血液成分濃度の非侵襲連続測定法
本発明は、血液成分濃度の非侵襲測定法であって、放射線源（１２）を、それぞれ異なる波長の数種類の放射線ビーム（１４）を放射する方法に関する。第１の光検出器（１８）は、検査する身体部分（１６）で反射した、各波長の測定用放射線（１４）を受光する。第２の光検出器（２２）は、検査する身体部分（１６）を透過した、各波長の測定用放射線（２４）を受光する。その後、検査する身体部分（１６）で吸収された、各波長の測定用放射線（１４）を、第１の放射線受光器（１８）による反射放射線（２０）の測定および第２の放射線受光器（２２）による透過放射線（２４）の測定に基づいて算出する。異なる成分の濃度を、各波長について算出された測定用放射線（１４）の吸収から計算する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血液成分濃度の非侵襲連続計測法に関する。
【背景技術】
【０００２】
例えば、ヒトの血液は、乾燥質量基準（すなわち、全ての非結合水が除去されている）で最大３８．５％までのヘモグロビンで構成されるが、これは湿潤物質基準（すなわち、生理的に通常の状態）では約１５％である。そのヘモグロビンには以下の成分が含まれる。
− 酸素不飽和ヘモグロビン（ＲＨｂ）
− 酸素飽和ヘモグロビン（Ｏ２Ｈｂ）
− カルボキシヘモグロビン（ＣＯＨｂ）
− メトヘモグロビン（ＭｅｔＨｂ）
【０００３】
図１にヒトの血液組成を例示する。医療上の目的で、ヘモグロビン濃度、特に、上記４種のヘモグロビン誘導体濃度を測定する必要がしばしば生じる。しかしながら、本発明は、血液のさらに別の成分の測定にも使用することができる。したがって、ヘモグロビンに関して記載した全ての特徴は、他の血液成分の濃度測定にも使用することができる。
【０００４】
血液中のヘモグロビン含有量の測定に、Ｈｂ分光光度計を使用することが知られている。Ｈｂ分光光度計は化学試薬を充填したキャピラリーギャップを備える。少量の血液、例えば一滴の血液を前記キャピラリーギャップに加えると、化学分解が生起され、ギャップの光透過性が変化する。光透過性の変化は光度計により検知することができる。
【０００５】
上記のタイプの装置は、Ｈｂ値を測定するために患者から血液を採取しなければならないという欠点を有している。
【０００６】
さらに、米国特許出願公開第２００５／０２６７３４６Ａ１号明細書には、異なる波長領域における吸収の測定から血液成分の濃度を測定する方法が開示されている。しかしながら、前記公開公報は、ｎ≧２バンド以内の電磁放射線を血液成分濃度の測定に使用する方法に関するものである。この方法では、検出する各物質を前記バンドの１つに割り当てる必要がある。しかしながら、実際、これには大きな制約を伴う。なぜなら、多くの血液成分を検出する場合に、適切な吸収構造を有する、対応する数の異なるバンドを見出すことは殆ど不可能であるからである。
【０００７】
米国特許第６１０４９３８号明細書には、異なる波長について身体部分の透過光およびそれぞれの反射光の強度を求めることによって血液成分濃度を測定する方法が記載されている。この計算方法は、光が透過または反射する部分にのみ適用されるものであって、両方を組み合わせた評価には適用されない。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
本発明の目的は、多くの血液成分、特に、比較的多くの血液成分濃度を非侵襲的に測定する方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明によれば、上記目的は請求項１の特徴により達成される。
【００１０】
血液成分濃度の測定方法は次の工程を含む。
ａ．放射線源により、それぞれ異なる波長の複数の測定用放射線を放射線源から放射する工程、
ｂ．検査する身体部分で反射された、前記複数の波長の測定用放射線を、第１の受光器で受光する工程、
ｃ．検査する身体部分を透過した、前記複数の波長の測定用放射線を、第２の受光器で受光する工程、
ｄ．第１の放射線受光器による前記反射放射線の測定および第２の放射線受光器による前記透過放射線の測定に基づいて、検査する身体部分により引き起こされた各波長の測定用放射線の吸収を算出する工程、
ｅ．各波長の測定用放射線について算出された前記吸収に基づいて、血液成分濃度を算出する工程。
【００１１】
本発明の方法の出発点は、それぞれ異なる波長の複数の測定用放射線を放射するのに適した装置である。前記装置は、また、検査する身体部分によって反射された測定用放射線を受光する第１の受光器を備える。さらに、検査する身体部分を透過した測定用放射線を受光する第２の受光器が設けられている。検査する身体部分は、例えば、ヒトの指とすることができる。測定用放射線としては、例えば、可視領域の光および／または近赤外領域の赤外線などの電磁放射線を使用することができる。本出願人によって出願された特許出願「血液成分の濃度検出装置（Apparatus for detection of concentrations of blood constituents）」に記載の装置を使用することが特に好ましい。
【００１２】
本発明は、血液の種々の成分、例えばヘモグロビンや水は、放射線の吸収度が異なるであろうという考えに基づいている。具体的には、種々の血液成分の吸収度が大きく異なるような特定の波長の放射線、例えば光が存在する。そのような波長を放射するという観点から放射線源を選択すれば、本発明の装置により得られる結果を良好なものにすることができる。
【００１３】
本発明の理論的基礎はランベルト・ベールの法則にある。
Ｉ／Ｉ０＝１０−ＥＣｄ （１）
Ｉ 出射／透過強度
Ｉ０ 入射強度
Ｅ （特定の波長に対する）血液成分の吸光係数（モル吸光係数）
Ｃ 濃度
ｄ 層の厚さ
【００１４】
ランベルト・ベールの法則は、放射線が吸収物質中を通過するとき、その強度が物質の濃度によってどのように変化するかを示すものである。これに関連して、吸光係数は透過光と入射光との比から求められる。
【００１５】
したがって、本発明においては、第１の放射線受光器は、検査する身体部分によって反射した放射線を測定するよう作動する。また、第２の放射線受光器は、検査する身体部分を透過した放射を測定するよう作動する。
【００１６】
先述したように、放射線の波長によって吸収度が異なるため、使用する波長を適切に選択することにより、算出した吸収度を基に、さらに計算を行うことによって種々の血液成分の濃度を算出することができる。この方法の基準点として、血液成分が同じ吸収度を示す、所謂、等吸収点の波長を使用することもできる。
【００１７】
このように、異なる波長を放射する放射線源を使用すれば、吸収に特に明確な差が表れるような波長そのもので測定が行われることになるため、異なる血液成分の濃度を極めて正確に測定することが可能になる。例えば、ヘモグロビン誘導体を測定するには、下記波長が特に有利であることがわかった。
・カルボキシヘモグロビンを酸化ヘモグロビンと区別するためには、５４０ｎｍ±５ｎｍ、５６２ｎｍ±５ｎｍ、５７３ｎｍ±５ｎｍ
・メトヘモグロビンを酸化ヘモグロビンと区別するためには、６２３ｎｍ±５ｎｍ
・全てのヘモグロビン誘導体を互いに区別するためには、６６０ｎｍ±１０ｎｍ（なぜなら、この波長で全ての成分が異なる吸収度を示すからである）
・全ヘモグロビンを水と区別するためには、８０５ｎｍ±１０ｎｍ（なぜなら、この波長では水による吸収はなく、ヘモグロビンのみの吸収が生じるからである）
・基準点としては、９５０ｎｍ±１０ｎｍ（なぜなら、そこでは全ての成分が同一の吸収度（等吸収点）を示すからである）
・水を全ヘモグロビンと区別するためには、１２００ｎｍ±５０ｎｍ（なぜなら、この波長ではヘモグロビンによる吸収はなく、水のみの吸収が生じるからである）
