JP4393705B2 - 組織温度のコントロールを伴う非侵襲的光学センサー - Google Patents

Description

【０００１】
（背景技術）
１．発明の分野
本発明は、ヒト身体中の１つ以上の検体の濃度を測定するためのデバイス及び方法に関する。より具体的には、本発明は、正確な温度コントロール条件下でインビボの検体濃度を非侵襲的に測定するためのデバイス及び方法に関する。
【０００２】
２．従来技術
代謝物を非侵襲的に光学モニタリングすることは臨床診断のための重要な手段である。ヒトにおいて例えば血液サンプルまたは生検標本を採取するような侵襲的処置を行うことなく検体または病状を調べ得ることは幾つかの利点を有する。これらの利点には、試験を容易に実施できること、痛みや不快感が少ないこと、可能性あるバイオハザードに接することが少ないことが含まれる。その結果、試験頻度が多くなり、モニタリングや管理が正確になり、患者のケアが改善される。非侵襲的測定の代表例には、酸素飽和度に対するパルス酸素測定法（米国特許第３，６３８，６４０号明細書、同第４，２２３，６８０号明細書、同第５，００７，４２３号明細書、同第５，２７７，１８１号明細書及び同第５，２９７，５４８号明細書）、循環疾患の診断に対するレーザードップラー流量計（Ｔｏｋｅら，“合併症を伴うもしくは伴わない長期間糖尿病患者における皮膚微小血管血流コントロール(Skin microvascular blood flow control in long duration diabetics with and without complication)”，Ｄｉａｂｅｔｅｓ Ｒｅｓｅａｒｃｈｅ，Ｖｏｌ．５，ｐ．１８９−１９２（１９８７））、組織酸素添加の測定（国際特許出願公開第９２／２０２７３号）、ヘモグロビンの測定（米国特許第５，７２０，２８４号明細書）、及びヘマトクリットの測定（米国特許第５，５５３，６１５号明細書、同第５，３７２，１３６号明細書、同第５，４９９，６２７号明細書及び国際特許出願公開第９３／１３７０６号）が含まれる。
【０００３】
従来技術において、近赤外スペクトル領域での測定が一般的に提案されたり、または使用されている。６００〜１１００ｎｍの範囲のスペクトルは、可視ヘモグロビン及びメラミン吸収バンドと赤外の強い水吸収バンドとの間の波長帯である。光は、スペクトル測定または治療に使用し得るに十分な深さまで皮膚に侵入し得る。
【０００４】
酸素測定法は、危篤患者、特に麻酔使用後の患者をケアするために非常に重要である。組織の酸素付加測定も、分娩中及びその後の新生児の脳の酸素含量を測定するための、またはスポーツ医学や組織治癒モニタリングのための重要な診断手段である。ヘモグロビン及びヘマトクリットを非侵襲的に測定することにより、献血センターで使用するための簡単でバイオハザードのない無痛方法が提供され、これにより侵襲的方法に代わる方法が提供されることにより献血者の数は増加するが、その方法は不正確であり、多数の適格な献血者を排除することになり得る。ヘモグロビン値及びヘマトクリット値は、小児科での採血に伴う痛みなしに幼児及び母親の貧血を診断するのに有用である。ヘモグロビン値の非侵襲的測定は、腫瘍の局在化及び血腫や内出血の診断のための方法として当業界で研究されてきた。ヘマトクリット値を非侵襲的に測定すると、透析前及び透析中に腎不全の患者についての重大な診断情報が得られ得る。米国では１年あたり５０，０００，０００例以上の透析が実施されており、世界中では１年あたり８０，０００，０００例に近い透析が実施されている。
【０００５】
非侵襲的診断に関して最も重要な利点は糖尿病を非侵襲的に診断できることである。真性糖尿病は、インシュリンの完全または相対的な欠乏、高血糖及び糖尿を特徴とする炭水化物、脂肪及びタンパク質の慢性的な代謝異常である。糖尿病には少なくとも２つの型があることが同定されている。「Ｉ型」は糖尿病患者の約１０％を占め、膵臓中のインシュリン分泌β細胞の欠乏に起因する重いインシュリン欠乏を特徴とする。残りの糖尿病患者は「ＩＩ型」を患っており、この特徴は末梢組織のインシュリン応答不全である（Ｒｏｂｂｉｎｓ，Ｓ．Ｌ．ら，Ｐａｔｈｏｌｏｇｉｃ Ｂａｓｉｓ ｏｆ Ｄｉｓｅａｓｅ，第３版，フィラデルフィアに所在のＷ．Ｂ．Ｓａｕｎｄｅｒｓ Ｃｏｍｐａｎｙ（１９８４）発行，ｐ．９７２）。糖尿病はコントロールしないと、網膜症、アテローム性動脈硬化症、微小血管障害、腎障害及び神経障害を含めた様々な好ましくない臨床症状が発現する可能性がある。更に進行すると、糖尿病は失明、昏睡を引き起こし、最後には死に至る。
【０００６】
Ｉ型糖尿病に対する基本的な治療は、インシュリンを定期的に注射することである。インシュリンを適切に投与すれば、Ｉ型糖尿病患者にとって好ましくない臨床結果の幾つかを予防したり、場合により緩解することができる。間欠的に注射するか、または重篤な症例では埋め込んだインシュリンポンプまたは人工膵臓を介して、血液グルコースレベルを頻繁に調節することが可能である。インシュリンの投与量及び投与頻度は、血液中のグルコースレベル（血中グルコースレベル）を頻繁に、好ましくは連続的に調べることにより決定される。
【０００７】
糖尿病患者の場合、低血糖及び高血糖に起因する合併症を改善したり緩解するために血中グルコースを６０〜１２０ｍｇ／ｄｌの「正常範囲」内に厳しくコントロールすることが必要である。このレベルにコントロールするために、米国糖尿病協会は糖尿病患者が血中グルコースを１日５回試験することを推奨している。従って、糖尿病の影響を解消するために、グルコースを正確に且つ高頻度で、好ましくは連続的にモニタリングすることが必要である。
【０００８】
従来、病院または医院で血中グルコースを測定する場合、通常患者から５〜１０ｍｌの血液を分析用に採取している。この方法は時間がかかり、痛みを伴い、グルコースを連続的にモニタリングするためには使用できない。更に、病院や医院では血液で汚染された試験器具の廃棄という問題がある。
【０００９】
移植可能なバイオセンサーがグルコース測定のために提案されてきた（Ｇ．Ｓ．Ｗｉｌｓｏｎ，Ｙ．Ｚｈａｎｇ，Ｇ．Ｒｅａｃｈ，Ｄ．Ｍｏａｔｔｉ−Ｓｉｒａｔ，Ｖ．Ｐｏｉｔｏｕｔ，Ｄ．Ｒ．Ｔｈｅｖｅｎｏｔ，Ｆ．Ｌｅｍｏｎｎｉｅｒ及びＪ．Ｃ．Ｋｌｅｉｎ，Ｃｌｉｎ．Ｃｈｅｍ．，３８，１６１３（１９９２））。バイオセンサーは、電気化学変換器の表面に固定化した酵素を有する電気化学デバイスである。
【００１０】
携帯式の「最低侵襲の(minimally-invasive)」試験システムが現在市販されている。これらのシステムでは、患者は１滴の血液を採取するために刺し、その血液をコート試薬または電気化学試験素子を含む廃棄可能な試験ストリップに移さなければならない。
【００１１】
ストリップを読み取る携帯器具は比較的安価（１００〜２００ドル）であるが、糖尿病患者にとって廃棄可能なストリップのコストは累積するとかなりなものである。最低侵襲方法では、コンプライアンスも別の重大な問題である。指を刺すことは、痛いだけでなく、指に感染、傷及び神経障害を引き起こす可能性がある。前記システムでは、バイオハザードの可能性がある試験ストリップ及びランセットの廃棄も別の問題である。
【００１２】
「非侵襲的」（本明細書では、「ＮＩ」とも呼ばれる）グルコース検査法は、血液サンプルを採取せずにインビボのグルコース濃度を測定する。本明細書中、「非侵襲的」方法は、組織からサンプルを採取することなく、また組織に器具を挿入することなく使用することができる方法である。この概念は、身体の脈管領域に電磁波を照射し、４つの主なプロセス、すなわち反射、吸収、散乱及び放射の１つにより生ずるスペクトル情報を測定することを含む。前記各プロセスが生ずる程度は、入射光の波長及び偏光状態並びに身体部分中のグルコース濃度を含めた複数の要因に依存する。グルコース濃度は、前記スペクトル情報から、測定したスペクトルを較正曲線と比較するかまたは被検組織の物理的モデルを参照することにより測定される。非侵襲的グルコース測定方法の各種カテゴリーを以下記載する。
【００１３】
