das in der Lichterfassungseinrichtung erhalten wird, um das Wellenzahlsignal mit der Anwendung von einer Kalibrierlinie oder mehreren Kalibrierlinien zu korrigieren.
Die Signalprozesseinrichtung speichert in vorteilhafter Weise die Kalibrierlinie(n) als Daten.
Es ist außerdem von Vorteil, dass die Signalprozesseinrichtung eine Funktion zum Berechnen der Kalibrierlinie(n) hat.
Es ist des Weiteren von Vorteil, dass die Signalprozesseinrichtung die folgenden Funktionen hat: Vorbereiten einer zweiten Kalibrierlinie, die die gleiche Neigung wie die Kalibrierlinie hat und die durch einen Punkt tritt, der durch Wellenzahlsignale bestimmt wird, die von dem erfassten Licht bei einer Vielzahl an verschiedenen Wellenzahlen erhalten werden, und Umwandeln des Wellenzahlsignals in ein korrigiertes Wellenzahlsignal auf der Grundlage der zweiten Kalibrierlinie und einer temporären Bedingung.
Die Kalibrierlinie ist in vorteilhafter Weise eine Kalibrierlinie eine Kalibrierlinie, die den Einfluss einer Änderung der Dicke der Fluidlage, die an der Schnittstelle zwischen dem lebenden Körper und dem optischen Element vorhanden ist, auf das Wellenzahlsignal korrigiert.
Die vorübergehende Bedingung ist vorteilhafter Weise ein Wellenzahlsignal bei einer beliebigen der zwei oder mehr Wellenzahlen in dem Bereich von 700 bis 3200 cm^–1 ist, die bei der Vorbereitung der Kalibrierlinie verwendetet werden.
Während die neuen Merkmale der vorliegenden Erfindung insbesondere in den beigefügten Ansprüchen aufgeführt sind, ist die vorliegende Erfindung im Bezug auf ihren Aufbau und ihren Inhalt zusammen mit ihren anderen Aufgaben und Merkmalen aus der nachstehend dargelegten detaillierten Beschreibung in Verbindung mit den Zeichnungen besser verständlich.
KURZBESCHREIBUNG DER VERSCHIEDENEN ANSICHTEN DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt eine schematische Ansicht von einer Messvorrichtung gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung.
2 zeigt eine grafische Darstellung, deren Achsen das Absorptionsvermögen bei einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung repräsentieren.
3 zeigt eine grafische Darstellung, die zur Erläuterung von einem Prozess zum Bewirken der Korrektur bei einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung verwendet wird.
4 zeigt eine grafische Darstellung von Spektren, die nach dem Messen einer spezifischen Komponente bei einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung erhalten werden.
5 zeigt eine grafische Darstellung, die zur Erläuterung von einem Prozess zum Bewirken der Korrektur bei einem anderen Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung verwendet wird.
6 zeigt eine schematische Darstellung von einer Messvorrichtung gemäß einem anderen Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung.
7 zeigt eine vergrößerte Querschnittsansicht von einem Zustand zwischen einem Messobjekt und einer Messvorrichtung gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung.
8 zeigt eine vergrößerte Querschnittsansicht von einem anderen Zustand zwischen einem Messobjekt und einer Messvorrichtung gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Das Messverfahren und Messvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung sind nachstehend unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben. Die 1 und 6 zeigen jeweils den Aufbau der Messvorrichtung gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung. In diesen Darstellungen ist Licht, das von einer Lichtquelle ausgegeben wird, durch eine gestrichelte Linie gezeigt. Es sollte hierbei beachtet werden, dass die vorliegende Erfindung nicht auf diese Ausführungsbeispiele beschränkt ist.
Das Messverfahren der vorliegenden Erfindung bringt die folgenden vier Schritte mit sich:
Schritt (1):
Bei dem Schritt (1) wird, nachdem ein zu messendes Objekt (Messobjekt) wie beispielsweise ein lebender Körper in Kontakt mit einem optischen Element gebracht worden ist, Licht in das optische Element eingeleitet, um in dem lebenden Körper absorbiert zu werden und reflektiert zu werden, wobei es dann von dem optischen Element ausgegeben wird.
Wie dies aus 1 ersichtlich ist, breitet sich Licht, das in ein optisches Element 2 der ATR-Art von einer Lichtquelle eingeleitet wird, durch das optische Element 2 durch wiederholte totale innere Reflexion aus. Dieses Licht dringt in ein Medium wie beispielsweise ein lebender Körper, der mit dem optischen Element in Kontakt steht, ein, und die Eindringtiefe ist einige Male länger als die Wellenlänge von dem Licht. Zu diesem Zeitpunkt wird ein geeigneter Betrag der Eindringwelle relativ zu demjenigen einer spezifischen Komponente, die in dem Messobjekt 5 von einem lebenden Körper enthalten ist, oder in einen Kontakt mit dem optischen Element 2 steht, absorbiert. Anschließend wird das Licht von dem optischen Element 2 ausgegeben.
In dem Fall der in 6 gezeigten Messvorrichtung wird ein Messobjekt 5 von einem lebenden Körper mit einem im Wesentlichen V-förmigen Teil 13, das an der Abtastebene von einem optischen Element 12 ausgebildet ist, in Kontakt gebracht. In diesem Fall wird das Messobjekt 5 teilweise verformt, um an das im Wesentlichen V-förmige Teil 13 zu passen. Das Licht, das in ein optisches Element 12 der Übertragungslichtart einer Lichtquelle 1 eingeleitet wird, breitet sich durch das optische Element 12 aus, wobei dabei das Licht in das Messobjekt 5 absorbiert wird und reflektiert wird. Zu diesem Zeitpunkt wird eine geeignete Menge von diesem Licht relativ zu derjenigen einer spezifischen Komponente, die in dem Messobjekt 5 enthalten ist, absorbiert. Anschließend wird das Licht von dem optischen Element 12 ausgegeben.
Schritt (2):
Bei dem Schritt (2) wird das Licht, das von dem optischen Element 2 oder 12 ausgegeben wird, durch eine Lichterfassungseinrichtung erfasst, und ein Wellenzahlsignal wird von dem erfassten Licht erhalten. Das Wellenzahlsignal umfasst ein Absorptionsvermögen für eine Wellenzahl, eine Transmittanz (der Transmissionsgrad bzw. die Durchlässigkeit) und dergleichen.
Schritt (3):
Bei dem anschließenden Schritt (3) wird das Wellenzahlsignal, das von dem erfassten Licht erhalten wird, unter Verwendung einer Kalibrierlinie korrigiert.
Die Kalibrierlinie ist eine geneigte Linie auf der Grundlage von sich ändernden Informationen des Wellenzahlsignals. Genauer gesagt sind mit der Kalibrierlinie Daten gemeint, die für ein Korrigieren des Einflusses einer Zustandsänderung der Schnittstelle oder Zwischenfläche zwischen dem Messobjekt 5 und dem optischen Element 2 oder 12 auf das Wellenzahlsignal, das von dem erfassten Licht erhalten wird, verwendet werden. Die Kalibrierlinie kann durch die folgenden Schritte erzeugt werden:
(3a) Erhalten von „i" verschiedenen Spektren entsprechend „i" verschiedenen Zuständen der Schnittstelle das heißt Zwischenfläche, wobei „i" eine ganze Zahl von 2 bis n ist; und (3b) Darstellen von „i" verschiedenen Punkten in einem Koordinatensystem und Verbinden der Punkte, wobei jeder von dem „i" verschiedenen Punkten aus „j" verschiedenen Wellenzahlsignalen bestimmt wird, die „j" verschiedenen Wellenzahlen in jedem der „i" verschiedenen Spektren entsprechen, wobei „j" eine ganze Zahl von 2 bis n ist.