【００１８】
ヘモグロビンに関する、血液組成の異なるパラメータの測定を可能にするためには、複数の異なる波長を組織に向けて準平行的に放射しなければならない。波長の選択は、既に一部記載したように、次のことを基準になされるであろう。
１．ヘモグロビン誘導体の吸収特性
２．水の吸収特性
３．特定の波長の皮膚に対する侵入深さおよびそれぞれの透過性
４．各種誘導体の吸収スペクトルにおける等吸収点
５．放射線源の技術的可能性
【００１９】
使用する波長を選択する際、皮膚の光の窓を考慮することが特に好ましい。ヒトの皮膚では、光の窓は約３５０ｎｍ〜１６５０ｎｍの波長領域にある。
【００２０】
特に、本方法は、波長毎に測定された吸収値を保存すること、および、前述した方法の工程を繰り返すことを含み、波長毎に測定された吸収値が、各繰り返しサイクルで保存されることが好ましい。その後、波長毎に吸収の時間的変化が示されるように、波長毎に放射された放射線の個々の吸収値を統合する。この表示は、例えば、曲線の形または表の形で行われる。
【００２１】
各繰り返しサイクルで波長毎に測定された吸収値の保存、吸収の時間的変化を示すための波長毎の吸収値の統合、およびその変化の表示は、演算器により、演算器が検査する身体部分または患者の身体と相互依存しない状態で行う。
【００２２】
測定する血液成分の数と少なくとも同じ数の波長を使用することが好ましい。例えば、血液中の前述した４種類のヘモグロビン誘導体および水の濃度を測定しようとする場合、少なくとも５種類の異なる波長を使用する必要がある。より正確な測定を行うには、さらに多くの波長、すなわち、全部で８種類の波長で、強度を測定することが適切であり得る。血液成分濃度比を算出する方法としては、例えば、線形方程式系による算出法、発見的アルゴリズムを用いる算出法、および相関に基づく算出法などが挙げられる。これらの方法については、本願の実施形態に関連してより詳細に説明する。後に、複数の個々の血液成分について容積脈拍の変化を求めることができるよう、全ての方法で異なる特性の波長が使用される。実際に個々の血液成分濃度を知るために、各血液成分について測定されるのは、全体の容積脈拍の変化ではなく、使用した波長の吸収変化における決定的ポイントでの種々の吸収値のみである。これらの決定的ポイントは、例えば、吸収変化の最大値である。
【００２３】
スナップショット、すなわち、異なる波長の吸収値が測定される単一の測定だけでなく、容積脈拍が変化する過程の異なる時点で、複数の測定を行うことが特に好ましい。特に、吸収変化の脈動部分を検知するには、例えば、その後に変化曲線の最大点（心拡張期）との差が求められるように、変化曲線の最小点（心収縮期）もまた必要である。何故なら、さもなければ、ＤＣ成分を考慮することができないからである。さらに、非常に数多くの測定を行うことにより、完全な脈容量変化曲線を求めることができ、これにより、この曲線から他の情報を引き出すことも可能になる。例えば、計算アルゴリズムへの入力データとして、最大値を使用する代わりに、互いの関係について面積積分を使用することができる。
【００２４】
使用する大部分の波長で、全血液成分の吸収からの混合信号（容積脈拍の和）が得られる。検出された互いに対する吸収振幅比から、例えば上述した算出方法により、個々の物質および波長に固有の吸光係数を使用して、互いに対する血液成分の濃度比を算出することができる。前記吸光係数は、体積当たりの物質の量および体積当たりの質量の両者と関連させることができる。したがって、算出すべき比は、体積当たりの個々の血液成分の質量比かまたは体積比のいずれかに対応する。
【００２５】
血液成分濃度を算出する装置について、以下により詳しく説明する。
【００２６】
前記装置は、検査する身体部分によって引き起こされた放射線の吸収を計算するため、第１および第２の放射線受光器に接続された演算装置であって、前記計算が測定された放射線の反射部分と透過部分を基になされる装置を備える。前記演算装置は、例えばコンピュータとすることができる。好ましくは、検査する身体部分による放射線の吸収の計算は、演算装置で、演算装置と検査する身体部分との間の相互依存性が要求されない方法により、行うことができる。例えば、演算装置は、特定のソフトウエアプログラムを走らせる装置として設計することができる。
【００２７】
放射線源と、検査する身体部分により反射された放射線を受光する第１の放射線受光器とは、検査する身体部分に対して同じ側に配置されることが特に好ましい。その後、透過放射線を受光する第２の放射線受光器を、検査する身体部分の第２の側で、第１の放射線受光器とは反対側に配置することができる。
【００２８】
血液中のヘモグロビン濃度をより正確に測定するため、かつ／またはヘモグロビン誘導体の濃度を測定するために、放射線源は個々の異なる波長の複数の放射線源を含むことがさらに好ましい。前記個々の放射線源は、例えば、ＬＥＤ、レーザーダイオードまたはフィルターを有する白色光ＬＥＤとして構成することができる。異なるヘモグロビン誘導体は、放射線の吸収度に関し、特定の波長で特に顕著な差を示すため、この特徴は特に有利である。異なるヘモグロビン誘導体、および、例えば水などの他の血液成分それぞれの吸収度の差が特に大きい波長を使用して測定を行うことは、特に有利である。
【００２９】
本発明の装置のさらに好ましい特徴を以下に示す。
【００３０】
装置は、第１および第２の放射線受光器が互いに反対側に配置され、したがって、第１および第２の放射線受光器の間に、検査する身体部分を収容するための収容室が形成されるように構成されることが特に好ましい。この配置で、放射線源と第１の放射線受光器を１つの平面内に位置させることができる。
【００３１】
放射線源を、例えばＬＥＤの形態の光源として設計し、かつ、第１および第２の放射線受光器を、例えばフォトダイオードの形態の受光器として設計することが特に好ましい。
【００３２】
ＬＥＤは、前記収容室の第１の側、好ましくは第１の受光器の周囲に、円形状に配置することができる。
【００３３】
放射線源が、径方向に配置された、少なくとも２つの同一波長の個別の光源を備えるならば、検査する身体部分に特に均一に放射線を当てることができる。使用する波長の数が多いために、構築上の理由から、同一波長の２つの個々の光源を互いに反対側に配置することができない場合は、１つの波長につき１つの個別の光源をそれぞれ使用することができる。この場合、個々の光源からの放射線が、検査する身体部分、例えばヒトの指が配置される位置で収束するように、個々の光源の第１の受光器に向いていない側の面を、好ましくは角度で１５°傾けることが特に好ましい。
【００３４】
検出差を生じさせなくするために、第１の受光器および第２の受光器は、同じタイプであることが好ましく、例えば、光検出器で構成することができる。例えば、４００ｎｍ〜１６５０ｎｍというかなり広範囲の波長をカバーするために、二色検出器を使用することが好ましい。この検出器は、例えば、４００ｎｍ〜１１００ｎｍの波長範囲を有するシリコンからなる受光面、および、例えば、１０００ｎｍ〜１７００ｎｍの波長範囲を有する、インジウム・ガリウム・ヒ素からなる受光面を備える。しかしながら、例えば、異なる材料からなる３つの受光面を有する検出器を使用することもできる。重要なことは、３５０ｎｍ〜１６５０ｎｍの範囲全体を検出し得ることである。
【００３５】