赤外線の吸収を利用するＮＩ方法は、近赤外（ＮＩＲ）、中赤外（ＭＩＲ）及び遠赤外（ＦＩＲ）の３つの別個の波長レジメに分割され得る。本明細書中、ＮＩＲは約６００〜約１２００ｎｍの範囲の波長、ＭＩＲは約１２００〜約３０００ｎｍの範囲の波長、ＦＩＲは約３０００〜約２５０００ｎｍの範囲の波長を含む。本明細書中、「赤外（ＩＲ）」は約６００〜約２５０００ｎｍの範囲の波長を意味する。
【００１４】
米国特許第５，０８６，２２９号明細書、同第５，３２４，９７９号明細書及び同第５，２３７，１７８号明細書は、ＮＩＲ線を含む血液グルコースレベルの非侵襲的測定方法を記載している。通常、１つ以上の光源を用いて血液を含む身体部分（例えば、指）を照射し、身体部分を透過した光を１つ以上の検出器を用いて検出する。グルコースレベルは、グルコースの参照スペクトル及びバックグラウンド干渉と比較することにより導き出される。６００〜１１００ｎｍのスペクトル領域は、グルコース上音吸収バンドよりも数倍強いヘモグロビン及び水吸収バンドの一部を含む。従って、ヘモグロビン吸収、水吸収、組織散乱及び血液散乱の測定における誤差が前記スペクトル範囲で測定したグルコース信号に大きな影響を及ぼす。ヘモグロビンの測定及びヘモグロビン関連信号に影響を及ぼす因子の研究は、ＮＩＲ領域で作成したスペクトルデータを使用してグルコースを測定するために重要である。よって、ヘモグロビン及びヘマトクリット測定は、診断において有用であることに加えて、非侵襲的グルコース測定の変動性を推定するために重要である。ＮＩＲスペクトル領域は血液酸素飽和度、ヘモグロビン、ヘマトクリット及び組織脂肪含量を測定するために使用されてきた。前記領域は光力学的治療において化合物を励起、検出するためにも使用される。
【００１５】
ＮＩグルコース測定のためにＭＩＲ線を使用することは米国特許第５，３６２，９６６号明細書、同第５，２３７，１７８号明細書、同第５，５３３，５０９号明細書及び同第４，６５５，２２５号明細書に記載されている。操作の原理はＮＩＲ線について記載したのと同じであるが、ＭＩＲ線の侵入深さはＮＩＲ線よりも浅い。その結果、この領域での測定の多くは後方散乱ジオメトリーを用いて実施されてきた。本明細書中、「後方散乱ジオメトリー」は、散乱した放射線が入射線の進入地点と同一の側のサンプル上に集まる構成を指す。「透過ジオメトリー」は、光がサンプルを透過して、入射線の進入地点と反対側のサンプル上に集まる構成を指す。このスペクトル領域はヘモグロビン及びヘマトクリットの測定のためには余り使用されていない。しかしながら、１３００〜１３９０ｎｍ波長は、ヘマトクリット測定のために参照及び水吸収波長として使用されてきた。
【００１６】
ＦＩＲ測定は、米国特許第５，３１３，９４１号明細書、同第５，１１５，１３３号明細書、同第５，４８１，１１３号明細書、同第５，４５２，７１６号明細書、同第５，５１５，８４７号明細書及び同第５，３４８，００３号明細書、及び独国特許第４２４２０８３号明細書に記載されている
光エネルギーのパルスが被験者の組織により吸収されると光音響効果が生じ、前記光エネルギーは熱エネルギーに迅速に変換される。その後の熱膨張により音響圧力波が生じ、これは音響変換器により測定される。光の吸収に加えて、測定される光音響信号は媒体中の音速、熱膨張率及び媒体の比熱に依存する。
【００１７】
光音響効果を用いるグルコース測定は、Ｑｕａｎら（Ｋ．Ｍ．Ｑｕａｎ，Ｇ．Ｂ．Ｃｈｒｉｓｔｉｓｏｎ，Ｈ．Ａ．ＭａｃＫｅｎｚｉｅ，Ｐ．Ｈｏｄｇｓｏｎ，Ｐｈｙｓ．Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ．，３８，ｐ．１９１１−１９２２（１９９３））及び米国特許第５，３４８，００２号明細書に記載されている。
【００１８】
光の偏向の変化を用いるグルコース濃度の測定方法は、国際特許出願公開第９２／１０１３１号、同第９３／０７８０１号、同第９４／０２８３７号、同第９４／０５９８４号及び同第９４／１３１９９号、並びに米国特許第４，８８２，４９２号明細書、同第５，０８６，２２９号明細書、同第５，２０９，２３１号明細書、同第５，２１８，２０７号明細書、同第５，３２１，２６５号明細書、同第５，３３７，７４５号明細書、同第５，３６１，７５８号明細書及び同第５，３８３，４５２号明細書に記載されている。
【００１９】
電子雲を有する孤立分子に対して電磁波を照射すると、電子は適用した波と同期してその平衡位置の周りで振動する。生じた電子オシレータは即時に振動電子に対して垂直な面のあらゆる方向に放射（散乱）する。散乱した光子の多くは弾性的に散乱する。すなわち、入射光と同じ周波数を有する。散乱した光の一部（１０００個の入射光子のうちの１個未満）が非弾性的に（ラマン）散乱する。本明細書中、特記しない限り、「散乱」は弾性散乱を指す。
【００２０】
組織の複数の散乱効果のために、透過または反射にかかわらず、光学測定は組織の散乱情報及び吸収情報を含む。組織散乱情報には、細胞の大きさ及び形、層の深さ、並びに細胞内液及び細胞外液の屈折率が含まれる。吸収情報には、ヘモグロビン、メラニン及びビリルビンのような可視成分による吸収、並びに水、グルコース、脂質及び他の代謝物の上音吸収が含まれる。
【００２１】
空間分解光散乱（ＳＲＬＳ）法は上記した弾性散乱の亜群である。図１に示すように、光は身体部分のような組織サンプルの表面に入射地点で入射する。拡散反射した光Ｒをサンプル表面（例えば、皮膚）上に位置する入射地点から異なる検出器距離ｒにある２箇所以上の検出地点で測定する。検出器距離（ｒ）を関数として拡散反射率Ｒの強度の依存性を使用して、組織サンプルの散乱係数及び吸収係数を導き出す。これらの係数は検体の濃度に関連する。ＳＲＬＳ方法は米国特許第５，５５１，４２２号明細書、同第５，６７６，１４３号明細書、同第５，４９２，１１８号明細書及び同第５，０５７，６９５号明細書、欧州特許出願０８１０４２９号明細書、並びに多数の文献［Ｂ．Ｃｈａｎｃｅ，Ｈ．Ｌｉｕ，Ｔ．Ｋｉｔａｉ，Ｙ．Ｚｈａｎｇ，Ａｎａｌｙｔｉｃａｌ Ｂｉｏｃｈｅｍｉｓｔｒｙ，２２７，ｐ．３５１−３６２（１９９５）；Ｈ．Ｌｉｕ，Ｂ．Ｂｅａｕｖｏｉｔ，Ｍ．Ｋｉｍｕｒａ，Ｂ．Ｃｈａｎｃｅ，Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ，１（２），ｐ．２００−２１１（Ａｐｒｉｌ １９９６）；Ｊ．Ｑｕ，Ｂ．Ｗｉｌｓｏｎ，Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ，２（３），ｐ．３１９−３２５（Ｊｕｌｙ １９９７）；Ａ．Ｋｉｅｎｌｅ，Ｌ．Ｌｉｌｇｅ，Ｍ．Ｐａｔｔｅｒｓｏｎ，Ｒ．Ｈｉｂｓｔ，Ｒ．Ｓｔｅｉｎｅｒ，Ｂ．Ｗｉｌｓｏｎ，Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ，．３５（１３），ｐ．２３０４−２３１４（Ｍａｙ １９９６）］に記載されている。
【００２２】
周波数ドメイン反射率測定は、光源及び検出器を高周波数で変調した以外は空間分解光散乱（ｒを関数としてＲ）に使用したと同じ光学システムを使用する（米国特許第５，１８７，６７２号明細書及び同第５，１２２，９７４号明細書）。入射ビームと反射ビーム間の位相角及び変調の差を用いて、組織または濁った媒体の換算散乱係数及び吸収係数を算出する。米国特許第５，４９２，７６９号明細書は検体濃度の変化を測定するための周波数ドメイン方法及び装置を記載しており、米国特許第５，４９２，１１８号明細書は組織の散乱係数を測定するための方法及び装置を記載している。
【００２３】
米国特許第５，５５３，６１６号明細書は、血中グルコースレベルの測定のためのＮＩＲ励起を伴うラマン散乱及び人工ニューラルネットワークの使用を記載している。グルコースのラマンバンドはタンパク質のラマンバンドと区別されるが、この方法の感度によりインビボ測定への応用が制限されている。国際特許出願公開第９２／１０１３１号は、グルコースの存在を検出するための刺激ラマン分光法の応用を記載している。
【００２４】