Ein Fluid wie beispielsweise Wasser, Saliva oder Schweiß oder Luft kann an der Schnittstelle oder Zwischenfläche vorhanden sein. Die Schritte (3a) und (3b) sind bei einem repräsentativen Fall beschrieben, bei dem sich bei dem Messobjekt 5 um die Lippen handelt, die spezifische Komponente Glukose ist und eine Fluidlage aus Saliva an der Schnittstelle zwischen dem optischen Element 2 oder 12 und den Lippen vorhanden ist.
Eine Kalibrierlinie K (das heißt eine geneigte Linie auf der Grundlage einer Änderung der Salivalage), die für eine Korrektur des Einflusses der Salivalage, die zwischen dem optischen Element 2 oder 12 und den Lippen vorhanden ist, auf das Wellenzahlsignal verwendet wird, das von dem erfassten Licht erhalten wird, wird zunächst vorbereitet. Es wird angenommen, dass zwei verschiedene Zustände der Zwischenfläche oder Schnittstelle in diesem Fall vorhanden sind, bei denen in einem Fall die Salivalage eine Dicke von 0,01 μm hat und in dem anderen Fall die Salivalage eine Dicke von 1 μm hat. 2 zeigt eine Kalibrierlinie (Absorptionsvermögen bei einer Wellenlänge von 2100 cm^–1 an der horizontalen Achse und Absorptionsvermögen bei einer Wellenlänge von 1080 cm^–1 an der vertikalen Achse für eine bestimmte Glukosekonzentration), die unter der Annahme vorbereitet worden ist, dass zwei verschiedene Fälle vorhanden sind, bei denen die Salivalage eine Dicke von 0,01 μm beziehungsweise die Salivalage eine Dicke von 1 μm hat. Die Kalibrierlinie zeigt, dass das Absorptionsvermögen an einer Absorptionsspitze von 1080 cm^–1 sich gemäß der Dicke der Salivalage sogar dann unterschiedlich zeigt, wenn die gleiche Konzentration an Glukose verwendet wird.
Bei dem Schritt (3a) wird eine optische Information wie beispielsweise ein Brechungsindex der Lippen als das Messobjekt 5 von einem lebenden Körper, ein Brechungsindex von dem optischen Element 2 oder 12, ein Einfallwinkel von dem Licht, das in das optische Element 2 oder 12 eintritt, und ein innerer Reflexionswinkel zunächst bestimmt. Dann wird eine Glukosekonzentration vorbestimmt, und Spektren in dem Fall der Dicke der Salivalage von 0,1 μm und bei dem Fall der Dicke der Salivalage von 1 μm werden durch Berechnung bestimmt.
Die Anforderungen an die Berechnung des Spektrums sollten die gleichen wie bei der tatsächlichen Messung sein. Mit „Anforderungen" ist hierbei ein Brechungsindex der Lippe, ein Brechungsindex von dem angewendeten optischen Element 2 oder 12, ein Einfallwinkel von dem Licht, das in das optische Element 2 oder 12 hinein gelangt, und dergleichen gemeint. In 2 ist die Glukosekonzentration derart vorbestimmt, dass die Konzentration einem Wert von 80 mg/dl der Blutzuckerhöhe entspricht.
Bei dem anschließenden Schritt (3b) wird das Absorptionsvermögen bei einer Wellenzahl von 2100 cm^–1 durch x1 repräsentiert und das Absorptionsvermögen bei einer Wellenzahl von 1080 cm^–1 wird durch y1 repräsentiert in dem Spektrum in dem Fall der Dicke der Salivalage von 0,01 μm. Bei einer Wellenzahl von 2100 cm^–1 wird die Form des Spektrums durch den Einfluss von Wasser im großen Maße beeinflusst. Bei einer Wellenzahl von 1080 cm^–1 ergibt sich eine der Absorptionsspitzen von Glukose.
In ähnlicher Weise wird in dem Spektrum des Falls der Dicke der Salivalage von 1 μm das Absorptionsvermögen bei einer Wellenzahl von 2100 cm^–1 durch x2 repräsentiert und wird das Absorptionsvermögen bei einer Wellenzahl von 1080 cm^–1 durch y2 repräsentiert.
Die beiden Punkte (x1, y1) und (x2, y2), die wie vorstehend erhalten werden, werden in einem Koordinatensystem (Ebene x – y) dargestellt, bei dem die horizontale Achse das Absorptionsvermögen bei einer Wellenzahl von 2100 cm^–1 beschreibt und die vertikale Achse das Absorptionsvermögen bei einer Wellenzahl von 1080 cm^–1 beschreibt. Anschließend werden die beiden Punkte durch eine gerade Linie verbunden, um eine Kalibrierlinie K zu erzeugen.
Bei dem vorstehend beschriebenen Beispiel wurde die Kalibrierlinie erzeugt aus der Berechnung der Spektren von dem Fall, bei dem die Dicke der Lage aus Saliva 0,1 μm betrug, und bei dem Fall, bei dem die Dicke der Lage aus Saliva 1 μm betrug. Jedoch ist es ebenfalls möglich, dass ein Spektrum erhalten wird, wenn angenommen wird, dass drei oder mehr verschiedene Zustände von der Schnittstelle oder Zwischenfläche (das heißt der Lage aus Saliva) vorhanden sind und drei oder mehr Punkte, die von dem Spektrum erhalten werden, durch eine gerade Linie verbunden werden, um eine Kalibrierlinie zu erzeugen.
Darüber hinaus wurde bei dem vorstehend beschriebenen Beispiel ein Paar von Absorbierfähigkeiten bei zwei verschiedenen Wellenzahlen, die von dem Spektrum erhalten wurden, als ein Punkt zum Darstellen verwendet. Jedoch ist es ebenfalls möglich, dass Absorbierfähigkeiten bei drei oder mehr verschiedenen Wellenzahlen, die von jedem Spektrum erhalten werden, bestimmt werden, und Koordinaten von drei oder mehr Absorbierfähigkeiten erhalten werden und als ein Punkt zum Darstellen bei einem dreidimensionalen oder mehrdimensionalen Koordinatensystem verwendet werden, um eine Kalibrierlinie zu erzeugen.
Als Ganzes hat ein bestimmtes Material ein spezifisches Absorptionsmuster in dem mittleren Infrarotbereich, und der Bereich, bei dem eine derartige Absorptionsspitze auftritt, wird im Allgemeinen „Fingerabdruckbereich" genannt. Ein Beispiel davon ist ein Bereich von ungefähr 650 bis 1800 cm^–1.
Glukose hat eine Vielzahl an großen und kleinen Absorptionsspitzen in dem Wellenzahlbereich von 700 bis 3200 cm^–1. Insbesondere werden Absorptionsspitzen in dem Bereich von 950 bis 1550 cm^–1, der ein Fingerabdruckbereich ist, hauptsächlich für ein Messen der Konzentration von Glukose verwendet.
Wenn ein Muster, das verschiedene Komponenten wie beispielsweise einen lebenden Körper enthält, für die Messung verwendet wird, beeinflusst in dem Fingerabdruckbereich Wasser die Absorptionsspitze und andere Komponenten beeinflussen ebenfalls die Absorptionsspitze. Demgemäß wird die Nutzung einer Wellenlänge in diesem Bereich zum Korrigieren des Einflusses von Wasser nicht bevorzugt, da der Einfluss der anderen Komponenten nicht ausgeschlossen werden kann.
Die Absorptionsspitze von Wasser tritt in dem Wellenzahlbereich von 1700 bis 3000 cm^–1 auf. Es wird daher bevorzugt, für die Korrektur den Bereich von 1700 bis 3000 cm^–1 anzuwenden, bei dem der Einfluss von Wasser sehr stark ist, an Stelle von dem Fingerabdruckbereich. Anders ausgedrückt, wird bei dem Schritt (3b) bevorzugt, Absorbierfähigkeiten zumindest in dem Wellenzahlbereich von 950 bis 1550 cm^–1 und dem Bereich von 1700 bis 3000 cm^–1 für die Messung anzuwenden.