直接の迷光（シャント光）が第１の受光器に入射するのを防止するために、光源は第１の受光器から隔離手段により、好ましくは光不透過性の内部および外部シェルにより隔離されている。外部シェルの内壁には、放射される光を均一化するために白色のコーティングが施されている。シェルは、放射線が所定の表面（実質的に指パッドの表面に対応）に放射されるように、円錐形にすることができる。さらに、２つの受信信号（組織、散乱など）間の差から得られるかく乱要因を考慮するために、反射センサーが、互いに近接した２つの受光器を特に備えるようにすることもできる。
【００３６】
衛生上の理由、およびより良い取り扱いのために、前記シェルは光源および第１の受光器に強固に取り付けることができる。さらに、シェルの間の窪みには、好ましくは透明で、傷が付きにくく、硬く、かつ／または生体適合性を有する接着剤を充填することができる。前記接着剤は、シェルと共に、僅かに内側に湾曲した（凹形の）形状に仕上げることができる。この配置の反対側に、透過放射線受光器が位置する。
【００３７】
装置は、その第１の側と第２の側それぞれに、収容室の範囲を定める第１および第２の収容要素を備えることができる。第１および第２の収容要素は、装置が検査する身体部分、例えば指に固定されるように、クランプ機構により互いに結合させることができる。
【００３８】
第１および第２の放射線受光器は、浮かせた状態で支持し、それによって、検査する身体部分との最適な接触が保証され、均一な再現性のある接触圧が得られるようにすることが好ましい。特に、第１および第２の放射線受光器は、検査する身体部分および結合手段それぞれに直接取り付けられることに注意すべきである。
【００３９】
非常に狭い測定可能領域に光が集中するように、ＬＥＤと皮膚との間、および皮膚と受光面との間それぞれの光学的結合に、ガラスファイバケーブルを使用することが特に好ましい。
【００４０】
信号の質を向上させるために、本発明の装置は、放射線源、例えば透過ＬＥＤの放射線強度を、使用するケーブル毎に、自動的、かつ連続的に追跡することができるように構成することができる。出力信号が小さすぎる場合、または大きすぎる場合、それぞれ伝送電力が自動的に増幅されるか、または減衰される。この因子は、これを信号の評価に含ませるために、定量的な再現性がなければならない。同じ原理が、放射線受光器、特に二色検出器の強度にも適用することができる。したがって、例えば、８個のＬＥＤ（８種類の波長）を使用する場合には、８つの追跡プロセスが実行され、検出器（２個の受光面それぞれに、透過および反射）を使用する場合には、４つの追跡プロセスを実行することができる。
【００４１】
本発明の装置は多くの用途で使用することができる。例えば、ヘモグロビン濃度の連続的な非侵襲測定に、ここに記述した装置を使用することができる。さらに、微小血管疾患の検出に本装置を使用することができる。さらに、血圧の連続的非侵襲検出に使用することができる。本発明の装置は、また、さらに別の方法、特に診断または医療の方法に使用することができる。
【００４２】
特に、本発明の装置は、１種または複数の血液成分の容積脈拍変化を測定するのに適している。測定された容積脈拍変化から、また、特に容積脈拍変化の形から、例えば患者の血圧または微小血管疾患の存在に関する情報などの、さらなる医学上の結果を引き出すことができる。個々の血液成分の容積脈拍変化は、例えば単一波長の使用により検出することができる。この場合、使用した波長において測定された吸収の変化は、測定すべき血液成分の容積脈拍変化に対応する。容積脈拍の変化を正確に測定するには、既述の基準にしたがって使用する波長を選択する必要がある。
【００４３】
１つの独立した発明は、異なる血液成分の濃度測定を行う装置の操作方法に関する。これについては、本願の中で記載した装置を使用することができる。前記装置が、異なる波長の複数の測定用放射線を放射するのに適した、少なくとも１つの放射線源を備えることが、必須である。本発明の方法においては、それぞれ１つの波長の測定用放射線を放射するために、好ましくは連続的に放射線源を作動させる。すなわち、毎回連続的に、特定波長の測定用放射線を放射するよう、放射線源を駆動させる。特に、これに関連して、放射線源を、それぞれ１つの波長の測定用放射線源を放射する、例えばＬＥＤなどの複数の個々の放射線源により形成することができる。それぞれ１つの波長の測定用放射線を連続的に放射する代わりに、異なる波長の測定用放射線を同時に放射するのに適した放射線源を備えることもできる。ここで使用する第１および第２の放射線受光器は、個々の放射された波長の測定用放射線を別々に受光するのに適するように構成されていなければならない。これは、例えば、それぞれが、例えば周波数フィルターを使用して、放射された特定の周波数バンドの放射線を受光する、複数の個々の放射線受光器を備えることによって実現することができる。しかしながら、各波長は連続して放射されることが好ましい。
【００４４】
さらに、本発明の方法においては、検査する身体部分により反射された各波長の測定用放射線は、第１の放射線受光器が受光する。さらに、検査する身体部分を透過した各波長の測定用放射線は、第２の放射線受光器が受光する。その後、検査する身体部分により引き起こされた放射線の吸収が、波長毎に算出される。この算出は、第１の放射線受光器による反射放射線の測定と、第２の放射線受光器による透過放射線の測定に基づいて行われる。
【００４５】
そうでなければ、本発明の方法は、本発明の装置に関連して記載した全ての特徴を含むことができる。
【００４６】
特に、本方法は、各波長毎に検出された吸収値を保存する工程、および前述した本方法の工程を繰り返す工程を含み、検出された各波長の吸収値が、繰り返しサイクル毎に保存されることが好ましい。その後、各波長における吸収の時間的変化を表すために、放射された放射線の個々の吸収値を波長毎に統合する。これは、例えば曲線または表で表され、容積脈拍の変化と称する。
【００４７】
各繰り返しサイクルの各波長で測定された吸収値の保存、吸収の時間的変化を表すための各波長における吸収値の統合、および前記変化の表示は、演算装置で、前記演算装置が検査する身体部分または患者の身体と相互依存しない状態で行うことが好ましい。
【００４８】
要約すると、本発明の方法には以下の工程が含まれる。
ａ．それぞれ異なる波長の複数の測定用放射線を連続的に放射する工程、
ｂ．検査する身体部分で反射された各波長の測定用放射線を第１の受光器により受光する工程、
ｃ．検査する身体部分を透過した各波長の測定用放射線を第２の受光器により受光する工程、
ｄ．検査する身体部分により引き起こされた放射線の吸収を、第１の放射線受光器による前記反射放射線の測定、および第２の放射線受光器による前記透過放射線の測定に基づいて算出する工程、
ｅ．前記方法の工程ａ．〜ｄ．を複数回繰り返す工程であって、測定用放射線の各波長に対するそれぞれの吸収値を、各繰り返しサイクル毎に保存する工程、
ｆ．保存された吸収値を統合して、測定用放射線の各使用波長に対する吸収の時間的変化（容積脈拍の変化）を表示する工程。
【００４９】
特に、前記方法の工程ｄ．およびｆ．は演算装置により、前記演算装置が検査する身体部分と相互依存しない状態で行われる。
【００５０】
以下、本発明の好ましい実施形態を図面を参照して説明する。
【図面の簡単な説明】
【００５１】
【図１】ヒトの血液組成の概観。
【図２】血液成分濃度の測定に適した装置を示す概略図。
【図３】ヒトの皮膚への光放射の浸透深さを示すグラフ。
【図４】通常のヘモグロビン濃度（１５０ｇ／ｌ）のヒトの血液の吸収スペクトルを示すグラフ。
【図５】通常の吸収スペクトルと、カルボキシヘモグロビンおよびヘモグロビンがそれぞれ高濃度の場合の吸収スペクトルとの比較を示すグラフ。
【図６】ヘモグロビンおよび水の吸収スペクトルを示すグラフ。
【図７】波長に依存する各種ヘモグロビン誘導体の吸収係数を示すグラフ。
【図８】複数の個別の放射線源および放射線受光器の制御を示すグラフ。