上記したＮＩ法は無痛であり、試薬を用いず、患者が長期間使用する指刺法に比して安価であると予想される。ＮＩ法は、侵襲的及び最低侵襲的測定に関連するバイオハザードの恐れがある廃棄物の問題も解消される。しかしながら、ＮＩ方法は、インビボのグルコースの生理学的相対濃度を測定するために必要な正確さ及び精度レベルを達成し得ていなかった。
【００２５】
今までの非侵襲的方法のすべてでは、バックグラウンドノイズから弱いグルコース信号を区別するために十分高い信号／ノイズ比を有するスペクトル情報を集めなければならなかった。理想的な例では、非侵襲的センサーは、妨害検体または生理学的パラメーターに無感受性でありながら、当該パラメーター（例えば、グルコース濃度）に対して高い感受性を有する。実際、従来技術に記載されている非侵襲的測定方法のすべては１つ以上の妨害「生理学的」または「スペクトル」変数に対して感受性である。
【００２６】
本明細書中、用語「生理学的変数」は、非侵襲的測定の感度または選択性に悪影響を及ぼし得る生理学的パラメーター、例えば温度を指す。本明細書中、用語「スペクトル変数」は、低分解検体バンドまたはサンプル中の他の妨害成分から生ずるスペクトル特徴を指す。生物学的サンプル中のグルコースのＮＩ測定に対するスペクトル干渉の幾つかの重要な原因物は水、ヘモグロビン、アルブミン、コレステロール、尿素等である。低濃度で存在するかまたは吸収または散乱断面積の小さい他の組織成分も、分離するのが困難な全体のバックグラウンド信号に関与し得る。
【００２７】
生理学的及びスペクトル変数により、望ましくないノイズがもたらされ、或いは当該測定信号（例えば、グルコース濃度に関連する信号）が低下もしくは完全に消される。これらの干渉が下記する特性：
（ａ）測定信号に非線形に関与し得る；
（ｂ）サンプル内の空間位置により変わり得る；
（ｃ）時間毎に変化し得る；または
（ｄ）サンプル毎に異なり得る；
の１つ以上を示し得るので、前記干渉を除去することは困難である。
【００２８】
本出願と同一の譲渡人が１９９７年１２月２日に出願した係属中の米国特許出願第０８／９８２，９３９号明細書は、スペクトル及び生理学的変数の影響を補償するために上記した中から選択される少なくとも２つのＮＩ法を組み合わせた多重センサーを記載している。組織温度をコントロールしている従来の測定方法を以下に説明する。
【００２９】
米国特許第３，６２８，５２５号明細書、同第４，２５９，９６３号明細書、同第４，４３２，３６５号明細書、同第４，８９０，６１９号明細書、同第４，９２６，８６７号明細書及び同第５，１３１，３９１号明細書、並びに欧州特許出願第０４７２２１６号明細書は、身体部分に対して置く加熱素子を備えた酸素測定プローブを記載している。これらのデバイスでは、ヘモグロビン濃度を上昇させるために局所組織潅流速度を高めることにより酸素濃度計の感度を向上させている。米国特許第５，１４８，０８２号明細書は、センサー内に載置した半導体デバイスにより発生させた熱により組織を温めることにより光プレチスモグラフィー測定中の患者組織の血流を増加させる方法を記載している。前記した加熱素子は、熱源及び光源として機能する余り効率的でないフォトダイオードを含む。
【００３０】
米国特許第５，５５１，４２２号明細書は、「温度自動コントロール式加熱システムを用いて特定温度、好ましくは正常な体温よりもやや高い温度（３７℃以上）とする」グルコースセンサーを記載している。酸素濃度センサーとは異なり、組織潅流をコントロールせずに単に増加させることはグルコース測定と矛盾する。なぜならば、ヘモグロビンがグルコース測定を妨害するからである。前記特許明細書には、皮膚表面と身体部分の内部間の温度勾配から生ずる散乱強度の大きな変動について記載していない。以下に詳細に説明するように、前記特許明細書に開示されている最小デバイスの平均サンプリング深さは１．７ｍｍである。この特許明細書で教示される光源と検出器の間の最長分離距離でサンプリングされる深さ及び横方向距離は数ｍｍである。図１に示し、本明細書に定義するように、平均サンプリング深さｄ_ａｖは所与のＮＩ測定でサンプリングされる組織表面に対して垂直な軸に沿った平均侵入深さである。図６〜８に示すヒト前腕の熱モデルから、周囲温度に応じて、１．７ｍｍの深さの組織温度は皮膚表面の温度よりもせいぜい０．５℃高いことが示唆される。Ｗｉｌｓｏｎら（Ｊ．Ｑｕ，Ｂ．Ｗｉｌｓｏｎ，Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ，２（３），ｐ．３１９−３２５（Ｊｕｌｙ １９９７））によれば、０．５℃の温度変化で予想される散乱変化は５ｍＭ（９０ｍｇ／ｄｌ）のグルコース濃度変化に等しい。よって、米国特許第５，５５１，４２２号明細書によりプローブされる温度勾配のために散乱変化は正常な生理学的グルコースレベルで予想される信号と同じ程度である。
【００３１】
各種の分光法が従来技術に記載されているが、侵襲方法に匹敵する正確さでグルコースを非侵襲的に測定するデバイスは未だ市販されていない。従来方法はいずれもグルコース濃度に応答しているが、生理学的及びスペクトル変数に対しても感受性である。その結果、非侵襲的グルコース検査に対する現在のアプローチは許容できる正確さ及び精度を達成できなかった。
【００３２】
従って、組織中の変数、例えば温度や潅流により影響されない改善されたＮＩ器具及び方法が依然として要望されている。従来の侵襲的血液グルコース試験と本質的に同じ正確さを与える改善されたＮＩ器具及び方法も要望されている。糖尿病患者または低血糖患者の血液グルコースレベルを測定するための低コスト、試薬を用いず、無痛で且つ環境にやさしい器具も要望されている。
【００３３】
（発明の要旨）
１つの態様で、本発明は、温度がコントロールされている身体部分においてサンプルの少なくとも１つのパラメーター、例えば検体の存在または濃度を非侵襲的に測定するためのデバイス及び方法に関する。以下に詳細に説明するように、本発明は、組織の温度コントロール領域内に限定される平均サンプリング深さｄ_ａｖからサンプルにより反射、散乱、吸収または放射される光を測定する。この平均サンプリング深さは好ましくは２ｍｍ未満、より好ましくは１ｍｍ未満である。光源と検出器間の分離距離及び照射波長を適切に選択することにより、サンプリング深さを組織中に限定することができる。
【００３４】
サンプリング深さを限定することは幾つかの効果を与える。第１に、全ての信号が実質的に一定の温度を有する組織領域から獲得される。本明細書中、「実質的に一定の組織温度」は、組織温度の変化が±０．２℃以下、好ましくは±０．１℃以下であることを意味する。第２に、サンプリングした組織領域は従来のデバイスでサンプリングした組織領域よりも均質である。その結果として、生理学的及びスペクトル干渉は、その原因物が当該信号から分離、定量化及び除去され得るようにコントロールされる。
【００３５】
本発明において、温度がコントロールされている身体部分の皮膚面積は光学サンプリング面積よりも広い。温度コントロール面積（温度コントロールされている身体界面の表面積）／光学サンプリング面積（光学プローブの表面積）の好ましい比率は２：１以上、好ましくは５：１以上である。
【００３６】
別の態様で、本発明は、温度ステッピングしながら身体部分の少なくとも１つのパラメーターを非侵襲的に測定するための方法及び装置に関する。明細書中、「温度ステッピング(temperature stepping)」は、組織サンプルの温度を少なくとも２つの異なる所定温度間で変化させることを含む。非侵襲的測定は、該測定に対する温度変動の影響を取り除くために２つ以上の異なる温度の各々で実施する。
【００３７】
別の態様で、本発明は、温度調節しながら身体部分の少なくとも１つのパラメーターを非侵襲的に測定するための方法及び装置に関する。明細書中、「温度調節(temperature modulation)」は、温度を少なくとも２つの異なる所定温度間で循環させる（温度を繰り返し変化させる）ことからなる。非侵襲的測定は、該測定に対する温度変動を取り除くために２つ以上の異なる温度の各々で実施する。
【００３８】
別の態様で、本発明は、
