JPH0347099B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

産業上の利用分野 本発明は、糖尿病の疑いがある患者の血流もし
くは生体組織におけるグルコースを測光検出する
ための測光検出装置とに関する。詳述すれば、本
発明によるグルコースの測光検出は、光度計を用
いて行うものであつて、特有のグルコース吸収帯
が含まれているスペクトル領域における近赤外線
吸収量を測定し、この近赤外線吸収量の測定値
を、グルコースが近赤外線をほとんど、もしく
は、全く吸収しないスペクトルの帯域から得た基
準値と比較することによつて行うものであつて、
グルコースを含有する周辺組織ないし血液の成分
によるバツクグラウンド吸収による誤差の影響を
減少させているか、または、定量的に補償しうる
程度にしている。 従来の技術 生体内または生体外におけるグルコースを検出
するために光学手段を利用して測定する方法や装
置はいろいろある。 例えば、国際出願第WO81／00622号には、体
液におけるグルコースの赤外線吸収を測定する方
法とその装置とが開示されており、これによれ
ば、異なつた波長λ₁とλ₂のもとで、透過と反射、
即ち、後方散乱効果による漿液ないし尿の吸収ス
ペクトルを測定するようにしている。この際、波
長λ₂としては、測定すべき物質（例えばグルコー
ス）の特有な吸収と波長とし、また、波長λ₁とし
ては、測定すべき物質の濃度とは凡そ無関係に吸
収される波長としている。この波長λ₁とλ₂とにお
ける吸収値の比を求めることにより、測定データ
が得られるのではあるが、測定すべき物質の吸収
帯域は波長λ₁では940〜950cm^-1（10.64〜
10.54μm）、波長λ₂では1090〜1095cm^-1（9.17〜
9.13μm）である。尚、この出願において用いら
れている照射光源は、CO₂レーザー光である。 また、スイス国特許第CH−612271号には、サ
ンプルにおける生物学的物質、或いは、減衰全反
射（ATR）プリズムを用いて皮膚を介して生物
学的物質を検出する非侵襲的検査方法が開示され
ている。この方法では、分析すべきサンプル（例
えば***が、または舌）にウエーブガイド
（ATRプリズム）を直接あてがう傍ら、赤外線を
導光している。ウエーブガイドの屈折率はサンプ
ルの媒体（光学的な表面薄層）の屈折率よりも大
きく、赤外線は全反射路に沿つてその中を通過
し、それにより赤外線が前記表面薄層と相互作用
するようになつているが、この相互作用は、反射
部位における漏れ減衰光成分が関与している
（「ホルモン・アンド・メタボリツク・リサーチ
ズ」（Hormone＆Metabolic Res.）の補追版Ser
（1979）30〜35ページ参照）グルコースが吸収し
やすい所定の赤外線波長を使うと、ATRプリズ
ム中を伝播する光線が、光学的表面薄層における
グルコース濃度に応じて減衰することから、この
減衰量を確認するとともに、これを以てグルコー
ス検出データに処理している。 米国特許第3958560号に開されているものも非
侵襲式検出装置であつて、患者の眼中におけるグ
ルコースを検出するようになつている。詳述すれ
ば、この米国特に開示されている装置は、角膜の
一方側から赤外線を照射する光源と、反射側で透
過光量を検出する検出子とを含む、コンタクトレ
ンズ形のセンサー装置で構成されている。そこ
で、測定部位に赤外線を照射すると、照射赤外線
は角膜と眼房水とを透過して検出子に達する。検
出子は透過光量を電気信号に変換した後遠隔受信
器に供給するが、受信器の次段の読取り装置が、
患者の眼球におけるグルコース濃度を、照射赤外
線が眼球を通過した時の特定の変化の関数として
出力する。 英国特許出願第2035575には、血流に近い患者
の部分における物質、即ち、CO₂、酸素、ないし
グルコースを調べる検出装置が開示されている。
この検出装置は、患者の体中に光を照射する照射
手段と、患者の体中、即ち皮下組織から後方散乱
ないし反射して来た減衰光を検出する受光手段と
で構成したのを特徴としていて、照射光として、
紫外線または赤外線を用いている。 また、後記の文献に開示されているものは、例
えば血液の流れや、酸化へモグロビン、それに、
還元オキシへモグロビンなどの生体活性パラメー
タや成分を測定、もしくはモニターするものに関
するものがあるが、前述の検出テクニクと類似す
るところが多いので、参考までに説明しておく。
米国特許第3638640号には、血液および生体組織
における酸素やその他の物質を測定する方法と装