【図９】放射線受光器の読み出し挙動を示す概略図。
【図１０】異なる波長の吸収変化を示すグラフ。
【図１１】反射放射線受光器用較正装置を示す概略図。
【図１２】透過放射線受光器用較正装置を示す概略図。
【図１３】容積脈拍曲線を正規化する係数を計算するための光強度を示すグラフ。
【図１４】計算で得られた、容積脈拍曲線を正規化する係数を示すグラフ。
【図１５】線形方程式系により濃度を算出するためのプロセス図。
【図１６】反射の測定を示す概略図。
【図１７】透過の測定を示す模式図。
【図１８】本発明の装置の第１の収容要素を示す概略図。
【図１９】第１の放射線受光器を示す断面図。
【図２０】放射線受光器の検出範囲を示すグラフ。
【図２１】放射線受光器の検出範囲を示すグラフ。
【図２２】２つの異なる波長λにおける２つの物質の典型的な吸光曲線であって、僅かな厚さの変化Δｄ（血液の脈拍）により生じた強度差ΔＩを示す。
【発明を実施するための形態】
【００５２】
図２のように、本発明の方法の実施に適した装置は、検査する身体部分１６に向けて測定用放射線１４を放射する放射線源１２を備えている。検査する身体部分１６はヒトの指であることが好ましい。しかしながら、それに代えて、例えばヒトの耳たぶやその他の適切な身体部分なども測定に使用することができる。
【００５３】
前記装置１０は、さらに、検査する身体部分１６によって反射された放射線２０を受光するように配置された第１の放射線受光器１８を備えている。図示した実施形態においては、第１の放射線受光器は、第１の収容要素２８内に配置されている。前記第１の収容要素２８内には、放射線源１２もまた配置されている。
【００５４】
装置１０は、さらに、検査する身体部分１６を透過した放射線２４を受光するように配置された第２の放射線受光器２２を備えている。図示した実施形態においては、第２の放射線受光器２２は、第１の収容要素２８とは反対側に位置する第２の収容要素３０内に配置されている。ここで、「反対側」は、２つの収容要素２８、３０、並びに第１の放射線受光器１８および第２の放射線受光器２２が、例えば指１６がそれらの間に位置するように配置されていることを意味する。
【００５５】
放射された測定用放射線１４は、少なくとも一部が検査する身体部分１６によって反射され、その結果、測定用放射線１４の一部が、反射放射線２０として第１の放射線受光器１８に向けて反射されることになる。
【００５６】
前記放射線１４の少なくとも一部は、検査する身体部分１６を通過し、透過放射線２４として第２の放射線受光器２２に入射する。第１の放射線受光器１８および第２の放射線受光器２２は、好ましくはフォトダイオードとして設計される。
【００５７】
装置は、さらに、第１の放射線受光器１８および第２の放射線受光器２２に接続された演算装置２６を含む。測定された放射線の反射部分２０と透過部分２４が前記演算装置２６に送られ、その放射線部分の測定値から、検査する身体部分１６によって引き起こされた放射線１４の吸収が算出される。
【００５８】
演算装置２６は、例えば、前記演算を実行する特定のソフトウエアプログラムによって作動するＰＣとして設計することができる。特に、前記演算は、透過放射線と反射放射線の測定時点とは異なる時でもＰＣで行うことができる。したがって、本発明に必須の演算工程は、これまで記載してきた患者の特徴を物理的に検出することから独立して行われる。
【００５９】
本発明の方法は、特に、例えばコンピュータまたはマイクロプロセッサなどの制御装置４１により制御することができる。前記制御装置４１は装置１０の一部とすることができる。
【００６０】
本発明の方法を実施するには、他の適切な装置を使用することもできる。そのような装置は、少なくとも１つの、異なる波長の測定用放射線を放射する放射線源を備えることが必須である。
【００６１】
放射される波長は、例えばヒトの皮膚が放射線を透過し得る領域のものである。この領域は光の窓と呼ばれ、約３５０ｎｍ〜１６５０ｎｍの波長領域にある（図７参照）。前記領域の外側では、皮膚の吸収が大きいため、放射線がさらに深く組織に入り込むことはほとんど不可能である。
【００６２】
図６に示すように、例えばヒトの血液中のヘモグロビン誘導体および水が、吸収度に関して特に顕著な差を示すのは、これらの決定的な波長においてである。
【００６３】
例えば、光源１２が異なる波長を放射するように構成されたＬＥＤを複数含むことが特に好ましい。この場合、その動作のＯＮ、ＯＦＦが例えば１．２ｋＨｚの周波数で連続的に行われ、互いに異なる２つの波長が同時には放射されないように、ＬＥＤを制御することができる。例えば周波数フィルターにより、特定の周波数帯の放射線のみを受光し得る複数の放射線受光器を備えているなら、異なる波長の測定用放射線を時間的に並列に放射することも可能である。しかしながら、好ましいのは、個々の放射線源のシーケンシャルな作動であり、その場合、１．２ｋＨｚに限らず、他の適当な周波数領域を使用することもできる。
【００６４】
受信信号の表示は、所謂通常動作またはロックイン動作で行うことができる。ロックイン動作では信号品質が改善される。ロックイン方法を適用するには、ロックイン増幅器は、各ＬＥＤのスイッチオン状態時に１回、および、ＬＥＤのスイッチオフ状態時に１回、信号を検出しなければならない。したがって、ＬＥＤのクロックパルスの速度は、通常動作とロックイン動作とでは異なり得る。ロックイン動作では、ＬＥＤの制御周波数をロックイン増幅器に必要な周波数に合わせることができる。
【００６５】
ロックインの原理は、非常に微小な信号にフィルターをかけ、増幅する方法である。この方法では、周波数と位相が既知の参照信号が測定信号の上に変調され、他の周波数の直流電圧およびノイズを消去する。
【００６６】
通常動作およびロックイン動作のいずれにおいても、一定成分（一定部分／オフセット）とパルス状の交流成分（交流部分）とを決定する。一定成分は照射された組織の生理学的特性により決まる。これは、例えば、組織の特性や脈動部分のない血管（小静脈など）など、様々な原因により影響される。このオフセットの上に、血液の容積変化から生じるパルス状の交流成分（交流部分）が乗る。
【００６７】
ＤＣ成分は、補正部分とみなすことができる。ＡＣと一定成分を分離するアナログまたはデジタルフィルタを使用する場合には、他の選択が存在する。原理上は、このことは両モードで可能であるが、少なくとも通常動作では、充分な信号品質を得るために行うべきである。そうしなければ、あらゆる外乱もまた増幅されるからである。
【００６８】
図８および９に、数個のＬＥＤのクロック動作と、反射光を受光するフォトダイオード１８および透過光を受光するフォトダイオード２２のクロック動作を示す。これについては、僅かに５種類の波長を使用した場合を図９に示す。同様にして、図９に示した読み取り動作の原理は、波長数がより多い場合にもより少ない場合にも適用することができる。図８の例に示すように、８種類の異なる波長を使用することが好ましい。
【００６９】
所謂サンプルアンドホールド動作を図示する。図面の下半分に、使用した２つの検出器表面の２つの検出器信号を１つの波長領域毎に示す。ここでは、シリコンからなる受光面が４００ｎｍ〜１１００ｎｍの波長領域をカバーし、インジウム・ガリウム・ヒ素からなる受光面が１０００ｎｍ〜１７００ｎｍの波長領域をカバーする。５４０、５６２、５７３、６２３、６６０、８０５および９５０ｎｍのＬＥＤが作動する毎に、反射２０および透過２４した測定用放射線がシリコン受光面により検出される。検出器でそれぞれの時点で受信した信号値は、波長毎に読み取られ（サンプル）、保持され（ホールド）、波長が再度立ち上がるまでに保存される。１２５０ｎｍのＬＥＤおよびインジウム・ガリウム・ヒ素センサーを同一のクロック条件で使用すれば、対応するプロセスが実行される。この一連の動作が繰り返され、個々のサンプル（値）がさらに処理される。図９に示すように、これは各波長に対し連続して行われる。