（ａ）組織サンプルの温度を身体の正常生理学的温度より低い温度に低下させるステップ、及び
（ｂ）前記組織サンプルの少なくとも１つの光学特性を測定するステップ
を含む組織サンプルの少なくとも１つのパラメーターを測定する改善方法を提供する。
【００３９】
別の態様で、本発明は、
（ａ）組織サンプルの温度を少なくとも２つの異なる温度間でステッピングさせるステップ、
（ｂ）組織サンプルの少なくとも１つの光学特性を温度を関数として測定するステップ、
（ｃ）少なくとも１つの光学特性の変化を温度変化を関数としてコンピューターを用いて計算するステップ、及び
（ｄ）組織サンプルの少なくとも１つのパラメーターを、温度に対する少なくとも１つの光学特性の関数依存性と相関させるステップ
を含む組織サンプルの少なくとも１つのパラメーターを測定する方法を提供する。
【００４０】
本発明は、複数の妨害検体または生理学的変数が測定に悪影響を及ぼし得る生理学的サンプルに対して特に有利である。非侵襲的測定は、患者の身体の一部、例えば手指、耳たぶ、唇、足指、皮膚ヒダまたは鼻橋で実施され得る。
【００４１】
本発明は、従来技術に比して幾つかの利点を与える。光源と検出器の狭い分離距離で、光サンプルは組織を浅い深さに侵入し、組織のより深い部分に侵入した場合よりも経験する温度勾配が小さい。更に、サンプリングした領域のより浅い侵入深さで温度がよりうまくコントロールされ得る。光源と検出器の分離距離を広範囲（例えば、０．５〜７ｃｍ）で変更させると、光源からの光及び検出される光は表皮、真皮、及び（より高い脂肪過多組織含量を有する）皮下組織及びその下の筋肉組織を含めたより深い組織領域を通って伝播する。これらの層は、細胞の大きさ、細胞密度、血液含量及び熱特性が異なるので測定値の変動をもたらす。
【００４２】
更に、皮膚表面（ｘ及びｙ）に対して平行な面に沿って異質な組織の場合、散乱測定の異常を招き得る組織成分に光子がぶつかる可能性は少ない。光源と検出器を遠くに離した場合よりも光源と検出器を近接させたプローブ設計を用いて、皮膚の小さな局所面積で測定を実施することも可能である。よって、血管及び毛髪繊維を検出することができ、それらの信号に対する影響を調べることができる。
【００４３】
光源と検出器の分離距離の広いプローブでは、大きな身体部分、例えば腕、大腿または腹部の筋肉を使用する必要がある。従って、前記プローブを使用することができる身体部位が限定され、使用者は着衣を実質的に脱いだりする必要があり、不都合である。よって、本発明のプローブ設計の別の利点は５ｍｍ以下のプローブを、特に耳たぶや手指のような小さな身体部分で使用することができることである。しかしながら、５ｍｍ以下のプローブを大きな身体部分、例えば前腕、大腿または腹部で使用することもできる。
【００４４】
光源と検出器の分離距離を狭くした別の利点は、検出器に達する光の量が多くなるので狭い分離距離で得られる信号／ノイズ比はより高くなることである。よって、発光ダイオード、小さなフラッシュランプや白熱ランプのような簡単で安価で頑丈な構成部品を光源として使用することができ、市販されている安価なフォトダイオードを検出器として使用することができる。光源と検出器の分離距離が広いプローブでは、レーザーダイオード及び光多重管が使用される。なぜならば、より弱い信号しか発生しないからである。
【００４５】
利便性及びコストの点で有利であることに加えて、他のエンジニアリング設計が本発明のプローブ設計に有利である。約１ｃｍ平方の標準Ｐｅｌｔｉｅｒ冷却素子を用いて一定温度とすることが好ましい。アスペクト比を５／１とするために、特に耳たぶや手指のような小さな身体部分での使用には２ｍｍ以下のプローブが望ましい。大きな熱電冷却・加熱素子を高い電力消費及び大きな熱放散を犠牲にして使用することができる。
【００４６】
検出器と光源を３ｍｍ以上離した従来の測定方法では、入射光の相及び偏向はランダムとなる。しかしながら、本発明では、好ましい分離距離は２ｍｍ未満であり、偏向及び干渉効果を測定することができる。偏向子及び偏向保存ファイバーを使用すると幾つかの内部サンプル特性が明らかとなり得る。更に、組織を介する偏光の透過に対する温度の影響を本発明の装置により調べることができる。
【００４７】
（図面の簡単な説明）
図１は、所与の空間分解光散乱測定のための平均サンプリング深さｄ_ａｖの概略図である。
【００４８】
図２は、本発明の温度コントロール式後方散乱システムの概略図である。
【００４９】
図３Ａは、図２の分岐光ファイバープローブを示す図である。
【００５０】
図３Ｂは、図３Ａの分岐光ファイバープローブの部分を示す一連の図である。
【００５１】
図４は、捕集ファイバー２〜７と励起ファイバー１間の公称分離距離ｒを示す図である。
【００５２】
図５は、本発明の温度コントロール式後方散乱システムのヒトインターフェースモジュールの概略図である。
【００５３】
図６は、ヒト前腕の熱モデルの概略図である。
【００５４】
図７Ａは、絶縁材料からなるディスクを適用した際の、ヒト前腕の熱モデルの侵入深さ及び水平距離結果を関数とする温度勾配を示す概略図である。
【００５５】
図７Ｂは、３４．４℃に維持されている熱伝導ディスクを適用した際の、ヒト前腕の熱モデルの侵入深さ及び水平距離結果を関数とする温度勾配を示す概略図である。
【００５６】
図７Ｃは、３０．４℃に維持されている熱伝導ディスクを適用した際の、ヒト前腕の熱モデルの侵入深さ及び水平距離結果を関数とする温度勾配を示す概略図である。
【００５７】
図８は、本発明の温度コントロール式後方散乱システムに隣接する組織の熱モデルにより予測される経時的温度勾配を示すグラフである。
【００５８】
図９は、ヒト志願者についてのモンテカルロシミュレーション及び反射率測定値を示すグラフである。
【００５９】
図１０は、糖尿病患者及び非糖尿病患者からの空間分解散乱データのスペクトル分布を示すグラフである。
【００６０】
図１１は、糖尿病患者及び非糖尿病患者からの空間分解散乱データ、温度に対する散乱係数の部分変化のスペクトル分布を示すグラフである。
【００６１】
図１２は、糖尿病患者及び非糖尿病患者からの空間分解散乱データ、温度に対する吸収係数の変化のスペクトル分布を示すグラフである。
【００６２】
（詳細説明）
本明細書中、用語「組織オプチックス」は、生物学的組織における光伝播の研究を指す。用語「光学特性」は、組織の吸収、散乱及び偏光解消特性を指す。用語「散乱媒体」は、光を散乱し、光を吸収する媒体を指す。用語「吸収係数μ_ａ」は、単位パス長あたりの光吸収の確率を指す。用語「散乱係数μ_ｓ」は、単位パス長あたりの光散乱の確率を指す。用語「等方性因子ｇ」は、多重散乱光子についての散乱角の平均コサインを指す。用語「換算散乱係数(reduced scattering coefficient)μ_ｓ’」は、単位パス長あたりの同等な等方性散乱の確率を指す。換算散乱係数は、関係式μ_ｓ’＝（１−ｇ）μ_ｓにより散乱係数μ_ｓ及び等方性因子ｇに関連する。用語「輸送光学平均フリーパス」は、吸収または散乱であり得る光子−媒体相互作用間の平均パス長を指し、平均フリーパス＝１／（μ_ａ＋μ_ｓ’）である。用語「有効散乱係数」は、輸送減弱係数
【００６３】
【数１】

を指す。用語「侵入深さδ」は、濁った媒体における光強度減衰の速度を指す。侵入深さは吸収係数及び散乱係数により測定され、δ＝１／μ_ｅｆｆである。用語「モンテカルロシミュレーション」は、濁った媒体中での光子伝播を追跡するために使用され得る統計学的方法を指す。用語「拡散反射率」は、サンプルの境界から反射した光をビーム直径よりも広い面積にわたりあらゆる角度で測定する方法を指す。用語「空間分解散乱」または「空間分解反射」は、サンプルの境界のある地点で入射した光を幾つかの光測定地点及び光入射地点からの所定間隔で検出する方法を指す。或いは、これは、所定間隔で同じ境界上に位置するばらばらの地点で光が入射した結果としてサンプル境界の所与地点で検出される光と定義され得る。用語「周波数ドメイン測定」は、ビームが散乱媒体を横断するときの、所与の光源と検出器の分離距離で変調した光ビームの位相角及び／または振幅変化を含めた光の測定を指す。