置とが開示されている。この米国特許による装置
は、照射光源と患者の体の何処かに配置する検出
器とからなり、検出器をに配置した場合では、耳
を通過する光の強度を、また、前額部にあてがつ
た場合では、血液と皮下組織を通過した後にそこ
から反射して来る光の強度を測定している。照射
光としては可視光線の赤色部の波長から近赤外線
の波長の範囲にあるもの、即ち、660715805nmの
ものが使われている。この方法において同時に用
いる波長の数は、検査部位に存在する各物質（求
める物質も含めて）に対して、それぞれ特有な少
なくとも１つの波長の合計に１を加えた数に等し
い。種々の波長における吸収作用から検出して得
た信号を適当に電子回路で処理することにより、
測定すべき物質の濃度に係わる定量データが、検
出器の変動、照射強度や方向、角度などのズレ、
検査部位における血液流量の変動などの測定条件
の変動に影響されることなく得られるるようにな
つている。 英国特許出願第2075668号には、例えばヘモグ
ロビンやサイトクロームの酸化還元作用の変化も
しくは、脳、心臓、腎臓などの器官における血液
流量の変動など、生体器官の代謝機能を生体内
で、しかも、非破壊状態で測定し、かつ、モニタ
ーする分光光度装置が開示されている。この分光
光度装置を用いて測定するに当たつては、700〜
1300nmの波長範囲にある照射光を用いているが、
これは、皮下数ミリの深さまで照射光が生体組織
に浸透するのに有効なものである。 よつて、この英国特許出願の第１４図には、反
射率型測定を行う装置であつて、生体に対してあ
てがつたウエーブガイド（光フアイバー束）に光
を導光する光源で構成されたものが描かれてい
る。ウエブガイドを生体に対してあてがうに当た
つては皮膚表面に対して斜め方向から照射光が照
射されるとともに、方向性のある照射光が皮膚を
介して体内に浸透し、その後、光源よりいくらか
距離のある分析すべき組織から反射もしくは後方
散乱されるようにする。その時、一部のエネルギ
ーは吸収されて、皮膚上におかれているととも
に、光源とは離されている第１検出器に入射す
る。また、光源と同軸に第２検出器が設けられて
おり、この第２検出器は後方照射基準信号を検出
するようになつていて、第１検出器からの分析信
号と第２検出器からの基準信号とは演算回路に出
力され、この演算回路の出力を以て求めている分
析情報に関するデータを得るようになつている。 前述した従来の測定方法や測定装置にはそれな
りの長所を備えているけれども、解決すべて問題
点が依然と残されている。それも主として、測定
に使われる照射光の光学的特性に関係した問題点
である。換言すれば、照射エネルギーの皮下浸透
は、それを吸収する発色団の作用に影響され、波
長に依存する。即ち、2.5μm以上の赤外線は水分
に顕著に吸収され、よつて、グルコースを含む生
体組織に充分浸透しないことから、たとえグルコ
ースがこの波長帯域の赤外線をく吸収することが
わかつていても、得られるデータは、数ミクロン
から十数ミクロンにわたる皮下深度での生体組織
のグルコース量を分析したものにはならない。も
つとも、例えばCO₂レーザー装置とかの強力な光
源を例外的に用いれば相当の深さまで光エネルギ
ーを浸透させることができるけれども、検査部位
における生体組織が火傷を負うことは免れない。
反対に、約１ミクロン（1000nm）以下の波長を
使えば、照射エネルギーの浸透性は適当に良好で
はあるが、ヘモグロビン、ビリルビン、メラニン
とかなどの吸収性の強い発色団が依然とあるか
ら、グルコースによる特有の吸収特性は非常に弱
く、従つて、医学の分野で使うにしては実用上の
感度と精度をえることはできない。更に、内部で
の全反射を利用して熱作用による悪影響を阻止す
るのをねらつて開発されたATR法は10μmまでの
深度における組織を調べることができるものの、
グルコースの量を検出するのに必要な信頼性のあ
る情報を得るのはこれでも不十分である。 発明の構成 本発明は前述の諸問題点を解消すべくなされた
ものである。つまり、1000〜2500nmの範囲にあ
る波長で操作すると、相当の皮下深度における検
査対象組織までの照射光の浸透と、グルコース濃
度の変化を確認するのに充分な感度とが同時に達
成され、それも検査対象組織に火傷を負わすこと
なく達成することができるのがわかつた。例えば
0.5〜数ミリの深度まで照射光を浸透させると、
患者の血流のグルコースが欠乏しているか、また
は、過剰なのか（低血糖症か高血糖症か）につい
て、患者の症状情報が得られる。従つて、本発明