Für den Brechungsindex von dem Messobjekt eines lebenden Körpers, der für die Berechnung des Spektrums verwendet wird, kann ein bekannter Wert verwendet werden, oder der Brechungsindex kann gemessen werden. Beispielsweise kann der Brechungsindex bestimmt werden durch die umgekehrte Berechnung auf der Grundlage der Ergebnisse, die erhalten werden durch ein Messen des Absorptionsvermögens von dem Messobjekt eines lebenden Körpers unter sowohl P-polarisiertem Licht als auch S-polarisiertem Licht. Alternativ kann der Brechungsindex bestimmt werden durch die umgekehrte Berechnung auf der Grundlage der Ergebnisse, die erhalten werden durch ein Messen des Absorptionsvermögens von dem Messobjekt eines lebenden Körpers bei zwei verschiedenen Einfallwinkeln. Andere Verfahren wie beispielsweise das Verfahren nach Kramers-Kronig, das Verfahren nach Drube und eine Ellipsometrie können ebenfalls angewendet werden.
Der Prozess zum Korrigieren des Wellenzahlsignals, das von dem erfassten Licht durch die Anwendung der vorstehend erhaltenen Kalibrierlinie erhalten wird, ist nachstehend beschrieben. Zunächst wird als Schritt (3c) eine zweite Kalibrierlinie, die die gleiche Neigung wie die vorstehend beschriebene Kalibrierlinie hat und die durch einen Punkt (xm, ym,...) tritt, der durch die Wellenzahlsignale repräsentiert wird, die bei „j" verschiedenen Wellenzahlen gemessen werden, die für die Vorbereitung der Kalibrierliniendaten verwendet werden, erzeugt. Anschließend wird als Schritt (3d) ein Wellenzahlsignal von zumindest einer Wellenzahl von den „j" verschiedenen Wellenzahlen als temporäre Bedingung bestimmt. Das Wellenzahlsignal als die temporäre Bedingung wird in ein Wellenzahlsignal bei einer Wellenzahl, die sich von der Wellenzahl unterscheidet, die für die temporäre Bedingung verwendet wird, umgewandelt, um ein korrigiertes Wellenzahlsignal zu liefern.
Die Wellenzahlen von dem gemessenen Spektrum, die zu wählen sind, sollen die gleichen wie jene sein, die für die Vorbereitung der Kalibrierlinie verwendet werden.
Der Punkt, der herausgefunden wird, durch ein Darstellen des Absorptionsvermögens bei 2100 cm^–1 an der horizontalen Achse und desjenigen bei 1080 cm^–1 an der vertikalen Achse in der gleichen Weise wie dies vorstehend beschrieben ist, ist „s1". Die zweite Kalibrierlinie, die die gleiche Neigung wie die Kalibrierlinie K hat und die durch den Punkt S1 tritt, ist eine Kalibrierlinie H.
Schritt (4):
Schließlich wird bei dem Schritt (4) eine Information in Bezug auf die Konzentration erhalten aus dem korrigierten Wellenzahlsignal, die zu einer externen Vorrichtung gesendet wird und dargestellt wird.
Der Fall, bei dem die Korrektur unter der Annahme ausgeführt wird, dass die Lage aus Saliva eine konstante Dicke von 0,2 μm hat, ist nachstehend erläutert. Wenn die Korrektur ausgeführt wird unter der Annahme, dass die Lage aus Saliva eine konstante Dicke von 0,2 μm hat, kann ein Absorptionsvermögen bei 2100 cm^–1, das dieser Dicke entspricht, in der gleichen Weise wie bei dem vorstehend beschrieben Schritt (3a) berechnet werden, um 0,7 zu ergeben. Der Punkt an der zweiten Kalibrierlinie H, der 0,7 entspricht als die temporäre Bedingung, wird durch einen sternförmigen Punkt J repräsentiert. Das Absorptionsvermögen bei 1080 cm^–1, das dem sternförmigen Punkt J entspricht, wird durch R repräsentiert.
Das Absorptionsvermögen bei 1080 cm^–1 (das heißt das Absorptionsvermögen bei der Absorptionsspitze von Glukose) von dem gemessenen Daten wird durch P repräsentiert. Wenn 0,7, das das Absorptionsvermögen bei 2100 cm^–1 repräsentiert, zu der Kalibrierlinie K geliefert wird, die die Änderung der Dicke der Lage aus Saliva repräsentiert, wird ein Absorptionsvermögen R (das heißt ein korrigiertes Wellenzahlsignal) erhalten. Anders ausgedrückt sieht die Korrektur auf der Grundlage der Annahme, dass die Dicke der Lage aus Saliva 0,2 μm beträgt, eine Konzentrationsinformation vor, die durch die Änderung der Dicke der Lage aus Saliva nicht beeinflusst ist.
In dem Fall, bei dem die zu messende spezifische Komponente Glukose ist, kann die Blutzuckerhöhe aus den korrigierten Messungen durch die Anwendung einer Basisinformation zum Umwandeln eines Wellenzahlsignals bei der Absorptionsspitzenwellenzahl von Glukose in die Blutzuckerhöhe berechnet werden.
Die Messung wird vorzugsweise mehrfach an einem Messpunkt eines lebenden Körpers wiederholt. Bei dem Verfahren der vorliegenden Erfindung soll, um den Messwert zu korrigieren die gleiche temporäre Bedingung bei jeder Messung verwendet werden. Da der tatsächliche gemessene Wert in einen gemessenen Wert für eine spezifische temporäre Bedingung umgewandelt wird, ist es möglich, gemessene Werte unter dem gleichen Zustand (der gleichen Bedingung) der Schnittstelle (Zwischenfläche) zwischen dem Messobjekt 5 und dem optischen Element 2 oder 12 zu erhalten, selbst wenn der Zustand der Schnittstelle sich bei jeder Messung ändert. Dadurch kann der Variationsbereich bei den gemessenen Werten verringert werden, und stabile Messergebnisse können erzielt werden.
Bei dem Verfahren der vorliegenden Erfindung wird der Brechungsindex von dem Messobjekt 5 für die Berechnung des Spektrums verwendet. In dem Fall, bei dem die Messung bei einem anderen Messteil eines menschlichen Körpers vorgenommen wird, kann das Spektrum mit der Anwendung eines Brechungsindex für diesen Messteil berechnet werden. Demgemäß ist das Verfahren der vorliegenden Erfindung ebenfalls auf den Fall anwendbar, bei dem Messung bei einer Vielzahl an Messteilen (Messabschnitten) eines menschlichen Körpers vorgenommen wird.
Wenn die Messung bei einer Vielzahl an Messteilen eines menschlichen Körpers vorgenommen wird, sind Kalibrierlinien, die den Messteilen entsprechen, erforderlich, da die gemessenen Werte von sämtlichen Messteilen nicht unter der Verwendung lediglich einer Kalibrierlinie korrigiert werden können. Die Kalibrierlinie, die jedem der Messteile entspricht, kann aus einem Spektrum erzeugt werden, das aus der Berechnung mit der Anwendung der Bedingungen erhalten wird, die den Brechungsindex von jedem der Messteile umfassen, wie dies vorstehend beschrieben ist. Die somit erzeugte Kalibrierlinie wird für die Korrektur der gemessenen Werte verwendet.
Der Brechungsindex von einem Messteil, der für die Berechnung von dem Spektrum verwendet wird, kann ein bekannter Wert sein, oder er kann aus einer Messung erhalten werden, wenn das Verfahren der vorliegenden Erfindung ausgeführt wird.
Wie dies vorstehend beschrieben ist, ist es bei dem Verfahren der vorliegenden Erfindung möglich, die Korrektur des gemessenen Wertes selbst dann auszuführen, wenn eine Vielzahl an gemessenen Teilen eines menschlichen Körpers für die Messung verwendet wird, da eine Kalibrierlinie, die jedem der gemessenen Teile entspricht, angewendet wird. Demgemäß können stabile Messergebnisse erhalten werden ohne einen Einfluss der Unterschiede der verwendeten Messteile.