【００７０】
このように、第１サイクルで、例えば８種類の波長が放射され、それらの反射光２０および透過光２４部分が測定され、その後、保存される。続く繰り返しサイクルで読み取られた値から、放射線１４の各波長における個々の吸収値が統合されて、各波長の吸収の時間的変化が示される。
【００７１】
濃度比を算出する第１の選択肢は、線形方程式系の使用である。
【００７２】
方程式（１）から出発して、次式が、放射線が透過する厚さｄ０の層の微小変化（ｄ−ｄ０）に対して近似的に適用される（テイラー級数）。
Ｉ／Ｉ０ ＝ １０−ＥＣｄ０−２．３ＥＣ（ｄ−ｄ０）＋．． （２）
ｄ 層の厚さ（全体）
ｄ０ 特定の時点（例えば、心臓拡張期）における層の厚さ（全体）
【００７３】
層の厚さｄの変化が、組織中の血液の脈動でのみ生じる場合は、（ｄ−ｄ０）の値は小さいので、級数展開の線形項のみを使用しても生じる誤差は非常に小さい。方程式（２）によれば、透過強度は、一定値１０−ＥＣｄ０と、放射線が透過する組織の直径の脈動による変化により生じる通常かなり小さな部分とからなる。
【００７４】
本発明においては、透過光波の強度を、心臓収縮期（Ｉｓ）および心臓拡張期（Ｉｄ）に測定し、その強度差を得ることが好ましい。フォトトランジスタの信号は入射強度に比例すると推定される。
【００７５】
式（２）から、以下が導かれる。
（Ｉｓ−Ｉｄ）／Ｉ０＝１０−ＥＣｄ０−２．３ＥＣ（ｄｓ−ｄ０）−｛１０−ＥＣｄ０−２．３ＥＣ（ｄｄ−ｄ０）｝ （３）
（Ｉｓ−Ｉｄ）＝−２．３ＥＣ（ｄｓ−ｄｄ）Ｉ０ （４）
【００７６】
これは、心臓の収縮期と拡張期の間の強度差の測定値が、モル吸光係数Ｅおよび血液成分濃度Ｃに比例し、かつ行路差（ｄｓ−ｄｄ）に比例することを意味している。
【００７７】
因子ＥＣは、透過光の吸収度Ａの測定値である。
Ａ＝ＥＣ （５）
【００７８】
特定の波長の吸収は、観察する血液成分の物質濃度に正比例し、所定の波長での血液成分の吸収係数に比例する。すなわち、所定の体積当たりの物質濃度が高いほど、あるいは、吸収係数値が高いほど、吸収は大きくなる。
【００７９】
特定の波長λおよび血液成分の濃度Ｃｂｎに対して、次式が成り立つ。
Ａｂｎ＝Ｅ（λ、ｂｎ）＊Ｃｂｎ （６）
【００８０】
方程式（４）から、吸収度Ａと測定された強度差ΔＩ＝（Ｉｓ−Ｉｄ）との相互関係が得られる。まだ今のところ、全照射強度から組織内での吸収を差し引いたものが受光器に到達すると考えられている。実際はそうではない。さらに厚さの差（ｄｓ−ｄｄ）も常に未知である。このため、吸収は未知の係数ＫＴ（透過測定の定数）を除いては正確に測定することができる。
ΔＩ＝ＫＴＡ （７）
ΔＩ 身体部分を透過した光の心臓収縮期と心臓拡張期における強度差
ＫＴ 測定された強度と透過測定における吸収との相互関係を表す定数
【００８１】
この係数が、全ての波長における全ての測定で（実質的に）一定であることが重要である。
【００８２】
ここまで、透過の測定について演算の例を説明してきた。実際には、特定の波長では、吸収が非常に強く、信号／ノイズの比が好ましくないことが明らかになっている。そのような場合には、反射の測定が望ましい。
【００８３】
反射の測定では、この係数は透過の測定のそれとは異なる。反射の測定には次の式が成り立つ。
ΔＩ＝ＫＲＡ （８）
ＫＲ 測定された強度と反射の測定における吸収との相互関係を表す定数
【００８４】
吸収は、個々の血液成分ｂ１．．．ｂｎ毎に加算されると考えられる。濃度Ｃが高過ぎる場合にはこの規則性はなくなる。
【００８５】
したがって、所定の波長λで、全吸収Ａｇは次式で表される。
Ａｇ＝Ａｂ１＋Ａｂ２＋・・・＋Ａｂｎ （９）
Ａｇ 全吸収
Ａｂ１ 血液成分１の吸収
Ａｂ２ 血液成分２の吸収
Ａｂｎ 血液成分ｎの吸収
【００８６】
方程式（６）と結びつけると、次式が成り立つ。
Ａｇ（λ）＝Ｅ（λ、ｂ１）＊Ｃｂ１＋Ｅ（λ、ｂ２）＊Ｃｂ２＋・・・Ｅ（λ、ｂｎ）＊Ｃｂｎ （１０）
Ｅ（λ、ｂｎ） 波長λにおける血液成分ｎの吸収係数
Ｃｂｎ 血液成分ｎの濃度
【００８７】
それぞれの場合で既知のものは、使用した各波長で測定された全吸収Ａｇ（それぞれ係数ＫＴおよびＫＲを除く）および、使用した波長における血液成分の各吸収係数である。物質濃度の各部分は未知であり、演算しなければならない。
【００８８】
今や、全体積に対する血液成分の各部分を算出するために、方程式（１０）に対応してｎ＊ｎ方程式系を構築することができる。
【００８９】
例えば、５種類の異なる濃度を算出する必要がある場合、方程式を解くために５種類の異なる波長で測定を行わなければならない。これにより、正確に解くことができる５×５の線形方程式系が得られる。しかしながら、部分的に透過の、かつ部分的に反射の測定が行われる場合は、透過および反射の測定で条件が異なることを示す係数（ＫＴ／ＫＲ）を算出するために、さらに別の方程式が必要である。
【００９０】
例えば、波長λ１〜λ３で透過の測定が行われ、かつ波長λ３〜λ５で反射の測定が行われるならば、次の方程式（１１）の系が得られる。ここでは、波長λ３での測定が、透過および反射の両方で行われている。
方程式（１１）
ＡｇＴ（λ１）＝Ｅ（λ１、ｂ１）＊Ｃｂ１＋Ｅ（λ１、ｂ２）＊Ｃｂ２＋Ｅ（λ１、ｂ３）＊Ｃｂ３＋Ｅ（λ１、ｂ４）＊Ｃｂ４＋Ｅ（λ１、ｂ５）＊Ｃｂ５
ＡｇＴ（λ２）＝Ｅ（λ２、ｂ１）＊Ｃｂ１＋Ｅ（λ２、ｂ２）＊Ｃｂ２＋Ｅ（λ２、ｂ３）＊Ｃｂ３＋Ｅ（λ２、ｂ４）＊Ｃｂ４＋Ｅ（λ２、ｂ５）＊Ｃｂ５
ＡｇＴ（λ３）＝Ｅ（λ３、ｂ１）＊Ｃｂ１＋Ｅ（λ３、ｂ２）＊Ｃｂ２＋Ｅ（λ３、ｂ３）＊Ｃｂ３＋Ｅ（λ３、ｂ４）＊Ｃｂ４＋Ｅ（λ３、ｂ５）＊Ｃｂ５
ＡｇＲ（λ３）＝（ＫＴ／ＫＲ）＊｛Ｅ（λ３、ｂ１）＊Ｃｂ１＋Ｅ（λ３、ｂ２）＊Ｃｂ２＋Ｅ（λ３、ｂ３）＊Ｃｂ３＋Ｅ（λ３、ｂ４）＊Ｃｂ４＋Ｅ（λ３、ｂ５）＊Ｃｂ５｝
ＡｇＲ（λ４）＝（ＫＴ／ＫＲ）＊｛Ｅ（λ４、ｂ１）＊Ｃｂ１＋Ｅ（λ４、ｂ２）＊Ｃｂ２＋Ｅ（λ４、ｂ３）＊Ｃｂ３＋Ｅ（λ４、ｂ４）＊Ｃｂ４＋Ｅ（λ４、ｂ５）＊Ｃｂ５｝
ＡｇＲ（λ５）＝（ＫＴ／ＫＲ）＊｛Ｅ（λ５、ｂ１）＊Ｃｂ１＋Ｅ（λ５、ｂ２）＊Ｃｂ２＋Ｅ（λ５、ｂ３）＊Ｃｂ３＋Ｅ（λ５、ｂ４）＊Ｃｂ４＋Ｅ（λ５、ｂ５）＊Ｃｂ５｝
ＡｇＴ（λｎ） 波長λｎにおける透過の全吸収
ＡｇＲ（λｎ） 波長λｎにおける反射の全吸収
【００９１】
方程式系（１１）は、未知の値として５個の濃度Ｃｂｎおよび係数（ＫＴ／ＫＲ）を含み、したがって明らかにこれを解くことができる。測定が透過のみまたは反射のみで行われるならば、方程式の数は波長の数ｎにまで減らされる。他方、結果の精度を上げるために、未知の値より式が多いという冗長的な算出も行うことができる。マトリックスまたは代入により方程式系（１１）を解き、それぞれの係数および吸収測定の結果を挿入することにより、個別の物質濃度Ｃｂ１〜Ｃｂ５を直ちに得られる。
【００９２】
方程式系（１１）が、身体部分に照射された強度Ｉ０および光検出器の感度が全ての波長で同じであるか、または、対応する正規化がなされているという前提に基づいていることは理解されよう。これについては、図１４およびそれぞれの説明を参照されたい。
【００９３】
強度差ΔＩに基づく吸収Ａｇ（λ）の測定は、未知の定数ＫＴおよびＫＲのみを除いて正確に測定することができるため、濃度の絶対値を決定するパラメータはない。したがって、最も高濃度の物質濃度に尺度１００％を割り振ることが認められる。しかしながら、水部分を含む主な血液成分を決定することによって、数％の誤差は別として血液組成がわかる。