は、糖尿病に患つている、或いはその疑いのある
患者のグルコース濃度を非侵襲状態（生体組織を
取出すなりにその一部分を破壊しない状態を意味
する。）で経皮検査を行う分光光度測定装置を提
供するのを目的とするものである。本発明による
装置においては、方向性のある光学光源で患者の
生体の一部分を照射し、その一部分の皮下におけ
る生体組織の測定部位から透過または拡散反射
（後方散乱）して来た光エネルギーＩを収集する
とともに電気信号に変換する。収集した光エネル
ギーは、グルコースが吸収しやすい測定信号波長
λ_Gを含む少なくとも１つの第１種スペクトル帯域
と、それによるバツクグランド吸収による基準信
号波長λ_Rを含む少なくとも１つの第２種スペクト
ル帯域とを含んでおり、特に組織にはグルコース
が含まれているから、グルコースによる光吸収量
は零、もしくは無視しうる波長を選ぶ。前者の第
１種スペクトル帯域と後者の第２種スペクトル帯
域とを夫々「測定スペクトル帯域」と「基準スペ
クトル帯域」と呼ぶことにするが、測定および基
準スペクトル帯域での吸収量にIG，IRに相当す
る前記測定および基準信号は演算回路にてグルコ
ース濃度情報に処理されて出力される。本発明は
斯る測定装置において、前記測定および基準スペ
クトル帯域が1000〜2500nmの近赤外線帯域にあ
り、しかも、λ_Gが1575±15，1765±15，2100±
15，2270±15nmのいづれかの波長であり、かつ
λ_Rも1100〜1300nmの範囲内またたは、測定スペ
クトル帯域の両側にあつて、グルコースが顕著に
吸収する波長域以外にある狭い範囲のいずれかに
ある波長であることを特徴としている。 実施例 以後、添付図面を参照しながら、本発明の好ま
しい実施例を詳述する。 分析対象の組織により吸収された光は、測定方
法を実施する時や、使われる装置の構成によつて
必然的に生ずる散乱迷光によるその他の光損失と
共に、バツクグラウンド応答ノイズを構成してお
り、このバツクグラウンド応答ノイズから有用な
信号成分を分離する必要がある。グルコースを含
む生体内における吸光物質としては、アルブミ
ン，ケラチン，コラゲンなどのペプチド系物質
や、水分，炭酸水素塩，塩などの低分子量物質な
どがある。このような物質は、第５図から第１０
図にかけて示した赤外線スペクトルに示されてい
るように、グルコースに特有な前述の吸収特性と
は異なつた吸収特性を夫々有している。従つて、
収集した測定および基準データを所定のアルゴリ
ズムに従つて演算することでバツクグラウンド補
正を行うことができる。更に、血液や生体組織に
おける、第５図から第１０図に示した物質の経時
濃度変化は、測定部位におけるグルコースの経時
濃度変化とは異なつており、しかも、その差がわ
かれば、他の物質が存在していてもグルコースの
濃度を検出することができる。尚、前述の所定の
アルゴリズムの一例は、米国セリアル化学学会の
1977年度定例会（1977，Annual Meeting of
American Association of Cereal Chemists）
におけるR.O.Rosenthalによる“Introduction to
Near Infrared Quantitative Analysis（近赤外
線定量分析概論）”に開示されている。 本発明において使える一般的な計算方法では、
分析すべき組織にグルコースが有る場合、もしく
は、無い場合ないし有るとしても量が極めて少な
い場合での基準波長帯域における吸収特性の差を
基にして正規化フアクターを先ず得ることが必要
である。このフアクターは、λ_Gなる波長帯域にお
けるグルコース吸収作用の測定値を正規化するの
に使われるものであつて、この正規化した測定値
から基準値を差引けば、サンプルにおける正しい
グルコース濃度をあらわしたデータが得られる。
この正規化フアクターは、例えば基準波長を等吸
収点（グルコース濃度が変化したとしても、吸収
作用が著しく変わることのない波長）に設定する
ことで求めることができる。 正規化フアクターを得る別の方法としては、グ
ルコース分析を行う部位から、グルコースの量が
無視しうる程度ないし一定しているか、または、
既知である部位へと焦点を交互に合わせ、それに
よりバツクグラウンド吸収スペクトルを２ケ所で
ほぼ一定、もしくは比較できるようにすることで
得る。この方法を実際に実施する装置については
後述する。 吸収測定値を有用なグルコース濃度データに計
算するには、第１種および第２種帯域におけるλ
に対するIGおよびIR信号を夫々弁別し、その後、