Die Kalibrierlinie kann durch die folgenden Schritte erzeugt werden: (3A) „i"-maliges Ausführen einer Messung, während das optische Element mit dem lebenden Körper in Kontakt steht, um „i" verschiedene Messspektren zu erhalten, die „i" verschiedenen Zuständen der Schnittstelle entsprechen, wobei „i" eine ganze Zahl von 2 bis n ist; und (3B) Darstellen von „i" verschiedenen Punkten in einem Koordinatensystem und verbinden der Punkte, wobei jeder der „i" verschiedenen Punkte von „j" verschiedenen Wellenzahlsignalen bestimmt wird, die „j" verschiedenen Wellenzahlen bei jedem der „i" verschiedenen Spektren entsprechen, wobei „j" eine ganze Zahl von 2 bis n ist.
Bei dem Schritt (3A) werden durch eine Berührung eines Betätigungsschalters oder dergleichen Daten unmittelbar nach dem Start der Messung und Daten nach einer bestimmten Zeitspanne automatisch gesammelt. Die „bestimmte Zeitspanne" kann in geeigneter Weise eingestellt werden. Die erstgenannten Daten und die letztgenannten Daten können in einer Reihe gesammelt werden. Alternativ kann eine bestimmte Zeitspanne, das heißt einige Sekunden bis einige Minuten, zwischen der Sammlung der erstgenannten Daten und jener der letztgenannten Daten zugestanden werden. Es ist bei diesem Schritt von Bedeutung, dass aufeinander folgend zumindest zwei gemessene Daten gesammelt werden, während das optische Element 2 oder 12 mit dem Messobjekt 5 in Kontakt steht.
Des Weiteren können bei dem Schritt (3A) zwei oder mehr gemessene Daten durch einen Vorgang gesammelt werden. Eine Kalibrierlinie, die eine noch genauere Neigung hat, kann durch eine häufigere Messung und durch mehr Daten erhalten werden.
Bei dem anschließenden Schritt (3B) wird unter Betrachtung von 4 das Absorptionsvermögen bei 2100 cm^–1 durch „a1" repräsentiert und jenes bei 1080 cm^–1 wird durch „b1" repräsentiert in dem Spektrum, das von den ersten Daten erhalten wird. In ähnlicher Weise wird das Absorptionsvermögen bei 2100 cm^–1 durch „a2" repräsentiert und jenes bei 1080 cm^–1 wird durch „b2" in dem Spektrum repräsentiert, das von den zweiten Daten erhalten wird.
Die somit erhaltenen zwei Punkte (a1, b1) und (a2, b2) werden in einer Ebene x – y dargestellt, deren horizontale Achse das Absorptionsvermögen bei 2100 cm^–1 beschreibt und deren vertikale Achse das Absorptionsvermögen bei 1080 cm^–1 beschreibt, wie dies in 5 gezeigt ist. Eine Kalibrierlinie L kann erhalten werden, indem die beiden Punkte C1 und C2 durch eine gerade Linie verbunden werden.
Obwohl bei dem vorstehend beschriebenen Beispiel die Kalibrierlinie aus zwei verschiedenen gemessenen Daten erzeugt ist, kann sie erzeugt werden, indem zunächst nicht weniger als zwei Spektren erhalten werden und dann drei oder mehr Punkte, die aus den Spektren erhalten worden sind, verbunden werden. Wie dies vorstehend aufgeführt ist, kann die Kalibrierlinie auch erzeugt werden, indem Absorptionsvermögen bei drei oder mehr verschiedenen Wellenzahlen bestimmt werden, die von jedem der Spektren erhalten werden, um die Koordinaten von drei oder mehr Punkten zu liefern, die dann in einem dreidimensionalen oder mehrdimensionalen Koordinatensystem dargestellt werden.
Bei dem vorstehend beschriebenen Schritt (4) kann, wenn die spezifische zu messende Komponente Glukose ist, die Blutzuckerhöhe berechnet werden aus den korrigierten Messwerten mit der Anwendung der Basisinformation zum Umwandeln eines Wellenzahlsignals bei der Absorptionsspitzenwellenzahl von Glukose in die Blutzuckerhöhe.
Nachstehend ist die Messvorrichtung zum Ausführen des Messverfahrens der vorliegenden Erfindung erneut unter Bezugnahme auf 1 erläutert. Wie dies in 1 oder in
6 gezeigt ist, hat die Messvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung eine Lichtquelle 1, ein optisches Element 2 oder 12, eine Lichterfassungseinrichtung 3, eine Signalprozesseinrichtung (Signalverarbeitungseinrichtung) 4, einen Polarisator 6 und eine (in den Zeichnungen nicht gezeigte) spektroskopische Einrichtung, die zwischen der Lichtquelle 1 und dem optischen Element 2 angeordnet ist. Sie weist des Weiteren ein Programm zum Ausführen der Funktionen der Messvorrichtung und ein Aufzeichnungsmedium zum Speichern des Programms auf.
Die Lichtquelle 1 kann eine beliebige Lichtquelle sein, die Licht ausgibt, das die gleiche Wellenzahl wie jenes der Absorptionsspitze einer spezifischen zu messenden Komponente hat. Beispiele davon umfassen eine globare Lichtquelle, die ein Stab aus gesinterem Silizumkarbid (SiC) ist, einen CO₂-Laser und eine Wolframlampe.
Was die Materialien für die optischen Elemente 2 und 12 anbelangt, so kann ein beliebiges Material das auf dem relevanten Gebiet bekannt ist, angewendet werden. Beispiele hiervon umfassen Si, Ge, SiC, Diamant, ZnSe, ZnS und KrS.
In dem Fall einer Messung einer Komponente, die Absorptionsspitzen bei den Wellenzahlen von 1033 und 1080 cm^–1 in dem Infrarotbereich haben, wie beispielsweise Glukose, ist das optische Element vorzugsweise aus Germanium oder Silizium hergestellt, das eine geringere Menge an Verunreinigungen hat, wie beispielsweise Bor und Phosphor, und ein spezifischer Widerstand von weniger als 100 Ωcm, wobei ein Spezifischer Widerstand von nicht weniger als 1500 Ωcm noch eher bevorzugt wird, da Germanium und Silizium eine hohe Transmittanz (Transmissionsgrad bzw. Durchlässigkeit) bei der infraroten Wellen von ungefähr 9 bis 10 μm haben.
Für die Lichterfassungseinrichtung 3 kann eine beliebige Einrichtung verwendet werden, die auf dem relevanten Gebiet bekannt ist. Beispiele von ihr umfassen einen pyroelektrischen Sensor und eine MCT-Erfassungseinrichtung. Die Signalprozesseinrichtung (Signalverarbeitungseinrichtung) 4 kann eine beliebige Vorrichtung sein, die ein Wellenzahlsignal von einem Licht, das an der Lichterfassungseinrichtung erfasst worden ist, mit der Anwendung der Kalibrierliniendaten korrigieren kann. Beispielsweise kann eine Berechnungseinrichtung als die Signalprozesseinrichtung verwendet werden.
Wenn ein zu messendes Objekt zuvor bestimmt worden ist, kann die Signalprozesseinrichtung 4 zuvor Standardkalibrierlinien enthalten oder speichern, die durch Berechnung bestimmt worden sind. Alternativ kann eine Standardkalibrierlinie erzeugt werden durch Berechnung jedes Mal dann, wenn die Messung ausgeführt wird.
In dem Fall der Anwendung einer Vielzahl an lebenden Körpern oder einer Vielzahl an Messteilen von einem lebenden Körper für die Messung, kann die Signalprozesseinrichtung 4 eine Vielzahl an Standardkalibrierlinien enthalten, die auf der Grundlage von verschiedenen Brechungsindizes und verschiedenen optischen Winkeln von dem Messobjekt 5 und dem optischen Element 2 oder 12 vorbereitet worden sind, und eine Standardkalibrierlinie auswählen, die für das Messobjekt und das optische Element geeignet sind, die angewendet werden sollen.