【００６４】
鳥や哺乳動物のような温血動物では、環境温度が広範囲に変動したとしてもいろいろな反射反応により体温が狭い範囲に維持されている。ヒトでは、口腔温度の正常値は３７℃であるが、この温度は代謝率、年令やホルモンの影響の違いにより個人差があり、約±１℃異なる。正常なヒトのコア温度は２４時間周期で０．５〜０．７℃規則的に変動している。夜間は就寝し、日中は起きているヒトでは、温度は就寝中最低であり、目覚めているがリラックスしている状態ではわずかに高く、活動すると高くなる。女性の場合、更に月周期で、排卵時の高い基礎体温で特徴づけられる温度変化が見られる。幼児では余りうまく温度調節されず、通常成人の確立された正常値よりも０．５℃以上高いコア温度を有する。
【００６５】
身体の各部分により温度は異なり、部分間の温度差の程度は環境温度により異なる。直腸温度は身体のコアの代表的温度であり、環境温度の変化を最も受けにくい。四肢の温度は通常身体の他の部分よりも低く、各自の身体部分の中では組織温度は皮膚表面で最低である。
【００６６】
組織温度の変化は、潅流速度のような他の生理学的変数に影響を与える。組織温度が上がると生体恒常性反射が誘発され、これにより局所血流が改善されて皮膚からの熱の伝達が増加する。組織を約２５℃に冷却すると、潅流速度は低下する。しかしながら、余りに低い温度では、皮膚は再び赤みがかった色を呈する。他の因子、例えば活動度、感染、他の悪性腫瘍または精神的ストレスも潅流速度を調節し得る。よく知られた例は皮膚の色の変化であり、これは運動、飲酒、また着座から直立への姿勢の変化によってもおこり得る。
【００６７】
温度変化のＮＩ測定に対する影響を十分に理解するために、組織における光伝播を理論的に検討することが有用である。組織の光学諸特性並びにこれらの諸特性の光散乱及び吸収に対する影響について以下に説明する。組織温度に対するＮＩ測定の依存性についても説明し、ＮＩ測定温度をコントロールするための好ましい実施態様も記載する。
【００６８】
透明なまたは高吸光性サンプルの場合、次のように
Ｉ＝Ｉ_０ｅｘｐ−（μ_ｔＺ） （１）
（式中、Ｉはサンプルへの距離ｚにおける光流束量を表し、Ｉ_０は入射強度を表し、μ_ｔは総減弱係数を表す）
ベールの法則がサンプル内の光流束量を説明している。μ_ｔは吸収係数μ_ａと散乱係数μ_ｓの合計である。光子の平均フリーパスは吸収または散乱事象間に光子が移動する平均距離を表し、１／μ_ｔとして定義される。
【００６９】
可視及びＮＩＲ波長では、散乱が生物学的組織中の吸収を支配し（すなわち、μ_ｓ＞＞μ_ａ）、光子の伝播はベールの法則から有意に逸脱する。組織の細胞外液（ＥＣＦ）または細胞内液（ＩＣＦ）と細胞膜の屈折率が一致しないために組織散乱が生ずる。本明細書中、用語「細胞膜」は細胞膜及び小器官（例えば、ミトコンドリアまたはコラーゲン原線維）の膜を包含する。散乱及び吸収を受ける以外に、光子は組織／空気界面で反射され得る。また、光子は組織から再放射され得る。
【００７０】
組織中の光伝播を正確に評価するためには、組織構造の空間及びサイズ分布、その吸収特性及びその屈折率を特徴づけるモデルを必要とする。皮膚のような実際の組織では、マクスウェル電磁（ＥＭ）波方程式の解から光子移動を正確に説明することは大変な仕事である。その結果、組織の光学特性の計算を単純化するためには数学的近似法に頼らなければならない。
【００７１】
濁った媒体中の光エネルギーの移動を説明するための１つの有用なアプローチでは放射線輸送（ＲＴ）理論を使用する。ＲＴ数学的表現では、光伝播は、媒体により局所的に吸収され得るかまたは媒体により散乱され得るばらばらの光子の流れに等しいとみなされる。検出器距離が光子平均フリーパスに比して長い濃厚媒体では、ＲＴ理論は拡散理論（ＤＴ）近似を求めるために単純化され得る。ＤＴは、吸収係数μ_ａ及び換算散乱係数μ_ｓ’＝μ_ｓ［１−ｇ］（ここで、等方性因子ｇは光子が散乱される角度の平均コサインを表す）による組織中の光子伝播を説明する。組織に対するｇの典型的な値は０．９＜ｇ＜１．０（前進散乱）である。組織中の光子の減弱は、次のように
【００７２】
【数２】

有効減弱係数μ_ｅｆｆにより表される。μ_ｅｆｆ値は散乱測定（例えば、ＳＲＬＳ）から計算され得、μ_ａ及びμ_ｓ’はいずれも異なる条件下でのμ_ｅｆｆの測定から導き出され得る。また、μ_ａ値及びμ_ｓ’値の変化は検体濃度のような組織パラメーターに関連し得る。
【００７３】
可視及びＮＩＲ波長で照射された組織サンプルの場合、散乱材料の大きさは光の波長に近く、換算散乱係数μ_ｓ’は次のように
【００７４】
【数３】

（式中、ρは体積密度、単位体積あたりの粒子の数を表し、ａは散乱粒子（例えば、細胞、ミトコンドリアまたはコラーゲン原線維）の半径を表し、ｎ_ｅｘは媒体（ＥＣＦまたはＩＣＦ）の屈折率を表し、ｍ＝ｎ_ｉｎ／ｎ_ｅｘ、すなわち散乱粒子の屈折率ｎ_ｉｎのｎ_ｅｘに対する比を表す）
ミー理論を用いて表され得る。Ｇｒａａｆらの，「球形粒子の混合物に対する換算光散乱特性：ミー計算から誘導される単純近似(Reduced light-scattering properties for mixtures of spherical particles: a simple approximation derived from Mie calculations)」，ＡＰＰＬＩＥＤ ＯＰＴＩＣＳ，Ｖｏｌ．３１，Ｎｏ．１０（１９９２年４月１日）参照。サンプル内の光流束量は以下の式：
Ｉ＝Ｉ_０ｅｘｐ−（μ_ｅｆｆＺ） （４）
（式中、Ｉ、Ｉ_０及びＺは上に定義した通りであり、μ_ｅｆｆは上に定義した通りであるが、式（１）に定義した総μ_ｔとは異なる）
により説明される。
【００７５】
所与の入射波長の場合、μ_ｓ’は式（３）に示すように細胞サイズａまたは屈折率比ｍにより変化する。細胞膜の屈折率ｎ_ｉｎは比較的一定のままであるので、μ_ｓ’は殆どｎ_ｅｘ及びａにより影響される。例えば、グルコースは、ＩＣＦ／ＥＣＦ及び細胞膜の間の屈折率の差を減らすことにより組織散乱を減少させる。しかしながら、ｎ_ｅｘの変化は特定検体に対して特異的でなく、ヘモグロビンを含めたＥＣＦ中の溶質の総濃度の変化により影響される。ｎ_ｅｘは、組織温度のような生理学的変数の変化も受けやすい。
【００７６】
μ_ｅｆｆ、μ_ｓ’及びμ_ａの測定方法は当業界で公知である。その方法の１つは皮膚組織の拡散反射率の測定である。拡散反射率の測定では、屈折率の測定値は、
Ｒ_ｄ＝ｆ（μ_ｓ’，μ_ａ，ｎ_ｓ／ｎ_０）
（式中、μ_ｓ’は換算散乱係数を表し、μ_ａは吸収係数を表し、ｎ_ｓは散乱媒体の屈折率を表し、ｎ_０は周囲層、通常空気の屈折率を表す）
の関数依存性を有する。
【００７７】
吸収及び散乱係数を測定するための別の方法は、空間分解拡散反射率Ｒ（ｒ）として公知である。この方法では、反射光の強度は光が入射した地点から幾つかの離れた地点で測定される。所与の距離での反射光の強度Ｒ（ｒ）は、以下の関係式：
Ｒ（ｒ）＝Ｋ_０［ｅｘｐ（−μ_ｅｆｆｒ）］／ｒ
により光源と検出器の分離距離に相関している。Ｌｏｇｒ時間Ｒ（ｒ）対ｒをプロットすると、μ_ｅｆｆの勾配の線が生ずる。組織の光学特性を測定するための他の方法は当業界で公知である。これらの方法には、平行透過率測定及び周波数ドメイン測定が含まれる。
【００７８】
本発明は、生理学的及びスペクトル変数のμ_ａ及びμ_ｓ’の測定に対する影響を除くための方法及びデバイスに関する。温度が上記パラメーターに影響を及ぼすメカニズムについて具体的に説明する。
【００７９】
温度変動が、生理学的及びスペクトル変数に影響を与えることによりＮＩ測定の感度及び選択性に悪影響を及ぼす。例えば、温度は潅流速度に悪影響を及ぼし、血液中のスペクトル変数、例えばヘモグロビン、水及び電解質の濃度が変化する。これらのスペクトル変数により、測定が不正確となり得る。しかしながら、これらの不正確度は因子を補償することにより改善され得ることを知見した。ＩＲ後方散乱測定は、組織中のヘモグロビン、総タンパク質、ＨＤＬ及びトリグリセリドを測定するために使用され得る。温度コントロール式ＩＲ測定によると、重要なスペクトル変数の測定精度を高めることによりグルコース濃度をより正確に測定し得る。