【００９４】
血液成分の濃度を算出するプロセス図の一例を図１５に示す。
【００９５】
反射操作での測定では、条件が透過操作よりも複雑であることから、通常、補正を行う必要があることを指摘しておきたい。特に、血液成分に対し、異なる波長では、異なる光散乱が起きることを考慮すべきである。
【００９６】
濃度比を算出する第２の可能性は、発見的大洪水アルゴリズムによって与えられる。
【００９７】
８種類の異なる波長が使用され、毎回、付随する全吸収が測定される。ここで重要なことは、絶対値の測定ではなく、大洪水アルゴリズムで使用される測定値の相互関係である。測定値は、最大の吸収が１００％に対応するようスケール変換される。したがって、残りの７種類の波長の各吸収は１００％より小さい値となる。
【００９８】
ここで、理論的に可能な第１のランダムな血液組成を仮定する。
【００９９】
含有する血液成分の、物質に固有で、かつ波長に固有の吸収係数の値から、各波長について理論的に予想される全吸収を計算する。実際の測定と全く同様に、理論的吸収も１００％にスケール変換する。
【０１００】
この最初に計算された吸収スペクトルと実際に測定された吸収スペクトルとの相関をとる。そこから得られる相関係数がアルゴリズムの出発点である。
【０１０１】
ここで、各ラウンドで、先の理論的に仮定された血液組成を僅かに変更させ、得られた吸収スペクトルと測定された吸収スペクトルとの相関を再度とる。この新しい相関係数を、ラウンド毎に僅かに増加する閾値と比較する。
【０１０２】
閾値が現在の相関係数を超えるならば、新しく算出された理論的血液組成は放棄され、前のものから新しい血液組成が算出される。
【０１０３】
閾値が現在の相関係数を超えないならば、閾値を僅かに増加させ、新たに算出された血液組成を次のラウンドの出発点として使用する。
【０１０４】
現在の閾値を変更させるような血液組成の変化が、それ以上起こり得ないならば、アルゴリズムを終了する。
【０１０５】
現在の血液組成が、実際に測定された血液組成に対する良好な近似に対応するとみなすことができる。
【０１０６】
発見的アルゴリズムの結果に関してより良い検証を行うために、アルゴリズムは、僅かに異なるパラメータ（different marginal parameters）と、異なる出発点とを使用して、複数回実施することができる。
【０１０７】
この洪水法では、僅かに異なるパラメータを使用することによって、それが測定値と良好に適合しない場合にも、「水レベル」と呼ぶ閾値を超えるときには受け入れられる近隣の解へ向けて探索が行われる。この方法の過程で、この閾値は、ゼロから出発して、現在の解が改善されなくなるまで、連続的に増加する。この方法によれば、計算費用を殆どかけずに良好な近似を得ることができる。
【０１０８】
濃度比は、さらに、相関によって決定することができる。
【０１０９】
物質および波長に固有の吸収係数に基づき、理論的に可能な血液組成の仮定の下で、個々の光の波長について期待される、対応する全吸収を計算することが可能である。これについては、吸収の相互関係がここでもまた極めて重要である。
【０１１０】
決定すべき各物質の濃度が、それぞれ、可能な最小の部分から可能な最大の部分まで小さな刻みで表されるような、そうした理論的に考えられる吸収スペクトルの１セットが計算される。本発明者らの場合、これらは
− 水４４〜５４％
− 酸化ヘモグロビン５０〜１００％、
− 非酸化ヘモグロビン１〜５０％、
− カルボキシヘモグロビン１〜６０％、
− メトヘモグロビン１〜７０％
である。
【０１１１】
ここで、測定された吸収スペクトルと、上のようにして予め計算しておいた全てのスペクトルとの相関をとる。測定されたスペクトルと最良の相関を示すスペクトルを有する、理論的に決定された血液成分の濃度比が、実際の濃度比に良く近似する。
【０１１２】
この方法の精度は、第一に、使用できるハードウエアの計算能力により決まる。利用できる計算能力が高ければ高いほど、選択でき濃度等級はより細かくなり、得られる結果はより正確になるであろう。
【０１１３】
大洪水アルゴリズムに対するこの方法の優位性は、結果が明瞭で発見的性質がないことであり、これは、パラメータ分布の、ゼロより大きい刻み幅に起因して、結果に不可避的な不正確性が存在することを考慮したとしても、決定されたものより良い結果を得る可能性が決してないことを意味する。
【０１１４】
大洪水アルゴリズムでは、得られた結果が最良の結果に対応するものであると確実にいうことはできない。このことを補うために、アルゴリズムは異なる出発点から複数回実行される。
【０１１５】
この方法の利点は、アルゴリズム終了の少し前にパラメータの刻み幅を減少させることにより、算出結果が相関法に較べてより正確な結果を示すことができる点である。
【０１１６】
以上説明した計算法では、各波長について検出された容積脈拍曲線（図１０）を出発点とする。曲線は、個々の心臓周期に分割され、各周期について各波長で最大値が求められる。その後、各波長について最大値（振幅）の平均値が計算される。したがって、使用した波長の数に応じて、５ないし６個の、相互関係として考慮すべき平均吸収値が得られる。上述した計算法により、血液成分の比例濃度が計算される。これらの濃度から、例えば、酸素飽和度、全ヘモグロビン、またはヘマトクリット値などのさらなるパラメータを算出することができる。
【０１１７】
測定結果の一般的な改善を行うために、異なる時間間隔で装置の較正を行うことができる。この目的のためには、例えば、反射受光器の較正シェルとして構成された、図１１に示す第１の較正装置４８を使用することができる。ＬＥＤの実際の光強度を測定するために、まず、検査する身体部分がない状態で装置の較正を行う。
【０１１８】
反射放射線受光器用１８を較正するために、半球状の較正シェル４８を反射センサー１８上に、放射面も含まれるように配置する。前記較正シェル４８は、個々のＬＥＤの光強度を検出できるように、光の乱反射によって刺激される白色の内表面５０を備える。
【０１１９】
さらに、図１２に示すように、透過光部分用センサー２２の較正を行うために、透過光部分用受光器２２と反射受光器１８との間に、好ましくはフラストコニカル状の較正シェル５２を使用することができる。前記較正シェルも、白色内表面５４、さらには、２つの検出器表面の間の中央に配置された白色膜５６を備える。前記白色膜５６は、ＬＥＤから透過光部分用受光器へ放射線が直接到達するのを防止し、同時に無指向性の乱反射光を発生させる。この測定により、透過用受光器２２に関して、各ＬＥＤの光強度が測定される。
【０１２０】
図１３ｃは、各ＬＥＤについて測定した全光強度を示す。この測定はゼロ測定と呼ばれ、上述の較正シェルにより行われる。さらに計算を進めるにあたって、均一な放射を仮定できるようにするために、１００％への強度の正規化が行われる。この過程で、各ＬＥＤについて光強度の正規化係数が得られる（図１４ｃ）。較正のためのこの測定は、各センサーヘッドについて１回行われ、決められた時間間隔、例えば２ないし３年毎に行われる。使用する光強度が減衰していく光源、例えばＬＥＤの光強度が低下するために、この方法が必要である。
【０１２１】
上述の較正の後、身体部分について測定を行うことができる。この後に続く方法の工程は、個々にまたは全体として本発明の方法に含まれ得る。ＤＣ成分およびＡＣ成分を検出することが好ましい。検出された脈動性の光の吸収を比較することができるよう、各波長におけるＤＣ成分に応じて、それらを正規化しなければならない。この目的のためには、１回の測定につき少なくとも１回、各波長におけるＤＣ成分を測定する。
【０１２２】