Des Weiteren kann in der Signalprozesseinrichtung 4 der Brechungsindex von dem Messobjekt 5 bestimmt werden und das Spektrum kann unter Verwendung von dem Brechungsindex berechnet werden. In diesem Fall werden die Kalibrierliniendaten für jedes Messobjekt in der Signalprozesseinrichtung erzeugt. Der Brechungsindex wird bestimmt durch Berechnung der Ergebnisse, die erhalten worden sind durch ein Messen von zwei Arten an polarisiertem Licht, das heißt P-polarisiertem und S-polarisiertem, von dem Messobjekt 5 von einem lebenden Körper mit der Anwendung des Polarisators 6, der das Licht polarisiert.
In dem Fall, bei dem die spezifische Komponente Glukose ist, kann die Signalprozesseinrichtung 4 das korrigierte Absorptionsvermögen in eine Blutzuckerhöhe auf der Grundlage der Basisinformationen zum Umwandeln des Absorptionsvermögens bei der Absorptionsspitzenwellenzahl von Glukose in Blutzuckerhöhe, die zuvor in der Signalprozesseinrichtung 4 gespeichert worden ist, umwandeln, wobei dieser Wert dann zu einer externen Vorrichtung weitergeleitet wird.
Der Polarisator kann ein beliebiger Polarisator sein, der auf dem relevanten Gebiet bekannt ist. Beispiele von ihm umfassen einen Drahtgitterpolarisator, einen Prismenpolarisator, einen dielektrischen Prismenpolarisator, einen Filmpolarisator und einen Reflexionspolarisator.
Die spezifische Komponente kann irgendein beliebiges Material in einem lebenden Körper sein, das optisch gemessen werden kann. Beispiele von ihm umfassen Blutzucker, Wasser, Cholesterol, neutrales Fett, Milchsäure, Ethanol im Blut und verschiedene Komponenten in den Körperfluiden.
Das Messobjekt 5 kann ein beliebiges Objekt sein, das das Material enthält, das optisch gemessen werden kann. Beispiele davon umfassen Gewebe von einem lebenden Körper wie beispielsweise die Haut und die Lippen. Insbesondere werden die Lippen bevorzugt, da die Lippe an ihr eine Fluidlage hat, die den Kontakt mit dem optischen Element 2 oder 12 leicht gestaltet.
Die Konzentrationsinformation umfasst einen Absolutwert der Konzentration, einen Komponentenverhältnis, eine Zusammensetzung der spezifischen zu messenden Komponente und deren Änderung mit dem Ablauf der Zeit.
Da die Messvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung des Weiteren eine spektroskopische Einrichtung aufweist, ist es möglich, die Wellenlängenabhängigkeit von der Absorption der spezifischen Komponente, die in einem lebenden Körper enthalten ist, zu bestimmen. Die Anwendung von der FT-IR- Technik mit einem Interferometer wird bevorzugt, da sie eine Messung mit einer hohen Empfindlichkeit ermöglicht.
Wenn die spezifische Komponente Glukose ist, die Absorptionsspitzen bei den Wellenzahlen von 1033 und 1080 cm^–1 in dem infraroten Bereich hat, wird eine globare Lichtquelle bevorzugt, die als die Lichtquelle verwendet wird. Dies ist der Fall, weil die globare Lichtquelle einen relativ breiten Wellenlängenbereich abdecken kann und Licht effizient sogar im einem langen Wellenlängenbereich von ungefähr 10 μm ausgeben kann.
Das optische Element 2 oder 12 ist vorzugsweise aus Germanium oder Silizium hergestellt, das eine geringe Menge an Verunreinigungen hat wie beispielsweise Bor und Phosphor, und ein Spezifischer Widerstand von nicht weniger als 100 cm hat, da Germanium und Silizium eine hohe Transmittanz bei der Infrarotwellenlänge von 9 bis 10 μm haben. Noch eher wird bevorzugt, dass der Spezifischer Widerstand nicht geringer als 1500 cm ist. Der Polarisator ist vorzugsweise ein Drahtgitterpolarisator.
Durch die Messvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung mit dem vorstehend beschriebenen Aufbau kann jede Messung der Konzentration einer spezifischen Komponente in jedem der folgenden Fälle erzielt werden: (i) wenn die Messung an einem Messpunkt von einem lebenden Körper genommen wird; (ii) wenn die Messung bei einer Vielzahl an Messteilen von einem lebenden Körper vorgenommen wird; und (iii) wenn die Messung an einem Messteil von einer Vielzahl an lebenden Körpern (das heißt ein Messteil für einen lebenden Körper) vorgenommen wird; und (iv) wenn die Messung bei einer Vielzahl an Messteilen einer Vielzahl an lebenden Körpern (das heißt eine Vielzahl an Messteilen für einen lebenden Körper) vorgenommen wird.
Die Messvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung kann des Weiteren ein Programm aufweisen, das es ermöglicht, dass ein Computer sämtliche oder einige Funktionen der Messvorrichtung ausführt. Das Programm läuft durch den Computer.
Außerdem kann das Programm in einem Aufzeichnungsmedium gespeichert sein. Das Aufzeichnungsmedium trägt das Programm, das es ermöglicht, dass ein Computer alle oder einige Funktionen der Messvorrichtung der vorliegenden Erfindung ausführt. Das Programm soll durch einen Computer lesbar sein. Das Programm, das durch den Computer gelesen wird, läuft durch den Computer, um die Funktionen auszuführen. Der Ausdruck „einige Funktionen" bedeutet, dass eine oder einige Einrichtungen von der Gesamtheit der Vielzahl an Einrichtungen gemeint ist/sind.
Als eine bevorzugte Ausführung des Programms wird das Programm in einem Aufzeichnungsmedium aufgezeichnet, das durch einen Computer lesbar ist, wobei es durch den Computer läuft.
Alternativ kann das Programm durch ein Transportmedium zu einem Computer so übertragen werden, dass der Computer das Programm liest und es laufen lässt.
Beispiele von der Form der Daten umfassen Database oder Dataformat. Ein Beispiel von dem Aufzeichnungsmedium ist ein ROM. Beispiele von dem Transportmedium umfassen Transportmedien wie beispielsweise das Internet, Licht, Radiowellen und Schallwellen.
Der Computer mag nicht nur Hardware enthalten wie beispielsweise eine CPU sondern auch Firmware, OS und periphere Vorrichtungen.
Wie dies vorstehend beschrieben ist, können die Vorteile der vorliegenden Erfindung durch Software oder durch Hardware verwirklicht werden.
BEISPIEL 1
Bei diesem Beispiel wurde mit der Anwendung einer Messvorrichtung, die in 1 gezeigt ist, die Konzentration an Glukose durch das Messverfahren gemäß der vorliegenden Erfindung gemessen. 3 zeigt eine grafische Darstellung, die für die Erläuterung des Prozesses zum Korrigieren des Wellenzahlsignals von Glukose verwendet wird.
Die Messung von diesem Beispiel wurde an den Lippen als das Messobjekt 5 vorgenommen. Die Wellenzahlen, die zum Vorbereiten einer Kalibrierlinie K verwendet wurden, waren 2100 cm^–1 und 1080 cm^–1.
Die Messvorrichtung, die bei diesem Beispiel verwendet wurde, enthielt eine SiC-Lichtquelle als die Lichtquelle 1, ein ATR-Element aus Germanium als das optische Element 2, einen pyroelektrischen Sensor als die Lichterfassungseinrichtung 3 und eine Berechnungseinrichtung als die Signalprozesseinrichtung 4. Obwohl dies in der Zeichnung nicht gezeigt ist, war eine spektroskopische Einrichtung zwischen der Lichtquelle 1 und dem ATR-Element 2 angeordnet.