【００８０】
温度は、ＥＣＦの屈折率にも悪影響を及ぼす。ヒト組織の約９０％が水であるので、ＥＣＦの屈折率は、次のように
【００８１】
【数４】

（式中、ｎは屈折率を表し、Ｔは温度を表す）
温度と共に変化する水の屈折率により概算され得る。また、ＥＣＦのオスモル濃度が変化すると、浸透膨潤及び収縮のために細胞の大きさが変化し得る。
【００８２】
水が生物医学的サンプルの主成分であるので、その光学特性（特に、その吸収係数）はＮＩ測定の重要なパラメーターである。温度が変化すると、主水吸収バンドの強度及び周波数が変化してＮＩ測定においてバックグラウンドノイズが生ずる。サンプルの吸収及び散乱特性の変化により、光学パス長が変化し、これはすべてのＮＩ測定に悪影響を及ぼす。
【００８３】
偏光解消は、完全に偏光した光を非偏光に結合するプロセスであり、
Ｄ＝（偏光）／（非偏光）
として定義される。濁った媒体では、入射した偏光ビームは幾つかの散乱事象を受ける。入射ビームの偏光は各散乱事象により劣化し、偏光解消は媒体における散乱事象の数により影響され得る。温度は全屈折率に影響を与えるので、散乱相互作用の数は組織温度の変動とともに変化する。散乱相互作用の数が増加すると、偏光は徐々に解消する。
【００８４】
以下の非限定的実施例により本発明を更に説明する。
【００８５】
（実施例）
実施例１
図２は、本発明の温度コントロール式後方散乱システム（ＴＣＢＳ）１０の１具体例の概略図である。ＴＣＢＳは、ヒトインターフェースモジュール１２、光源モジュール１４及び検出器モジュール１６の３つのモジュールを含む。図２に示すように、ヒトインターフェースモジュール１２は分岐光ファイバープローブ１８を介して光源モジュール１４及び検出器モジュール１６に接続している。
【００８６】
図３Ａに、分岐光ファイバープローブ１８を詳細に図示する。分岐光ファイバープローブはＡｎｈｙｄｒｏｕｓ Ｇ Ｌｏｗ ＯＨ ＶＩＳ−ＮＩＲ光ファイバーから構成される。分岐光ファイバープローブ１８は光源チップ１９、検出器チップ２０及び共通チップ２１を含む。分岐光ファイバープローブの３つの別々の先端、すなわち「チップ」を図３Ｂに示す。操作中、光源チップ１９は光源モジュール１４中に収容されており、検出器チップ２０は検出器モジュール１６中に収容されており、共通チップ２１はヒトインターフェースモジュール１２中に収容されている。１本の光ファイバー２２は光源チップ１９から共通チップ２１に光を伝達する。６本の光ファイバー２３，２４，２５，２６，２７及び２８は共通チップ２１から検出器チップ２０に光を伝達する。
【００８７】
光源モジュール１４は、Ｓｔａｎｆｏｒｄ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｈｏｐｐｅｒで変調されるＧｉｌｗａｙ Ｌ １０４１ランプのような変調光の源（図示せず）を含む。プリズム、二色ビームスプリッタなどをビームの一部を光源から参照検出器（例えば、Ｈａｍｍａｍａｔｓｕ Ｓ−２３８８−４４Ｋ ６Ｃシリコン検出器）に発散させて光源強度の変動の測定を正規化するために使用してもよい。光源から発散する光の残りを、少なくとも１つの集光レンズを用いて光源チップの端部に集光させる。別の光学素子、例えば減衰器、光フィルタ及びアイリスシャッターを光源と光源チップの間に挿入してもよい。好ましくは、光源チップを、光源から発散するビームに対する光源チップの位置を調節するための手段を備えたアダプター内に保持する。
【００８８】
共通チップ２１は、使用中身体部分に対して置かれるヒトインターフェースモジュール１２中に挿入される。図３Ｂに示すように、共通チップは光源ファイバー２２、及び組織サンプルにより散乱される光を捕集する６本の別のファイバー２３，２４，２５，２６，２７及び２８を含む。
【００８９】
捕集ファイバー２３，２４，２５，２６，２７及び２８は、光源ファイバー２２から離れて共通チップ２１内に配置されている。光源ファイバー２２の中心と共通チップ２１の捕集ファイバー２３，２４，２５，２６，２７及び２８の中心との間の公称分離距離ｒを図４に示す。本発明の重要な特徴は、すべての捕集ファイバーが光源ファイバー２２から４ｍｍ未満、好ましくは２ｍｍ未満の分離距離ｒの位置にあることである。以下に詳細に説明するように、このようにファイバーを位置づけると従来技術で使用した方法に比して正確さ及び精度が高められる。
【００９０】
捕集ファイバー２３，２４，２５，２６，２７及び２８は、図３Ｂに示すように検出器チップ２０内に、シャッターにより各ファイバーを個々に応答させるのに十分な距離を設けて円状で配置されている。検出器モジュールは検出器チップ２０を受容し、１つのファイバーから発せられる光を一度に検出できる回転シャッター（図示せず）に隣接して保持している。前記シャッターは、６本のファイバー位置でロックするために留め金または他の手段を有する。当該ファイバーからの光は１対の直径２５ｍｍ、焦点距離６０ｍｍの色消しレンズにより検出器上に集光される。検出器はＨａｍｍａｍａｔｓｕ Ｓ−２３８６−４４Ｋ ６Ｃシリコーン検出器または他の同等の検出器であった。検出器モジュールは、適当な電子信号処理装置、例えば大ダイナミックレンジ増幅器及びロックイン増幅器をも含む。或いは、６本のファイバーの出力は平行信号処理のために６個の検出器に向けられ得る。
【００９１】
図５に、アルミニウムディスク３０、熱電冷却素子３１、熱電対３２、熱シンク３４、共通チップ２１及びインターフェースアダプター３６を含むヒトインターフェースモジュール１２を図示する。アルミニウムディスクは、光ファイバープローブの共通チップ２１を受容し、共通チップ２１を身体部分に対して保持する貫通孔を含む。アルミニウムディスク３０（及びディスク３０に隣接する組織）の温度は、熱電冷却素子３１、例えばＭａｒｌｏｗ Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ型番ＳＰ１５０７−０１ＡＣによりコントロールされる。熱電冷却素子３１には、温度コントローラー／電源、例えばＭａｒｌｏｗ Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ型番ＳＰ５０００−０２により電力が供給される。熱シンク３４は熱伝導を高めるために熱電冷却素子３０の背部に設けられている。インターフェースアダプター３６は身体部分に沿うように成形され、例えば円筒状、平面状、球状、または身体部分に効率的な光学及び熱的カップリングを与える他の形状であり得る。
【００９２】
実施例２
図６に、ヒトインターフェースモジュール及びその下にある組織サンプルの数学的モデルに対してなされる前提を図示する。組織サンプルのモデルは、各層が異なる伝熱特性を有する多層サンプルとして作成した。インターフェースモジュールが存在しない場合には、組織温度は約３７℃の体内生理学的温度（筋肉）から３２．４℃の典型的な皮膚表面温度（表皮）の勾配に沿って変化する。
【００９３】
図７Ａ〜７Ｃに、前記モデルの線対称断面内の定常状態温度のモデル値を示す。各図は、インターフェースモジュール（すなわち、ディスク）により加えられる異なる温度条件を表す。これらの図に、組織深さ（組織表面から１０ｍｍまで）及び半径方向距離（ディスクの中心軸から３０ｍｍまで）の値を示すために上記モデルの端部に沿った寸法スケールをも書き入れてある。
【００９４】
図７Ａは、Ｐｌｅｘｉｇｌａｓのような絶縁材料からなるディスクが組織表面と接触している状況を表す。前記ディスクは温度をコントロールできない。前記ディスクは下の組織をその周囲から隔離し、表皮温度を３２．４℃から約３２．７℃へと僅かに上昇させる。組織表面から２ｍｍの深さでは、温度は中心軸で約３３．０℃である。生じた０．６℃という組織温度勾配は、絶縁ディスクを使用していない正常状態に比してやや小さい。Ｑｕａｎ及びＷｉｌｓｏｎが示すように、０．５℃の温度差は９０ｍｇ／ｄｌのグルコース濃度変化に等しい量だけ散乱信号に悪影響を与える。これは、温度コントロールをしない絶縁検出プローブに対するモデルを表す。この絶縁プローブ頭ヘッドモデルにより、検体の非侵襲的測定に対してわずかな効果が与えられる。