一例として、図１４ｂに、透過光部分を示す。図に示すように、大部分の光が組織（骨、皮膚、およびその成分（例えば、メラニン、ビリルビンなどのヘモグロビンの分解物、小静脈など））により吸収されている。
【０１２３】
指のない状態で行う較正で測定された光強度では（図１３ｃ）、図１４に示すように、光強度係数（１．３３；１．２５；１．００など）が検出される。さらに、ＤＣ成分を１００％へ正規化するための係数も検出される（図１４：２０．００；３３．３３；１２．５など）。
【０１２４】
演算は次表に示すように行われる。
【０１２５】
【表１】
【０１２６】
例えば、波長５４２ｎｍでは、ピーク値３ＡＵが測定されている（ランダム単位）。このピーク値に光強度係数（ここでは１．３３）を乗じると、４ＡＵが得られる。その後、この結果に一定成分の係数（ここでは２０）を乗じる。得られた８０ＡＵを、その後、アナログ増幅度１で除する。この除算では、各波長はその増幅度により特徴付けられる（図１４：５４２ｎｍ：１；５６０ｎｍ：１；５７７ｎｍ：１；６６０ｎｍ：１０；８０５ｎｍ：５；９５０ｎｍ：２０；１２００ｎｍ：２０））。
【０１２７】
したがって、５４２ｎｍの脈動性ＡＣ成分の絶対強度は、８０．００ＡＵである。正規化した値を相互に比較できるよう、残りの波長についても、同じ原理でＡＣ成分の計算が行われる。この系統的アプローチにより、ＤＣ成分が除かれ、脈動的変化を受ける部分のみが考慮されるようになる。ＤＣ成分は、皮膚の色、皮膚の状態（角質化）、骨格構造、および測定部位に依る他の特性によって、人それぞれ個々の値をとる。
【０１２８】
しかしながら、先に説明したように、本発明の方法では、他の演算方法も適用することができる。
【０１２９】
以下に、図１６〜２１を参照しながら、異なる血液成分の濃度の測定に適した装置の種々の実施形態をさらに詳しく説明する。
【０１３０】
図１６は、本発明の装置の一実施形態を用いて行われた反射の測定を示す概略図である。この方法では、放射線源１２は測定用放射線１４を放射する。前記放射線源１２は、好ましくは、複数のＬＥＤ１２ａ〜１２ｈで構成することができる。放射された測定用放射線１４は、検査する身体部分１６により少なくとも一部が反射され、測定用放射線１４の一部が反射放射線２０として第１の放射線受光器１８に向けて反射される。
【０１３１】
検査する身体部分１６を透過した放射線２４の測定を、図１７に概略的に示す。この場合もまた、放射線源１２は検査する身体部分１６に向けて測定用放射線１４を放射する。放射線１４の少なくとも一部は検査する身体部分１６を透過し、透過放射線２４として第２の放射線受光器２２に入射する。第１の放射線受光器１８および第２の放射線受光器２２は、フォトダイオードとして設計することが好ましい。
【０１３２】
さらに、図２に示すように、装置は、第１の放射線受光器１８および第２の放射線受光器２２に接続された演算装置２６を備える。測定された放射線の反射部分２０および透過部分２４は前記演算装置２６へ送られ、この装置は、測定された放射線部分から、検査すべき身体部分１６により生じた、放射線１４の吸収を算出することができる。
【０１３３】
演算装置２６は、例えば、上述した演算を実行するための特定のソフトウエアプログラムをその上で走らせるＰＣとして設計することができる。特に、ＰＣでは、これらの演算を、透過および反射放射線の測定とは異なる時間に行うことができる。したがって、本発明に必須の演算工程は、これまで述べてきた患者の特徴の物理的検出から独立して実施することができる。
【０１３４】
図１８に示すように、装置１０は、放射線源１２が複数の個々の放射線源１２ａ〜１２ｈを備えるように設計することが特に好ましい。これらの個々の放射線源は、ＬＥＤで構成することができ、第１の放射線受光器１８の周りに円形状に配置される。
【０１３５】
図１８および１９に示すように、第１の受光器１８は、好ましくは円形状の分離手段３２内に配置される。それは、内側不透光性シェル３２ａ、および、白色コーティングが施された内壁を有する外側不透光性シェル３２ｂを備えることができる。この構成では、ＬＥＤ１２ａ〜１２ｈは、内側シェル３２ａおよび外側シェル３２ｂの間のスペース３３に配置される。ＬＥＤは、第１の受光器１８とは反対側に１５°の角度がつけられる。これにより、検査する身体部分１６が配置される位置に、測定用放射線が収束される。
【０１３６】
好ましくは、下部３４では、内側シェル３２ａおよび外側シェル３２ｂは、例えば回路基板などの基板３６から上方に垂直に伸び、それから上部３５で角度βで内側に、すなわち第１の受光器１８の方に曲げられていることが好ましい。この配置と、ＬＥＤが例えば１５度の角度で傾いていることによって、検査する身体部分１６に向けての測定用放射線１４の放射に狭い隙間３７のみを利用できるようにすることが可能となる。これによって、迷光（シャント光）が光源１２から第１の放射線受光器１８に直接放射されるのを有効に防止することができる。この測定の目的は、第１の放射線受光器１８が、検査する身体部分１６で反射された放射線２０のみを受けることにある。
【０１３７】
内側シェル３２ａおよび外側シェル３２ｂの間に空間３３が形成され、その中に、ＬＥＤ１２ａ〜１２ｈが、例えば前記回路基板３６上に配置される。前記空間３３には、例えば透明な接着剤を充填することができる。
【０１３８】
血液中の異なるヘモグロビン誘導体や水が異なる波長を異なる程度に吸収するという事実に基づき、個々の光源１２ａ〜１２ｈを次の波長を放射するよう構成することができる。
・５４０ｎｍ±５ｎｍ、５６２ｎｍ±５ｎｍ、５７３ｎｍ±５ｎｍ
・６２３ｎｍ±５ｎｍ
・６６０ｎｍ±１０ｎｍ
・８０５ｎｍ±１０ｎｍ
・９５０ｎｍ±１０ｎｍ
・１２００ｎｍ±５０ｎｍ
【０１３９】
使用した受光器表面の検出可能な波長領域を、図２０および２１に、グラフで示す。図２１に示した特性曲線は２つの異なるインジウム・ガリウム検出器を表す。左側の検出器（Ｌ１７１３−０５／−０９）を使用することが特に好ましい。
【０１４０】
８種の波長のうち７種はシリコン検出器で検出される。１１００ｎｍを超える波長は、それに応じてインジウム・ガリウム・ヒ素系フォトダイオードにより検出される。
【０１４１】
図２に示すように、検査する身体部分１６は、第１の収容要素２８と第２の収容要素３０の間に配置された収容室３８に収容されることが好ましい。
【０１４２】
本装置は、さらに、クランプ機構４０、例えばスプリング機構を備えることができる。それは、装置１０を検査する身体部分１６に適用できるように、第１の収容要素２８および第２の収容要素３０に連結される。装置１０を、例えば指１６に、より容易に装着できるように、２個の作動突起４２を設けることができる。
【０１４３】
装置１０は、個々の光源１２ａ〜１２ｈをシーケンシャルに作動させる制御装置４１を備えることが特に好ましい。
【０１４４】
図２２は、方程式系を使用する簡単な例により、血液成分の濃度を計算する方法を概略的に示す。次の方法の工程を実施することが好ましい。
１．身体組織に異なる波長λ光を放射する工程
２．透過または反射光部分の強度曲線Ｉを測定する工程
３．心臓収縮期および拡張期の間の強度差Ｉｓ−Ｉｄを求める工程。
４．身体組織に予想される血液成分の既知の吸光係数Ｅを方程式系（１１）に代入する工程
５．方程式系（１１）を解く工程
６．最も高濃度の血液成分を１００％にセットする工程
７．さらに他の成分の濃度を求める工程
【０１４５】
以下に、簡単な例により必要な演算について説明する。
【０１４６】
ランベルト−ベールの法則から
Ｉ／Ｉ０＝１０−ＥＣｄ
Ｉ 透過強度
Ｉ０ 入射強度
Ｅ （特定の波長に対する）血液成分の吸収係数（モル吸光係数）
Ｃ 血液成分の濃度
ｄ 層の厚さ