一方の微分を他方から差引くことで、その差から
所望の結果を得ることで計算できる。この方法に
ついては、クリニカル・ケミストリー（Clinical
Chemistry）25(a)，1548〜53（1959）におけるオ
ツハバー（T.C.O′ Haver）による「ポテンシア
ル・クリニカル・アプリケーシヨンズ・オブ・デ
リバテイヴ・アンド・ヴエーブレンス・モジユー
レシヨン・スペクトロメトリー（Potential
Clinical Applications of Derivative and
Wavelength Modulation Spectrometry）」に記
載されている。 本発明は、その分析方法を実施するのに適した
装置にも係わるものであり、この装置は、患者の
体の一部分に方向性のある照射光を照射するもの
にして、患者の症状に関する有意的なグルコース
濃度が測定しうる部位のところまで浸透でき、し
かも、グルコース濃度に応じて一部が吸収された
後に集光しうる分光特性を有する照射光の光源
と、前記部位から透過もしくは透過・反射した放
射エネルギーを収集する手段と、少なくとも２つ
の帯域、即ち、測定および基準帯域に夫々含まれ
る異なつた波長での収集放射エネルギーを検出し
てこれを電気信号に変換する検出手段と、前記電
気信号を、所望のグルコース測定データをあらわ
す有用な出力に変換する演算手段とで構成されて
いる。この装置の実施例の特徴は、人体に対する
照射光の入射角を連続または段階的に変化させる
手段が設けられているところにあり、このように
照射光の入射角を変えることにより、吸収された
後の光が出て来る検査部位の中心までの皮下深度
を変えることができる。 第１図を参照しながら前述の装置の実施例を詳
述すれば、この装置は概して、光源系１と検出系
２との２つの部分で構成されている。光源系１
は、例えばハロゲンランプよりなる光源３と、例
えば反射鏡４および、光ビーム６を生ずる集光レ
ンズ５とからなる光偏向手段とで構成されてい
る。光ビーム６は偏光でもなく、また可干渉光で
なくても良いが、所望によつて偏光もしくは干渉
光であつても良い。帯域が広く連続したスペクト
ルを有する光を使う場合、主としてモノクロメー
タ８の回折格子８ｃにおける高次回折現象による
不要な波長域の光を除去するためにもフイルター
もしくはフイルター装置７を用いる必要がある。
図示の実施例ではフイルター７を用いているが、
特に信号が約1000〜2700nmの範囲であれば、フ
イルター７として、シヨツト（SCHOTT）
RG780フイルター（0.8〜1.3μm）、シリコンフイ
ルター（1.3〜2.2μm），および、ゲルマニウムフ
イルター（2.2〜4.2μm）を用いることにより、可
視光線を除去することができる。ランプとして
は、12ボルト，100ワツトのハロゲンランプであ
り、色温度が3300゜K，最大出力が850nmが得ら
れ、、平均輝度が3500cd／cm²のものを用いる。も
つとも、始めから単色光源を用いる。例えば調色
自在なレーザー装置で単色光を用いるのであれ
ば、このようなフイルター７は不要である。 モノクロメータ８には、前述の回析格子８ｃの
他に、光ビーム６が入射する入射スリツト８ａと
回折光が出て来る出射スリツト８ｂとがあり、具
体的な構成としては公知のものでも良い。例え
ば、正弦バー式波長走査方式（Sine bar
wavelengthdrive）のヤレル−アツシユ
（JARREL−ASH）7000型モノクロメータが適
している。このモノクロメータは、分析を行うに
当たつて１つまたはそれ以上の測定波長と基準波
長を同時に用いるかどうかによつて、１つの選ば
れた波長から他の１つの波長へと走査ないし繰返
しシフトを行うか、または、いくつかの波長へ順
次シフトする作用を行う。このモノクロメータの
シフト速度ないし走査速度は後述のコンピユータ
回路にプログラム化されているとともに制御され
るようになつており、出力線１２ａを介してコン
ピユータ回路に信号が供給される。言うまでもな
いことであるが、特定波長のレーザー光を照射光
として用いるのであれば、モノクロメータは不要
である。 ９はモノクロメータの出射スリツト８ｂから取
出された単色ビームであつて、モーター１１によ
り回転駆動されるチヨツパーの回転セクター１０
を継続的に通過してパルス状の励起ビーム９とな
る。モーター１１の回転速度は、図示していない
が、チヨツパーには従来より設けられている公知
のクロツク折置により制御されている。チヨツパ
ーからの出力信号は出力線１２ａを介して得ら