Eine Spektralmessung wurde wie folgt ausgeführt. Zunächst wurden die Lippen als das Messobjekt 5 mit dem ATR-Element 2 der Messvorrichtung in Kontakt gebracht. Dann wurde Licht in das RTR-Element 2 bei einem bestimmten Einfallwinkel eingeleitet. Das Licht, das von dem ATR-Element ausgegeben worden ist, wurde durch den pyroelektrischen Sensor 3 erfasst, und somit wurde ein gemessenes Spektrum erhalten, das ein Wellenzahlsignal enthielt.
Anschließend wurden in der Berechnungseinrichtung 4 die Absorptionsfähigkeiten bei den gleichen Wellenzahlen, wie sie bei der Vorbereitung der Kalibrierlinie K verwendet wurden (das heißt Absorbierfähigkeiten bei 2100 cm^–1 und 1080 cm^–1), von den gemessenen Spektraldaten bestimmt, die von dem pyroelektrischen Sensor 3 erfasst wurden. Die Absorbierfähigkeiten bei 2100 cm^–1 und 1080 cm^–1 wurden dargestellt, wie dies in 3 gezeigt ist. Der Punkt, der durch die Absorbierfähigkeiten von 2100 cm^–1 und 1080 cm^–1 bestimmt worden ist, wurde als ein Punkt „s1" bezeichnet. Eine zweite Kalibrierlinie H, die durch den Punkt S1 tritt und parallel zu der Kalibrierlinie K verläuft, die für die Korrektur verwendet wird, wurde erzielt. Anders ausgedrückt wurde eine Änderung der Dicke der Lage aus Saliva aus einer Linie abgeschätzt, die dargestellt worden ist, indem die geneigte Kalibrierlinie K, die die Änderung der Lage aus Saliva repräsentiert, zu einem Punkt s1 der gemessenen Daten verschoben worden ist.
Bei diesem Beispiel wurde eine Korrektur unter der Annahme, dass die Lage aus Saliva eine konstante Dicke von 0,2 μm hat, ausgeführt. Das Absorptionsvermögen bei 2100 cm^–1 für diese Dicke wurde in der gleichen Art und Weise berechnet, wie dann, wenn die Kalibrierlinie K erhalten wurde, was 0,7 ergab. Der Punkt an der zweiten Kalibrierlinie H, der 0,7 als dem vorübergehende Wert entspricht, wurde durch einen sternförmigen Punkt J repräsentiert, und das Absorptionsvermögen bei 1080 cm^–1, das durch den sternförmigen Punkt J angezeigt wird, wurde durch R repräsentiert.
In den gemessenen Daten war die Absorbierfähigkeit bei 1080 cm^–1 (das heißt die Absorbierfähigkeit bei der Absorptionsspitze von Glukose) durch P repräsentiert. Eine Absorbierfähigkeit von 2100 cm^–1 von dem Wert 0,7 wurde zu der Kalibrierlinie K gebracht, die die Änderung der Dicke der Lage aus Saliva repräsentiert, um ein Absorptionsvermögen R herauszufinden, das heißt ein korrigiertes Wellenzahlsignal. Das somit erhaltene Absorptionsvermögen R wurde zu einer externen Vorrichtung geleitet und ausgegeben.
Eine derartige Messung wurde einige Male an einem Ort der Lippen aus dem Messobjekt 5 wiederholt. Während der gesamten wiederholten Messung wurde die temporäre Bedingung auf 0,7 eingestellt, das heißt die Absorbierfähigkeit bei 2100 cm^–1. Die gemessenen Werte, die durch die wiederholte Messung erhalten wurden, zeigten einen geringfügigen Variationsbereich. Daher wurde deutlich, dass die vorliegende Erfindung stabilere Messergebnisse vorsah.
Obwohl bei diesem Beispiel ein Absorptionsvermögen bei 2100 cm^–1 bei einem Wert von 0,7 als der temporäre Zustand (temporäre Bedingung) zum Bestimmen eines Absorptionsvermögens bei 1080 cm^–1, was dem sternförmigen Punkt J in 3 entspricht, verwendet wurde, ist die vorliegende Erfindung nicht darauf beschränkt. Die Wellenzahl kann beispielsweise eine andere Wellenzahl, die gegenüber Wasser anfällig ist, außer 2100 cm^–1 sein. Des Weiteren wurde, um eine Dicke der Lage aus Saliva von 0,2 μm vorübergehend zu erhalten, das Absorptionsvermögen bei 2100 cm^–1 auf 0,7 gesetzt, jedoch ist das Absorptionsvermögen bei 2100 cm^–1 nicht auf diesen Wert begrenzt. Außerdem ist die Dicke der Lage aus Saliva nicht auf 0,2 μm beschränkt.
Außerdem wurden bei der Spektralmessung unter Verwendung der in 6 gezeigten Messvorrichtung die Lippen beispielsweise als das Messobjekt 5 mit dem optischen Element 12 in Kontakt gebracht. Wie dies in 7 gezeigt ist, wurde das Messobjekt 5 in das im Wesentlichen V-förmige Teil 13 von dem optischen Element 12 gesetzt, wobei die Lage 14 aus Saliva zwischen dem Messobjekt 5 und dem optischen Element 12 sich befand. Licht wurde in dieses hinein von der Lichtquelle 1 eingeleitet. Eine geeignete Menge an Licht relativ zu derjenigen der spezifischen Komponente des Messobjekts 5 wurde absorbiert, und das Licht wurde von dem optischen Element 12 ausgegeben. Anschließend wurde eine zweite Kalibrierlinie H, die zu der Kalibrierlinie parallel war, erzeugt, und der temporäre Zustand wurde zu dieser geliefert, wie dies vorstehend beschrieben ist, um die Korrektur durchzuführen.
Da die Lage aus Saliva, die zwischen dem Messobjekt 5 und dem optischen Element 2 oder 12 vorhanden ist, eine unterschiedliche Dicke jedes Mal dann, wenn die Messung vorgenommen wurde, hatte, unterschied sich die Menge an Licht, die das Messobjekt 5 erreichte, was bewirkte, dass die Absorptionsvermögen einen breiten Variationsbereich hatten. Es wurde als schwierig erachtet, die Dicke der Lage aus Saliva konstant zu halten. Jedoch wurde bei der vorliegenden Erfindung eine Standardbeziehung zwischen dem Absorptionsvermögen bei der Absorptionsspitzenwellenzahl von Glukose und der Dicke der Lage aus Saliva, die zwischen dem optischen Element 2 oder 12 und dem Messobjekt 5 vorhanden war, zuvor durch Berechnung bestimmt. Durch die Anwendung dieser Beziehung für die Korrektur wurde der eigentliche gemessene Wert in ein Absorptionsvermögen auf der Grundlage einer Annahme umgewandelt, dass die Lage aus Saliva eine vorbestimmte konstante Dicke hat. Dadurch wird stets ein Absorptionsvermögen vorgesehen auf der Grundlage der Annahme, dass die Dicke der Lage aus Saliva während der Messung konstant ist. Da der Variationsbereich bei den gemessenen Ergebnissen verringert wird, ist es möglich, eine Messung zu erzielen, die stets stabile gemessene Werte ausgibt.
Bei diesem Beispiel wurde die Lippe als das Messobjekt 5 angewendet und Saliva als der variierende Faktor angewendet, bei dem eine Korrektur vorgenommen wurde, jedoch kann das Messobjekt 5 die Haut sein und der variierende Faktor kann der Schweiß sein.
BEISPIEL 2
Auch bei diesem Beispiel wurde die Konzentration von Glukose unter Verwendung des Messverfahrens der vorliegenden Erfindung und der Messvorrichtung, die in 1 gezeigt ist, gemessen.
4 zeigt zwei Spektren, die in der ersten Messung und der zweiten Messung erhalten wurden, die aufeinander folgend ausgeführt wurden, während die Lippe als das Messobjekt 5 in Kontakt mit dem ATR-Element 2 gehalten wurde. Die Dicke der Lage aus Saliva variierte sich allmählich, während das Messobjekt 5 in Kontakt mit dem ATR-Element 2 gehalten wurde, und somit unterschied sich die Menge an Licht, die die Lippe erreichte, anders ausgedrückt war die Signalinformation bei der ersten und bei der zweiten unterschiedlich. Aus diesem Grund wurden zwei verschiedene Spektren erhalten.