【００９５】
図７Ｂでは、３４．４℃の一定温度で維持されている熱伝導ディスク３０を組織表面に対して適用している。前記ディスクにより、表皮温度は身体の生理学的温度よりも低い温度の３４．４℃に維持する。組織表面から２ｍｍの深さでは、温度は３４．３℃である。前記ディスクにより、正常状態よりも実質的に小さい０．１℃の組織温度勾配が生ずる。２ｍｍの深さでは、温度は軸から５ｍｍまでの横方向距離で０．１℃以内に維持される。１ｍｍの深さでは、温度は軸から８ｍｍまでの横方向距離で０．１℃以内に維持される。組織が（皮膚が前記ディスクと接触してから）この状態に達するまでに要する時間を図８に示す。図８には、皮膚が熱伝導ディスクに触れる直前の中心軸に沿ったモデル温度が示されており、それは時＝０で表示されている。皮膚を熱伝導ディスクと接触させてから３０〜６００秒の範囲の時間で、組織（真皮）温度は上昇し、本質的に一定値に達するまで温度勾配は下降する。６０秒の平衡期間後、算出した温度勾配は２ｍｍの深さで０．２℃に達する。６００秒で、温度勾配は平坦になり、時間＝無限大と表示される定常状態値に達する。
【００９６】
図７Ｃでは、３０．４℃の一定温度を有する熱伝導ディスクを組織表面と接触させている。前記ディスクとの相互作用により、表皮温度は３０．４℃に低下する。温度は、組織表面から約１ｍｍの深さで３０．８℃、２ｍｍの深さで３１．５℃と算出される。温度勾配は１ｍｍの深さで０．４℃、２ｍｍの深さで１．１℃である。この勾配は、図７Ａ及び７Ｂに示した勾配よりも大きい。しかしながら、温度は５ｍｍまでの距離の水平面で一定であると計算された。
【００９７】
本明細書に記載のプローブ設計は、温度コントロール式ＳＲＬＳ測定に特に適している。プローブ温度を３４．４℃（すなわち、皮膚表面の正常温度よりも２℃高い）に保持すると、その下の組織温度は組織表面（ＳＲＬＳ測定しないディスクの端部部分を除く）から２ｍｍまで深さで０．２℃以上変化しない。更に、組織温度は、２ｍｍの深さ及びディスクの中心軸から４ｍｍ未満の半径方向距離で０．１℃以上変化しない。皮膚表面から０．１ｍｍでより近い温度コントロール及びより低い温度勾配が維持される。侵入深さが深くなると、より広い温度範囲を有する多くの組織と接触し、それによりＳＲＬＳ測定の再現性が低下する。
【００９８】
濁った媒体中の光子パスは放射線輸送方程式により表され得る。この分析方程式は解きにくい。上記方程式を解くための近似は拡散理論近似である。拡散理論近似は、光が高度に散乱した場合に限定される（すなわち、近似は、光子が吸収または検出される前に何回も拡散される状況に限定される）。多重散乱の条件は、散乱中心間の平均距離（散乱物質の密度）及び光アルベドとして公知の散乱／全減弱の比率（μ_ｓ／μ_ｓ＋μ_ａ）に依存する。光源−組織−検出器の構成及び媒体の境界条件が拡散理論近似を適用するために重要である。ＳＲＬＳ測定の場合、光源と検出器の分離距離が輸送光学的平均フリーパス、媒体中の２つの連続する吸収または散乱相互作用間の平均距離［１／（μ_ａ＋μ_ｓ’）］よりもかなり広いという条件が必要である。低吸収係数（１ｃｍ^−１）及び１０ｃｍ^−１の散乱係数を有する組織の場合、近ＩＲでの平均フリーパスは１ｍｍである。拡散理論近似は１ｍｍよりも非常に大きい、通常１〜７ｃｍの光源−検出器距離で適用する。光源からの距離が遠い場合の測定は遠視野条件と呼ばれる。光子と組織の相互作用部位間の平均フリーパスは通常０．０１〜２ｍｍであり、可視スペクトルでは０．７５ｍｍが典型的な値である。本発明において、検出器距離は０．４〜０．５ｍｍほど短くてもよい。従って、この距離は平均フリーパスよりも短いかまたはそれに匹敵し、拡散理論近似は当てはまらない。光源と検出器間の狭い分離距離での測定は近視野条件を与える。
【００９９】
濁った媒体における光輸送方程式のより正確な解答は、各光子のパスを追跡し、モンテカルロシミュレーションを用いて一連のステップにおける散乱及び／または吸収の確率を計算することにより得ることができる。当該物理的量のスコアは、シミュレートした光子の有限数の統計的不確かさの範囲内でつけられる。モンテカルロ法のパワーは、光源、検出器及び組織境界条件を実質的に取り扱う能力、並びに組織の光学特性の組合せにある。モンテカルロ法は光伝播計算において偏光及び拡散効果を調和し得、これらの方法は本発明において拡散理論近似よりも好ましい。
【０１００】
モンテカルロシミュレーションを、本発明のプローブ構成のために使用した。使用した公有ドイメンソフトウェアプログラムは、オレゴン州ポートランドに所在のＯｒｅｇｏｎ Ｌａｓｅｒ Ｃｅｎｔｅｒから入手したＬｉｈｏｎｇ Ｗａｎｇ及びＳｔｅｖｅｎ Ｌ．Ｊａｃｑｕｅｓによる“多層の濁った媒体のモンテカルロシミュレーション(Monte Carlo simulations of multi-layered turbid media)”であった。
【０１０１】
モンテカルロモデルでは、ビーム直径は４００μｍであり、入射される光子の数は２００，０００／ランであり、光はファイバー（ｎ＝１．５）から組織（ｎ＝１．４）に伝播した。組織層の厚さは５〜２５ｍｍに設定した。光の入射地点から０．４４ｍｍ、０．７８ｍｍ、０．８９ｍｍ、１．１７ｍｍ、１．３５ｍｍ及び１．８１ｍｍの距離で反射した光を数個のμ_ｓ’値とμ_ａ値のマトリックスについて算出した。これらの距離はファイバー２３，２４，２５，２６，２７及び２８の位置にほぼ相当した。生じたｌｏｇ_ｅＲ（ｉ）対ｌｏｇ_ｅ（Ｒ_ｉ／Ｒ_ｊ）をグリッドとしてプロットした。一定のμ_ａ及びμ_ｓポイントを結んで、ｌｏｇ_ｅＲ（ｉ）対ｌｏｇ_ｅ（Ｒ_ｉ／Ｒ_ｊ）スペース中にグリッドを形成した。ここで、Ｒ（ｉ）は距離ｉでの反射率、Ｒ（ｊ）は距離ｊでの反射率を表す。空間分解後方散乱をイントラリピド溶液、イントラリピド懸濁液中のヘモグロビン溶液、オパールグラス、及び異なる量の散乱及び吸収顔料を配合するように重合したプラスチックロッドの組について測定した。実験値はモンテカルロで作成したグリッド上に重複し、参照材料の吸収及び散乱係数をグリッドから作成した表を用いて求めた。空間分解光散乱（ＳＲＬＣ）はヒト志願者の前腕の背面部分で測定し、同じグラフにプロットした。モンテカルロシミュレーションの結果及びヒト志願者に対する反射率の測定値の例を図９に示す。円を繋ぐ破線が実験データである。実線は示した吸収及び散乱係数に対するモンテカルロ適合度を示す。このグラフは、モデルから予測される反射率の値が実験結果に近似していることを示す。数人の白人、東洋人及び地中海人についてのμ_ｓ’値及びμ_ａ値を３４℃で測定した。幾つかの照射波長でのμ_ｓ’及びμ_ａの平均値を使用して、平均フリーパス（ｍｆｐ’）を計算し、表１に示す。
【０１０２】
【表１】

平均フリーパスの測定値は検出器から光源までの分離距離と同程度であり、これによりモンテカルロモデリングの使用が正当化される。達成された侵入深さは２ｍｍ以下であった。反射光の大部分は皮膚において約２ｍｍ以下の深さでサンプリングされた。浅い侵入深さを達成するために２５００ｎｍまでの他の長い波長を選択することができる。
【０１０３】
糖尿病患者及び非糖尿病患者の散乱及び吸収係数に対する温度変化の影響を、実施例１に記載のＳＲＬＳ装置を用いて試験し、吸収及び散乱係数をモンテカルロで作成したグリッドから求めた。組織温度は２０℃から４５℃に変化させた。ＳＲＬＳ測定前に、血液中のグルコース及びヘモグロビン濃度を市販の機器（Ｖｉｓｉｏｎ（登録商標），Ａｂｂｏｔｔ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ）を用いて測定した。非糖尿病患者におけるグルコース濃度は８８ｍｇ／ｄｌであり、糖尿病患者におけるグルコース濃度は２７４．６ｍｇ／ｄｌであった。ＳＲＬＳ測定は各被験者の前腕で実施した。