れ、後述のようにアナログおよびデジタル式電子
処理回路の同期をとるのに使われる。モノクロメ
ータ８から取出された単色ビームを断続的に遮断
して励起ビーム９を作ることは、周囲の光や検出
器の暗電流の原因となる光、その他の迷光などに
よるバツクグラウンドノイズを除去もしくは最少
限にするため、即ち、検出器がバツクグラウンド
のみか、または、信号とバツクグラウンドとの和
であつて、バツクグラウンドを評価し、しかも、
差を差引くことによつて補正することのできる和
に対して交互に信号を送れるためにも必要であ
る。回転セクター１０としては、30個の穴を有
し、500Hzの断続周期で回転するものである。 検出系２は、第１図においては、検査すべき人
体の器官、例レば耳朶１３′にあてがつたものと
して示してある。この場合、複合単色ビーム９が
検出系２に達するに先立つて耳朶１３′を通過し、
その際に耳朶１３′における検査組織により部分
的に吸収されたり、拡散されて減衰するようにす
る。前述したように、必要なスペクトル帯域での
吸光体としてグルコースに匹献しうる人体組織に
おける物質としては、水分、細胞における蛋白質
や細胞間液などがあるものの、このようないわば
バツクグラウンド物質の分布は一般におおむね一
定しており、従つて、グルコースのスペクトルに
重なつて現れるバツクグラウンド物質のスペクト
ルの「形状」も一定であつて、グルコースの濃度
にほぼ無関係な強度（等吸収点）を指示する帯ス
ペクトルを有している。よつて、前述したよう
に、等吸収点でのバツクグラウンドの吸収作用
（基準波長）を、入射光で走査した検査すべき器
官の組織層の有効厚さに関係づければ、前述した
特有のグルコースλ_G波長にて得た吸収特性データ
を正規化するのに用いる基準吸収フアクターを求
めることができ、それにより、グルコースの濃度
情報が最終的に得られることになる。 この点に関しては、前述の分析装置は、グルコ
ースばかりでなくて、グルコース，漿液，水分の
三者を含む三成分混合体を分析するのに使うこと
もできる。漿液には、血液や体液に溶解している
ほとんど全ての物質が含まれているので、前述し
たように、漿液の吸光スペクトルに見られる特徴
点は、グルコースの吸光スペクトルに見られるそ
れとは異なつている。これは、グルコースの赤外
線スペクトルを示す第５図と、漿液および水分の
赤外線スペクトルを示す第６図を比較してみても
わかる通りであり、また下記表１にも示される通
り異なつている。それ故、グルコースの濃度は、
少なくとも３つの異なつた波長を用いることによ
り吸光度特性測定を行えばおおよそ算出すること
ができる。

【表】

【表】 検出系２は、内壁面に高反射性塗装が施されて
いるとともに、入射口１３ａを備えた集光積分球
体１３よりなる。この球体１３は、完全な円球体
であつてよく、または図示のように半円球体であ
つてもよい（一般にウルブリヒト球と称せられ
る。）。この球体１３の作用について説明すれば、
入射口１３ａが検査している耳朶１３′にあてが
われた状態にして使うとともに、この耳朶１３′
を透過ないし後方散乱した光が入射口１３ａを介
して球体１３に入るとともに、内壁面の高反射性
塗装層でほとんど損失なく反射集光される。この
高反射性塗装材としては、１〜2.7μmの範囲で高
反射性を発揮するものが良く、一例として、硫酸
バリウムを含むイーストマン（Eastman）6080
白色反射塗装材もしくは金箔があり、特に後者
は、前記波長範囲の中でも長い波長に対して良好
な反射性を示す。幾何学的な配置（例えば第２図
に示した使い方からして）の都合でどうしても必
要であるとの理由でもない限り、積分球体として
は半円球体よりも完全な円球体の方が望ましい。
装置を耳のあたりに配置することからこれが必要
なら、積分球体を半割にし、分割面に高反射鏡
（金箔被覆）で塞ぐようにすれば良い。このよう
な半球体では、完全な円球体に比べて性能がいく
らか劣るものの、分割面に設けた鏡があたかも完
全な円球体かのようにみせかけているから、それ
でも充分使用しうるものである。換言すれば、完
全な円球体であれば集光能は良いものの、嵩が大
きすぎる欠点がある。従つて、大きさが小さく、
しかも、実用上充分な性能が得られるということ
から、図示の実施例では積分球体として半球体よ
りなるものを利用している。尚、図示の実施例に
おける積分球体としての半球体の曲面部の両側が
いくらか平坦になつているものとして描いてある
が、これはあくまでも作画の都合でそのように描
いたにすぎず、物理学的な意味をもつものではな