Dann wurde der Punkt, der durch das Absorptionsvermögen a1 bei 2100 cm^–1 und das Absorptionsvermögen b1 bei 1080 cm^–1 bei dem ersten Spektrum repräsentiert wurde, als „C1" bezeichnet, und der Punkt, der durch das Absorptionsvermögen a2 bei 2100 cm^–1 und das Absorptionsvermögen b2 bei 1080 cm^–1 in dem zweiten Spektrum repräsentiert wurde, wurde als „C2" bezeichnet. Wie dies in 5 gezeigt ist, wurden die beiden Punkte durch eine gerade Linie verbunden, um eine Kalibrierlinie L zu erzeugen.
Ein Absorptionsvermögen bei 2100 cm^–1 von 0,7 als der temporäre Zustand wurde zu der Kalibrierlinie L geliefert, und das Absorptionsvermögen bei 1080 cm^–1 (das durch den sternförmigen Punkt M in 5 gezeigt ist) wurde berechnet. Eine derartige Messung wurde einige Male wiederholt. Bei der gesamten wiederholten Messung wurde der temporäre Zustand bei einem Absorptionsvermögen bei 2100 cm^–1 von 0,7 eingestellt.
Die gemessenen Werte, die von der vorstehend beschriebenen Messung erhalten wurden, hatten einen kleineren Variationsbereich. Es wurde daraus offensichtlich, dass die vorliegende Erfindung stabile Messergebnisse vorsieht.
Obwohl bei diesem Beispiel ein Absorptionsvermögen bei 2100 cm^–1 von 0,7 als der temporäre Zustand verwendet wurde, um einen Wert zu bestimmen, der durch den sternförmigen Punkt M gezeigt ist, ist die vorliegende Erfindung nicht darauf beschränkt.
Das Absorptionsvermögen bei 1080 cm^–1 (das heißt das Absorptionsvermögen bei der Absorptionsspitze von Glukose) von den ersten Daten war P, und das Absorptionsvermögen bei 1080 cm^–1 von den zweiten Daten war Q.
Der temporäre Zustand (das heißt ein Absorptionsvermögen bei 2100 cm^–1 von 0,7) wurde zu der Kalibrierlinie L geliefert, um ein Absorptionsvermögen R bei der Absorptionsspitzenwellenzahl von Glukose (das heißt bei 1080 cm^–1) als ein korrigiertes Wellenzahlsignal herauszufinden. In ähnlicher Weise wurde durch die Anwendung der in 6 gezeigten Messvorrichtung die Messung aufeinander folgend zwei mal ausgeführt, während das Messobjekt 5 in Kontakt mit dem optischen Element 12 gehalten wurde, um das erste und das zweite Spektrum zu erhalten.
Die 7 und 8 zeigen den Zustand zwischen dem im Wesentlichen V-förmigen Teil 13 des optischen Elements 12 und der Dicke P der Lage 14 aus Saliva von dem Messobjekt 5. Während der Messung ändert sich, wie dies aus den 7 und 8 ersichtlich ist, die Dicke P der Lage 14 aus Saliva, da die Saliva (der Speichel) sich allmählich zu der Außenseite verschob, da die Lippe als das Messobjekt 5 in einen engeren Kontakt mit dem im Wesentlichen V-förmigen Teil 13 gebracht wurde. Auf Grund dessen waren die Wellenzahlsignale bei der ersten und der zweiten Messung unterschiedlich, und zwei verschiedene Spektren wurden erhalten.
Dann wurde die Korrektur ausgeführt, indem eine zweite Kalibrierlinie L bestimmt wurde und der temporäre Zustand, der vorstehend erwähnt worden ist, zu der zweiten Kalibrierlinie L gebracht wurde.
Bei den Beispielen 1 und 2 wurde die tatsächliche Änderung der Dicke der Lage aus Saliva, die zwischen dem optischen Elememt 2 oder 12 und der Lippe als das Messobjekt 5 vorhanden war, für die Korrektur genutzt. Genauer gesagt wurde ein Absorptionsvermögen für die vorbestimmte Dicke der Lage aus Saliva aus dem tatsächlichen gemessenen Wert auf der Grundlage der Kalibrierlinie L abgeschätzt, die aus der Änderung der Dicke erhalten wurde. Dadurch wurde eine Information im Hinblick auf die Annahme, dass die Lage aus Saliva eine konstante Dicke während der Messung hatte, erhalten, wodurch der Variationsbereich der Messung verringert wurde.
Außerdem wurde die Lippe als das Messobjekt 5 verwendet und Saliva als der variierende Faktor angewendet, der korrigiert wurde, jedoch kann das Messobjekt 5 die Haut sein und der variierende Faktor kann der Schweiß sein.
Bei den vorstehend beschriebenen Beispielen wurde das Messverfahren der vorliegenden Erfindung auf der Grundlage eines Absorptionsvermögens bei 2100 cm^–1 und eines Absorptionsvermögens bei 1080 cm^–1 ausgeführt, das heißt einer der Absorptionsspitzen von Glukose, jedoch kann eine Information angewendet werden, die beispielsweise durch eine Basislinienkorrektur einer Vielzahl an Wellenzahlsignalen erhalten wird.
Wie dies vorstehend beschrieben ist, kann gemäß der vorliegenden Erfindung eine leichte und stabile Messung der Konzentration einer spezifischen Komponente, die in einem Messteil eines lebenden Körpers enthalten ist, sogar dann erreicht werden, wenn ein Fluid wie beispielsweise Wasser, Saliva oder Schweiß zwischen einem optischen Element und dem lebenden Körper vorhanden ist, oder wenn die Messung bei einer Vielzahl an Messteilen eines lebenden Körpers vorgenommen wird.
Gemäß dem Messverfahren und der Messvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung ist es möglich, eine einfache stabile Messung der Konzentration einer spezifischen Komponente, die in einem lebenden Körper enthalten ist, sogar dann zu erhalten, wenn ein Fluid wie beispielsweise Wasser, Saliva oder Schweiß zwischen einen optischen Element und dem lebenden Körper vorhanden ist, oder wenn die Messung einer Vielzahl an Messteilen oder Messstellen eines lebenden Körpers vorgenommen wird. Daher ist die vorliegende Erfindung nützlich bei der Messung einer Komponente eines Körperfluides für einen medizinischen Zweck.
Obwohl die vorliegende Erfindung im Hinblick auf die gegenwärtig als bevorzugt erachteten Ausführungsbeispiele beschrieben ist, sollte verständlich sein, dass deren Offenbarung nicht als Einschränkung zu interpretieren ist. Verschiedene Abwandlungen und Änderung sind zweifellos für Fachleute offensichtlich, die von der vorliegenden Erfindung angesprochen werden, nachdem sie die vorliegend dargelegte Offenbarung gelesen haben. Demgemäß sollen die beigefügten Ansprüche so interpretiert werden, dass sie sämtliche Änderungen und Abwandlungen abdecken, die in den Umfang der Erfindung fallen.