【０１０４】
２人の被験者で、換算散乱係数はすべての波長において温度の上昇と共に増加した。ｄμ_Ｓ’／ｄＴは、非糖尿病患者では０．０４４〜０．０９４６ｃｍ^−１／℃の範囲であり、糖尿病患者では０．０６３３〜０．０８８１ｃｍ^−１／℃の範囲であった。同一温度範囲で水の屈折率の変化は約−１×１０^−４／℃であった。同一温度範囲で１０００ｎｍ球状粒子の換算散乱係数の変化は、Ｇｒａａｆらの方程式（式（３））を用いて０．０２４ｃｍ^−１／℃と計算される。従って、被験者の前腕でのｄμ_ｓ’／ｄＴの測定値は、生物学的組織に模擬の１０００ｎｍ粒子について計算した値より大きい。（組織中の）散乱係数の温度に対する依存性は、（１ｍｍ粒子中の）散乱係数の温度に対する依存性よりも大きく、この依存性は屈折率の温度に対する依存性よりもはるかに大きい。
【０１０５】
図１０は、２人の被験者についての温度に対する散乱係数の微分（ｄμ_ｓ’／ｄＴ）のスペクトル分布を示す。２人の被験者間のスペクトル応答の差も認められ得る。微分の分数変化を図１１に示す。２人の被験者間で顕著な差が、特に（可視ヘモグロビン吸収バンドと離れた）非吸収波長において認められた。
【０１０６】
２人の被験者についての温度に対する吸収係数の微分を図１２に示す。微分（ｄμ_ａ／ｄＴ）のスペクトル分布は２０〜３５℃と３５〜４０℃の温度間で異なる。３５℃（周囲の皮膚温度）以下の温度では、温度の関数としてのｄμ_ａ／ｄＴにおける変化は僅かであり得る。しかしながら、２人の被験者で値は異なった。３５℃を越える温度では、ヘモグロビン可視吸収波長における吸収微分は非吸収波長に比してかなり大きく、このことから血液潅流の変化が示唆される。曲線の形はヘモグロビン吸収の形と類似している。高温で皮膚に血液を潅流することがこの類似性の原因となり得る。糖尿病患者及び非糖尿病患者の間で差が認められる。
【０１０７】
本発明の各種修飾及び変更は、本発明の範囲及び趣旨を逸脱することなく当業者に自明である。本発明は本明細書に記載されている実施態様に不当に限定されないと理解すべきである。
【０１０８】
例えば、インビボのグルコース測定を例示しているが、高い特異性を必要とするインビボ及びインビトロの他の測定は組合わせた技術を用いる測定（すなわち、アルコール、血液尿素窒素（ＢＵＮ）、ビリルビン、ヘモグロビン、クレアチン、電解質、血液ガス及びコレステロール）より有益である。測定のために使用する波長は当該検体の種類により異なり得ることを認識すべきである。
【０１０９】
本発明では、本発明の趣旨を逸脱しないならば各種の検出器を使用することができる。好ましくは、検出器は実施する特定の測定のために、波長、コスト、性能及び設計を考慮して最適にすべきである。検出器は単一素子またはアレー検出器であり得る。単一素子検出器は通常安価であり、周波数変調及び検出スキムに対してよりなじみ易いが、別の実施態様では多重波長検出のために検出器アレー、例えばフォトダイオードアレーまたは電荷結合デバイス（ＣＣＤ）アレーを使用することができる。
【０１１０】
問題の波長のみを伝達する各種フィルタを検出器の前に配置してもよい。適当なフィルタには、例えば誘電フィルタ、ホログラフィーフィルタ、及びＡｃｏｕｓｔｏ−Ｏｐｔｉｃ Ｔｕｒｎａｂｌｅ Ｆｉｌｔｅｒ（ＡＯＴＦ）のような同調フィルタが含まれ得る。或いは、周波数変調は、１つの測定信号を他の信号から区別するために使用してもよい。可視波長から赤外域まで連続的に感度を有する検出器を開発することにより、検出器を切換える必要なしに広いスペクトル範囲で単一の検出器または検出器アレーを使用することができる。
【０１１１】
実施例で使用した光学検出方法は空間分解拡散反射率であるが、当業者は濁った媒体の吸収及び散乱係数を計算し得る他の方法を使用することができる。従って、光学測定領域よりも広い領域で温度をコントロールし得る光学測定方法を使用することができる。前記方法の例がランダム化光ファイバー束を用いる拡散反射率である。別の例には、光源と検出器の狭い分離距離において位相角の変化を測定し得る十分に高い変調周波数を用いる周波数変調測定が含まれる。更に別の修飾は、偏波保存ファイバーを用いる偏光測定の使用である。他の計算方法、例えばニューラルネットワークやデータマイニング法が使用され得る。
【０１１２】
身体部分について非侵襲的測定する場合、身体部分の形を変化させたりまたは変換器と身体部分間の物理的関係を変化させるために身体インターフェースを適合させ得る。例えば、身体インターフェースモジュールを変換器により身体部分に適用される圧力を高めるために適合させ得る。前記した変化は、例えば局所潅流速度を変化させるためになし得る。
【図面の簡単な説明】
【図１】 所与の空間分解光散乱測定のための平均サンプリング深さｄ_ａｖの概略図である。
【図２】 本発明の温度コントロール式後方散乱システムの概略図である。
【図３Ａ】 図２の分岐光ファイバープローブを示す図である。
【図３Ｂ】 図３Ａの分岐光ファイバープローブの部分を示す一連の図である。
【図４】 捕集ファイバー２〜７と励起ファイバー１間の公称分離距離ｒを示す図である。
【図５】 本発明の温度コントロール式後方散乱システムのヒトインターフェースモジュールの概略図である。
【図６】 ヒト前腕の熱モデルの概略図である。
【図７Ａ】 絶縁材料からなるディスクを適用した際の、ヒト前腕の熱モデルの侵入深さ及び水平距離結果を関数とする温度勾配を示す概略図である。
【図７Ｂ】 ３４．４℃に維持されている熱伝導ディスクを適用した際の、ヒト前腕の熱モデルの侵入深さ及び水平距離結果を関数とする温度勾配を示す概略図である。
【図７Ｃ】 ３０．４℃に維持されている熱伝導ディスクを適用した際の、ヒト前腕の熱モデルの侵入深さ及び水平距離結果を関数とする温度勾配を示す概略図である。
【図８】 本発明の温度コントロール式後方散乱システムに隣接する組織の熱モデルにより予測される経時的温度勾配を示すグラフである。
【図９】 ヒト志願者についてのモンテカルロシミュレーション及び反射率測定値を示すグラフである。
【図１０】 糖尿病患者及び非糖尿病患者からの空間分解散乱データのスペクトル分布を示すグラフである。
【図１１】 糖尿病患者及び非糖尿病患者からの空間分解散乱データ、温度に対する散乱係数の部分変化のスペクトル分布を示すグラフである。
【図１２】 糖尿病患者及び非糖尿病患者からの空間分解散乱データ、温度に対する吸収係数の変化のスペクトル分布を示すグラフである。

Claims (5)

1. 身体部分中の検体濃度を測定するための装置であって、
   （ａ）前記身体部分の表面に沿うように適合され且つ前記身体部分の領域の温度をコントロールし得る温度コントロール素子、
   （ｂ）前記の温度コントロール素子（ａ）内に配置され、前記身体部分の前記領域における平均サンプリング深さが２ｍｍを超えないように位置づけされている少なくとも１つの光伝送素子及び少なくとも１つの受光素子、
   （ｃ）温度コントロールを受けた前記身体部分の前記領域を照射するために少なくとも１つの前記光伝送素子に光を提供する少なくとも１つの光源及び少なくとも１つの前記受光素子により受光される光の強度を測定するための少なくとも１つの検出器、及び
   （ｄ）前記身体部分の前記領域の光学特性を測定するための信号プロセッサーを含み、前記した温度コントロール素子は、少なくとも１つの光源により照射される身体部分の体積部分よりも大きい該身体部分の体積部分の温度をコントロールし得ることを特徴とする前記装置。
2. 光源の波長が、温度コントロールされているサンプリング深さに制限するように選択されていることを特徴とする請求項１に記載の装置。
3. 波長が４００〜２５００ｎｍの範囲であることを特徴とする請求項２に記載の装置。
4. 光源の波長が６００〜１３００ｎｍの範囲であることを特徴とする請求項２に記載の装置。
5. 発光素子と受光素子の中心間の分離距離は６ｍｍ以下であることを特徴とする請求項１に記載の装置。

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