い。この半球体に入り、かつ、その中で幾回も反
射をくり返して集められた光は出射口１３ｂから
外部へ出るとともに、集光レンズ１４により集光
されて受光素子１５に入射する。受光素子１５と
しては、使われている波長範囲の光に応答しうる
のであれば公知のものでもよく、一例として挙げ
れば下記の特性を有する低温作動型砒化インジウ
ムホトダイオード（米国ペンシルヴアニア州のユ
ードソン・インフラレツド・インコーポレーテツ
ド（JUDSONINFRARED INC）製）がある。 型式 J12−Ｄ ピーク波長 2.8μm 作動温度 77゜K 時定数 0.5〜2μsec 寸法 ２mm（直径） 応答性 1A／KW Ｄ値 4.10¹¹cmHz^1/2W^-1 包装 金属ジユワー 液体N₂ホールド時間 ６〜８時間 視界 60゜ 本発明では、積分球体とは異なつた集光手段を
用いることもできる。積分球体に代わるものとし
ては、内部の長円曲面または放物面が鏡面仕上げ
になつているものがあり、この場合、内部での光
の反射回数が積分球体におけるのと比べて少なく
することができるので、むしろ積分球体より集光
能が良好である。。このようなものとして、米国
ニユーヨーク州のハリツク・サイエンテイフイツ
ク・コーポレイシヨン（HARRICK
SCIENTIFIC CORP.のカタログHSC−83（IR−
Vis−UVアクセサリー）に掲載のものや、フオ
トニツクス・スペクトラ（Photonics Spectra）
1984年９月号第55ページに掲載のウオーレス
（N.W.Wallace）による「ジ・オプテイカル・レ
イアウト・オブ・オフアクシス・パラボルズ
（The Optical Layout of off−axisparaboles）」
に開示されたものなどがある。 本発明による装置の作用は前述の説明からも明
らかではあるが、改めて説明すれば、先ず、着座
させた患者の耳朶の内側に検出系２を、例えば接
着テープ或いはストラツプを使うなりにして取付
ける。その際、検出系２の入射口１３ａが耳朶に
おける検査部位の組織に向くようにする。その
後、適当な机、椅子の脇卓などのスタンドに載置
した光源系１からの単色光を、検出系２の入射口
１３ａに向かつて耳朶の反射側、即ち、外側から
照射する。単色光、即ち、励起ビーム９は耳朶を
透過した後積分球体１３に入り、出射口１３ｂを
経て受光素子１５に入射する。かくて、受光素子
１５は、入射光の強度に応じた出力信号を出す。
ところで、光ビーム９は前述のように回転デイス
ク１０によりパルス状に継続されると同時に、光
ビーム９を構成する各パルス成分は単一波長、す
なわち前段のモノクロメータにより交互に取出さ
れた２つかまたはそれ以上の異なつた波長であ
る。換言すれば、光ビーム９を構成する各パルス
成分は、波長1575nm，1765nm，2100nm，また
は2700nmを中心とする少なくとも１つの測定信
号と、λ_G波長の両側における狭い波長範囲かまた
は広い基準範囲の少なくとも１つの基準信号で構
成されている。従つて、受光素子１５から得られ
る出力信号は、光学装置のバツクグラウンド、分
析対象の物質のスペクトル的なバツクグラウン
ド、およびグルコースの吸収値に関する情報が、
チヨツパー１１（出力線１２ｂ）とコンピユータ
回路（入力線１２ａ）とで制御されたプログラム
に応じて繰返された複合信号となつている。 第２図に示した実施例では、検出系が患者の体
表面にあてがわれるようになつている。即ち、皮
下組織からの反射光または後方散乱光を直接測定
するのに適するように工夫してある。この第２図
の実施例では検出系しか図示していないが、測定
および基準信号の発生機構は第１図に示したもの
と同一である。即ち、第２図の実施例で用いる光
源系は、第１図に示した光源系１と同一である。 第２図において、２０は患者の体表面における
皮膚であつて、上層２０ａ，中層２０ｂ，そし
て、その下に組織層２０ｃがあるものとして示し
てある。検出系はその体表面にあてがうようにな
つているのではあるが、第１図におけるように透
過光を受光するのではなくて、反射光ないし後方
散乱光を受光するようにしてあるので、ビーム９
は組織層２０ｃへと浸透するに先立つて、水平方
向に連続もしくは段階的に移動自在であるもの
の、即ち、反射ビーム２２が水平スリツト２３に
常時入射するように保持された反射鏡２１により
偏向させられている。反射鏡２１が実線で示した
位置にあれば、体表面に対する入射角はαで示し
た角度ではあるが、点線位置２１ｇへ移動させた
場合、点線位置２１ｇにある反射鏡からの反射ビ