Claims

Verfahren zum Messen der Konzentration einer spezifischen Komponente, die in einem lebenden Körper enthalten ist, mit den folgenden Schritten: (1) Einleiten von Licht in ein optisches Element, wobei es absorbiert und reflektiert wird durch einen lebenden Körper, der mit dem optischen Element in Kontakt steht, und dann aus dem optischen Element hinaus abgegeben wird; (2) Erfassen des Lichtes, das von dem optischen Element ausgegeben wird, und Erhalten eines Wellenzahlsignals aus dem erfassten Licht; (3) Korrigieren des Wellenzahlsignals mit der Anwendung einer Kalibrierlinie für die Korrektur des Einflusses einer Änderung bei dem Zustand einer Schnittstelle zwischen dem lebenden Körper und dem optischen Element auf das Wellenzahlsignal; und (4) Erhalten einer Konzentration einer spezifischen Komponente, die in dem lebenden Körper enthalten ist, aus dem korrigierten Wellenzahlsignal; wobei die Kalibrierlinie durch die folgenden Schritte vorbereitet wird: (3a) Erhalten von „i" verschiedenen Spektren, die „i" verschiedenen Zuständen der Schnittstelle entsprechen, wobei „i" eine ganze Zahl von 2 bis n ist; und (3b) Darstellen von „i" verschiedenen Punkten in einem Koordinatensystem und Verbinden dieser Punkte, um eine Kalibrierlinie zu erhalten, wobei jeder der „i" verschiedenen Punkte aus „j" verschiedenen Wellenzahlsignalen bestimmt wird, die „j" verschiedenen Wellenzahlen jedem der „i" verschiedenen Spektren entsprechen, wobei „j" eine ganze Zahl von 2 bis n ist.
Verfahren zum Messen der Konzentration einer spezifischen Komponente gemäß Anspruch 1, wobei der Schritt (3a) ein Schritt ist, bei dem ein erstes Spektrum und ein zweites Spektrum erhalten wird, die zwei verschiedenen Zuständen der Schnittstelle entsprechen, und der Schritt (3b) ein Schritt ist, bei dem zwei Punkte (x1, y1) und (x2, y2) in einem Koordinatensystem dargestellt werden und die beiden Punkte verbunden werden, um eine Kalibrierlinie zu erhalten, wobei einer der beiden Punkte (x1, y1) durch zwei verschiedene Wellenzahlsignale bestimmt wird, die den zwei verschiedenen Wellenzahlen in dem ersten Spektrum entsprechen, und der andere der beiden Punkte (x2, y2) durch zwei verschiedene Wellenzahlsignale bestimmt wird, die zwei verschiedenen Wellenzahlen in dem zweiten Spektrum entsprechen.
Verfahren zum Messen der Konzentration einer spezifischen Komponente gemäß Anspruch 1 oder 2, wobei der Schritt (3) des Weiteren die folgenden Schritte aufweist: Vorbereiten einer zweiten Kalibrierlinie, die die gleiche Neigung wie die Kalibrierlinie hat und durch einen Punkt tritt, der durch Wellenzahlsignale bestimmt wird, die von dem erfassten Licht bei einer Vielzahl an verschiedenen Wellenzahlen erhalten werden; und Umwandeln des Wellenzahlsignals bei dem Schritt (2) in ein korrigiertes Wellenzahlsignal auf der Grundlage der zweiten Kalibrierlinie und einer temporären Bedingung.
Verfahren zum Messen der Konzentration einer spezifischen Komponente gemäß Anspruch 1, wobei das optische Element mit dem lebenden Körper in Kontakt steht.
Verfahren zum Messen der Konzentration einer spezifischen Komponente gemäß Anspruch 4, wobei der Schritt (3A) ein Schritt ist, bei dem ein erstes Spektrum und ein zweites Spektrum erhalten wird, und der Schritt (3B) ein Schritt ist, bei dem zwei Punkte (x1, y1) und (x2, y2) in einem Koordinatensystem dargestellt werden und die beiden Punkte verbunden werden, um eine Kalibrierlinie zu erhalten, wobei einer der beiden Punkte (x1, y1) durch zwei verschiedene Wellenzahlsignale bestimmt wird, die zwei verschiedenen Wellenzahlen in dem ersten Spektrum entsprechen, und der andere der beiden Punkte (x2, y2) durch zwei verschiedene Wellenzahlsignale bestimmt wird, die zwei verschiedenen Wellenzahlen in dem zweiten Spektrum entsprechen.
Verfahren zum Messen der Konzentration einer spezifischen Komponente gemäß Anspruch 5, wobei der Schritt (3) des Weiteren die folgenden Schritte aufweist: Vorbereiten einer zweiten Kalibrierlinie, die die gleiche Neigung wie die Kalibrierlinie hat und die durch einen Punkt tritt, der durch Wellenzahlsignale bestimmt wird, die von dem erfassten Licht bei einer Vielzahl an verschiedenen Wellenzahlen erhalten werden; und Umwandeln des Wellenzahlsignals bei dem Schritt (2) in ein korrigiertes Wellenzahlsignal auf der Grundlage der zweiten Kalibrierlinie und einer temporären Bedingung.
Verfahren zum Messen der Konzentration einer spezifischen Komponente gemäß einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei mit der Änderung bei dem Zustand der Schnittstelle eine Änderung der Dicke einer Fluidlage gemeint ist.
Verfahren zum Messen der Konzentration einer spezifischen Komponente gemäß Anspruch 3 oder 6, wobei die Vorbereitung der Kalibrierlinie die Anwendung von Wellenzahlsignalen bei zwei oder mehr Wellenzahlen in dem Bereich von 700 bis 3200 cm^–1 und die Anwendung eines Wellenzahlsignals bei einer beliebigen der beiden oder mehr Wellenzahlen als die temporäre Bedingung beinhaltet.
Vorrichtung zum Messen der Konzentration einer spezifischen Komponente, die in einem lebenden Körper enthalten ist, mit: (a) einem optischen Element, das mit einem lebenden Körper in Kontakt gebracht ist; (b) einer Lichtquelle für ein Einleiten von Licht in das optische Element; (c) einer Lichterfassungseinrichtung für ein Erfassen des Lichtes, das von dem optischen Element ausgegeben wird; und (d) einer Signalprozesseinrichtung für ein Behandeln eines Wellenzahlsignals, das in der Lichterfassungseinrichtung erhalten wird, um das Wellenzahlsignal mit der Anwendung von einer Kalibrierlinie oder mehreren Kalibrierlinien zu korrigieren, wobei die Signalprozesseinrichtung daran angepasst ist, eine Kalibrierlinie oder mehrere Kalibrierlinien zu berechnen, anhand der folgenden Schritte: (3b) Darstellen von „i" verschiedenen Punkten in einem Koordinatensystem und Verbinden der Punkte, um eine Kalibrierlinie zu erhalten, wobei jeder der „i" verschiedenen Punkte aus „j" verschiedenen Wellenzahlsignalen bestimmt wird, die „j" verschiedenen Wellenzahlen in jedem der „i" verschiedenen Spektren entsprechen, wobei „j" eine ganze Zahl von 2 bis n ist.
Vorrichtung zum Messen der Konzentration einer spezifischen Komponente gemäß Anspruch 9, wobei die Signalprozesseinrichtung die Kalibrierlinie (n) speichert.
Vorrichtung zum Messen der Konzentration einer spezifischen Komponente gemäß einem der Ansprüche 9 bis 11, wobei die Signalprozesseinrichtung eine zweite Kalibrierlinie vorbereitet, die die gleiche Neigung wie die Kalibrierlinie hat und die durch einen Punkt tritt, der durch Wellenzahlsignale bestimmt wird, die von dem erfassten Licht bei einer Vielzahl an verschiedenen Wellenzahlen erhalten werden, und das Wellenzahlsignal in ein korrigiertes Wellenzahlsignal umwandelt auf der Grundlage der zweiten Kalibrierlinie und einer temporären Bedingung.
Vorrichtung zum Messen der Konzentration einer spezifischen Komponente gemäß einem der Ansprüche 9 bis 12, wobei die Kalibrierlinie eine Kalibrierlinie ist, die den Einfluss einer Änderung der Dicke der Fluidlage, die an der Schnittstelle zwischen dem lebenden Körper und dem optischen Element vorhanden ist, auf das Wellenzahlsignal korrigiert.
Vorrichtung zum Messen der Konzentration einer spezifischen Komponente gemäß Anspruch 12 oder 13, wobei die temporäre Bedingung ein Wellenzahlsignal bei einer beliebigen der zwei oder mehr Wellenzahlen in dem Bereich von 700 bis 3200 cm^–1 ist, die bei der Vorbereitung der Kalibrierlinie verwendetet werden.