ーム２２ｇの入射角は、入射角αよりは小さいβ
となる。この反射鏡２１を移動、傾斜を同時に行
わせる機械的駆動手段は公知なので図示も説明も
しない。２４は、入射口２４ａと出射口２４ｂと
を備えた積分球体であり、２５は集光レンズ、２
６は受光素子であつて、第１図において１３，１
４，１５を以て夫々示したものと同一である。 第２図に示した第２実施例による装置の作用も
前述の説明から明らかではあるが、特に皮膚組織
におけるグルコースの変調深度での経皮分析がで
きる。即ち、分析検査を行つている最中に、反射
鏡２１を前後方向に移動させて、反射ビーム２２
の浸透角度（α，β）を好みに応じて変えること
ができる。従つて、反射ビーム２７も、点線２７
ｇで示すように変えることができ、よつて、皮膚
組織の照射部位も変えられ、後方散乱した光エネ
ルギーを入射口２４ａを介して積分球体で集光す
ることができる。尚、第２図においては、反射鏡
２１が実線位置にあれば、反射ビーム２２は角度
αで皮膚に達し、それによる後方散乱光エネルギ
ーは実線２８で示すように入射口２４ａに入る
が、点線位置２１ｇにあれば、反射ビームは点線
２２ｇに示す如く角度βにて皮膚に達し、それに
よる後方散乱光エネルギーは点線２８ｇに沿つて
入射口２４ａに入る。このような方法であれば、
異なつた皮下深度における異なつた部位の交番照
射が可能であり、それにより照射部位ごと異なつ
たグルコース濃度を検査する、もしくは或る時間
にわたつてモニターすることができる。これはバ
ツクグラウンドスペクトルの大概の形状、即ち、
表皮の最外層を構成する表皮角質層においてよく
見られるようにグルコースが全く含まれていない
か、含まれていたとしても有意量ほどでもない、
或いは変化性が極めて小さい媒体における吸収作
用を把握する上で役立つものである。従つて、皮
膚の直下の上層部２０ａにおける吸収スペクトル
を求めれば、それよりもつと深い所における吸収
スペクトルと連続ないし周期的に比較するのに使
える基準データが得られ、それにより組織層２０
ｃにおけるグルコース濃度に関する有用なデータ
が得られる。この時のグルコース濃度は、血液に
おけるグルコース濃度と比例関係を有する値とな
る。また、第２実施例による装置では、皮膚の表
面における反射ビームの入射点から反射して来る
光をさえぎることができる利点もある。入射点か
らの反射光は、グルコース濃度情報をになつてい
るものでもなく、従来例におけるのと同様にバツ
クグラウンドノイズを構成するだけのことである
から、寄生的なものである。更に、第２実施例に
よる装置では、検査している部分における皮膚を
汚すような異物による擾乱を除去もしくは最少限
にしうる利点もある。 受光素子１５または２６からの出力信号は、第
３図に示した回路により処理される。第３図の処
理回路は、第１図と第２図とに示した夫々の実施
例に使えるものである。図示のように受光素子１
５，２６は、前置増幅器３０（例えば、増幅度が
10⁷V／Ａのユードソン・インフラレツド
（JUDSON INFRARED）700型前置増幅器）を
介して、ゲイン調節自在増幅器３１（例えば、１
〜200の範囲でゲインが調節できるもの）に接続
されており、また、増幅器３１は、ノイズをホー
ルド平滑化する積分器３２とアナログ・デジタル
変換器３３（例えば、16ビツト有するもの）とを
介してマイクロセツサー３５に接続されている。
積分器３２にはタイミング回路３４も接続されて
いるので、回転セクター１１に応じたチヨツパー
（第１図のみに示す）からの刻時出力信号と同期
がとられているタイミンダ回路３４により、この
積分器３２が制御されている。 変換器３３からのデジタル出力信号は、前記刻
時出力信号に応じて順次出力され、バツクグラウ
ンドノイズに関する情報と、グルコース測定信号
と、基準信号とが出力される。この三者からなる
変換器３３の出力は、例えばアツプル
（APPLE）型マイクロコンピユータよりなる
マイクロプロセツサー３５に供給される。マイク
ロプロセツサー３５は、前記刻時出力信号により
タイミングが制御されているので、前述の計算方
法のいづれかを用いたプログラムに従つて演算を
行い、その結果を、モニター３６，プリンター３
７，フロツピーデイスクレコーダ３８のいづれか
１つ、または同時に、グルコース濃度測定データ
として表示、もしくは記録する。このマイクロプ
ロセツサー３５からは、モノクロメータ８の入力
線１２ａを介して、波長を走査して取り出すのに
必要なタイミングをとつたり、制御する制御信号
が出力される。 以後、第１図に示した透過光測定方式を採用し
て行つた実験例を説明するが、これは第２図に示
した反射ないし後方散乱光測定方式についても該
当するものである。 実験例 人体の組織における環境と極めて類似した環境
にて、基準バツクグラウンドとして水を使つて測
定実験を行つた。吸収減少についての一般的な物
理条件も参考のために記しておく。 光吸収作用と吸収媒体との基本的な関係はベー
ル・ランベルトの法則により下記の如くである。 Ｄ＝log₁₀（Io／Ｉ）＝ε・Ｃ・Ｌ Ｄ＝光学密度、吸光度 Io＝波長λにおける入射光の強さ Ｉ＝吸光セルを通過した後の透過光の強さ Ｃ＝吸光媒体のの濃度（モル） Ｌ＝吸収光路の長さ ε（λ）＝吸光係数 励起光が単色光であり、吸収媒体の濃度が低
く、更に、異なつた濃度ごとに分子の同化作用、
解離作用、構造変化などの著しい分子間相互作用
がない場合、ベール・ランベルトの法則は充分成
立する。ところが、測定現象に有意な散乱が伴う
場合、前述の関係式は最早あてはまらなくなるの
で、その関係式が使えるためには補正係数を導入
する必要がある。この点については、1969年にス
プリンゲル社（SPRINGER Verlag）より発行
されたグスタフ・コルチユム（GUSTAV
KORTUM）による「レフレキシオンススペクト
ロスコピ（Reflexionsspektroscopie）」を参照さ
れたし。 ｍ個の成分の混合物の場合、ベール・ランベル
トの法則を、各測定波長における各成分の吸光度
を含ませるように普遍化させることができる。即
ち、 Ｄ＝log₁₀（Io／Ｉ）＝Ｌ・_n 〓ⁱ⁼¹ εi・C_i ε_i（λ）＝波長依存性のある成分ｉの比吸光度C_i
＝成分ｉのモル分率として定まる濃度であつて _n 〓ⁱ⁼¹ Ｃ＝１ 後述の実験例では、第１図と第３図とを参照し
て説明した装置を使い、耳朶の代わりにグルコー
スの水溶液（基準として純水を使用）を使つた。
緒元について説明すれば、グルコースのサンプル
濃度をC2、水の濃度をC1（C1×C2＝１）、純水と
溶液における吸光路の長さをＬ、水の吸光係数を
ε₁、グルコースの吸光係数をε₂とすれば、グルコ
ースを含む水溶液と純水の夫々の吸光度は下記の
通りである。 グルコース水溶液の場合 D1＝Ｌ（ε₁C1＋ε₂C2） 但しC1＋C2＝１ 純水の場合 D2＝Lε₁ 両者の吸光度の差△Ｄは下記式の通りである。 △＝log（I水）−log（Iグルコ哀考榔奸

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 測定すべき検査部位へ光を照射する光源と、
   該光源の照射光から、測定スペクトル帯域にある
   1575±15nm，1765±15nm、2100±15nm、2270
   ±15nmから選択したいづれか１つの近赤外線及
   び1000〜2700nmの基準スペクトル帯域にある近
   赤外線を分光する手段と、前記検査部位を透過も
   しくは後方散乱した光エネルギーを集める集光手
   段と、該集光手段で集めた前記測定スペクトル帯
   域と基準スペクトル帯域の近赤外線を電気信号に
   変換する検出手段と、該検出手段の電気信号から
   グルコース濃度を算出する演算手段を備えてなる
   ことを特徴とするグルコースの測光検出装置。 ２ 特許請求の範囲第１項に記載の装置にして、
   前記集光手段を、半球体状の反射面を有する半球
   体で構成してなることを特徴とするグルコースの
   測光検出装置。 ３ 測定すべき検査部位へ光を照射する光源と、
   該光源の照射光から、測定スペクトル帯域にある
   1575±15nm，1765±15nm、2100±15nm、2270
   ±15nmから選択したいづれか１つの近赤外線及
   び1000〜2700nmの基準スペクトルに帯域にある
   近赤外線を分光する手段と、前記検査部位へ入る
   照射光の入射角を連続的にもしくは段階的に変化
   させる手段と、前記検査部位を透過もしくは後方
   散乱した光エネルギーを集める集光手段と、該集
   光手段で集めた前記測定スペクトル帯域と基準ス
   ペクトル帯域の近赤外線を電気信号に変換する検
   出手段と、該検出手段の電気信号からグルコース
   濃度を算出する演算手段を備えてなることを特徴
   とするグルコースの測光検出装置。 ４ 特許請求の範囲第３項に記載の装置にして、
   前記変化手段を、傾きが調節自在であると同時
   に、照射光の光路に沿つて移動自在な反射鏡で構
   成してなることを特徴とするグルコースの測光検
   出装置。