であり、放射線が透過する厚さｄの層の微小変化Δｄに対して、近似的に次が得られる。
（Ｉｓ−Ｉｄ）／Ｉ０＝−２．３ＥＣ（ｄｓ−ｄｄ）
ｄｓ 心臓収縮期の層の厚さ（全体で）
ｄｄ 心臓拡張期の層の厚さ（全体で）
【０１４７】
血液成分のモル吸光係数Ｅと濃度Ｃの積は、全吸収Ａｇと定義される。
Ａｇ＝Ｅ＊Ｃ
【０１４８】
上の２つの方程式を比較すると、照射強度Ｉ０および行路差Δｄ＝（ｄｓ−ｄｄ）が全ての測定で同じならば、全吸収は測定できる強度差ΔＩ＝（Ｉｓ−Ｉｄ）に比例することが明らかである。
ΔＩ〜Ａｇ
【０１４９】
図２２は、２つの異なる波長λにおける２つの異なる物質の吸光曲線を示す。この図から、距離の変化Δｄが非常に小さい場合、各回の強度変化ΔＩは非常に小さいため、上で導いた線形近似が妥当であることがわかる。
【０１５０】
２つの物質１および２（血液成分ｂ１およびｂ２）で、２つの波長λ１およびλ２の吸光係数は既知である。
Ｅ（λ１，ｂ１）、Ｅ（λ２，ｂ１）、Ｅ（λ１，ｂ２）およびＥ（λ２，ｂ２）
【０１５１】
さらに、血液成分の濃度Ｃがあまり高くない場合、個々の成分の吸収を加算できることが知られている。このことから、次が得られる。
Ａｇ（λ）＝Ｅ（λ，ｂ１）＊Ｃ１＋Ｅ（λ，ｂ２）＊Ｃ２
Ａｇ（λ）＝（特定の波長に対する）全吸収
Ｅ（λ，ｂｎ）＝波長λに対する血液成分の吸収係数（既知）
Ｃｎ＝血液成分ｎの濃度
【０１５２】
２つの異なる波長λ１およびλ２に対して、方程式系が得られる。
Ａｇ（λ１）＝Ｅ（λ１，ｂ１）＊Ｃ１＋Ｅ（λ１，ｂ２）＊Ｃ２
Ａｇ（λ２）＝Ｅ（λ２，ｂ１）＊Ｃ１＋Ｅ（λ２，ｂ２）＊Ｃ２
【０１５３】
仮定した値を使用して（一例として）
Ｅ（λ１，ｂ１）＝１
Ｅ（λ２，ｂ１）＝２
Ｅ（λ１，ｂ２）＝０．２５
Ｅ（λ２，ｂ２）＝１．５
Ｃ１＝１
Ｃ２＝２
とすると、次が得られる。
Ａｇ（λ１）＝１＊１＋０．２５＊２＝１．５
Ａｇ（λ２）＝２＊１＋１．５＊２＝３
【０１５４】
しかしながら、実際には、（異なる波長に対して）モル吸光係数Ｅおよび全吸収Ａｇのみが既知である。しかしながら、濃度Ｃ（例題では既知と仮定した）は計算されるべきものである。この計算は以下のように行われる。
【０１５５】
未知の濃度Ｃ１およびＣ２を含む場合には、方程式系は以下のようになる：
Ａｇ（λ１）＝１＊Ｃ１＋０．２５＊Ｃ２＝１．５Ｋ０
Ａｇ（λ２）＝２＊Ｃ１＋１．５＊Ｃ２＝５Ｋ０
Ｋ０ 照射強度Ｉ０および行路差Δｄ（血液脈動）により求められる定数
【０１５６】
第１の方程式から、次が得られる。
Ｃ１＝１．５Ｋ０−０．２５＊Ｃ２
【０１５７】
第２の式から得られるのは、
２＊（１．５Ｋ０−０．２５Ｃ２）＋１．５Ｃ２＝５Ｋ０
Ｃ２＝２Ｋ０
【０１５８】
Ｃ２を方程式系の第１の方程式に代入すると、次が得られる。
１Ｃ１＋０．２５＊２Ｋ０＝１．５Ｋ０
Ｃ１＝１Ｋ０
【０１５９】
上で決めたように、最も高濃度の血液成分、すなわちＣ２を１００％に設定する。
【０１６０】
これにより、次が得られる。
Ｃ２＝１００％
Ｃ１＝５０％
【０１６１】
このように、血液成分濃度は、非常に簡単で、かつ容易に確認される例により計算された。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血液成分濃度の非侵襲連続計測法に関する。
【背景技術】
【０００２】
例えば、ヒトの血液は、乾燥質量基準（すなわち、全ての非結合水が除去されている）で最大３８．５％までのヘモグロビンで構成されるが、これは湿潤物質基準（すなわち、生理的に通常の状態）では約１５％である。そのヘモグロビンには以下の成分が含まれる。
− 酸素不飽和ヘモグロビン（ＲＨｂ）
− 酸素飽和ヘモグロビン（Ｏ２Ｈｂ）
− カルボキシヘモグロビン（ＣＯＨｂ）
− メトヘモグロビン（ＭｅｔＨｂ）
【０００３】
図１にヒトの血液組成を例示する。医療上の目的で、ヘモグロビン濃度、特に、上記４種のヘモグロビン誘導体濃度を測定する必要がしばしば生じる。しかしながら、本発明は、血液のさらに別の成分の測定にも使用することができる。したがって、ヘモグロビンに関して記載した全ての特徴は、他の血液成分の濃度測定にも使用することができる。
【０００４】
血液中のヘモグロビン含有量の測定に、Ｈｂ分光光度計を使用することが知られている。Ｈｂ分光光度計は化学試薬を充填したキャピラリーギャップを備える。少量の血液、例えば一滴の血液を前記キャピラリーギャップに加えると、化学分解が生起され、ギャップの光透過性が変化する。光透過性の変化は光度計により検知することができる。
【０００５】
上記のタイプの装置は、Ｈｂ値を測定するために患者から血液を採取しなければならないという欠点を有している。
【０００６】
さらに、米国特許出願公開第２００５／０２６７３４６Ａ１号明細書には、異なる波長領域における吸収の測定から血液成分の濃度を測定する方法が開示されている。しかしながら、前記公開公報は、ｎ≧２バンド以内の電磁放射線を血液成分濃度の測定に使用する方法に関するものである。この方法では、検出する各物質を前記バンドの１つに割り当てる必要がある。しかしながら、実際、これには大きな制約を伴う。なぜなら、多くの血液成分を検出する場合に、適切な吸収構造を有する、対応する数の異なるバンドを見出すことは殆ど不可能であるからである。
【０００７】
米国特許第６１０４９３８号明細書には、異なる波長について身体部分の透過光およびそれぞれの反射光の強度を求めることによって血液成分濃度を測定する方法が記載されている。この計算方法は、光が透過または反射する部分にのみ適用されるものであって、両方を組み合わせた評価には適用されない。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
本発明の目的は、多くの血液成分、特に、比較的多くの血液成分濃度を非侵襲的に測定する方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明によれば、上記目的は請求項１の特徴により達成される。
【００１０】
血液成分濃度の測定方法は次の工程を含む。
ａ．放射線源により、それぞれ異なる波長の複数の測定用放射線を放射線源から放射する工程、
ｂ．検査する身体部分で反射された、前記複数の波長の測定用放射線を、第１の受光器で受光する工程、
ｃ．検査する身体部分を透過した、前記複数の波長の測定用放射線を、第２の受光器で受光する工程、
ｄ．第１の放射線受光器による前記反射放射線の測定および第２の放射線受光器による前記透過放射線の測定に基づいて、検査する身体部分により引き起こされた各波長の測定用放射線の吸収を算出する工程、
ｅ．各波長の測定用放射線について算出された前記吸収に基づいて、血液成分濃度を算出する工程。
【００１１】
本発明の方法の出発点は、それぞれ異なる波長の複数の測定用放射線を放射するのに適した装置である。前記装置は、また、検査する身体部分によって反射された測定用放射線を受光する第１の受光器を備える。さらに、検査する身体部分を透過した測定用放射線を受光する第２の受光器が設けられている。検査する身体部分は、例えば、ヒトの指とすることができる。測定用放射線としては、例えば、可視領域の光および／または近赤外領域の赤外線などの電磁放射線を使用することができる。本出願人によって出願された特許出願「血液成分の濃度検出装置（Apparatus for detection of concentrations of blood constituents）」に記載の装置を使用することが特に好ましい。
【００１２】
本発明は、血液の種々の成分、例えばヘモグロビンや水は、放射線の吸収度が異なるであろうという考えに基づいている。具体的には、種々の血液成分の吸収度が大きく異なるような特定の波長の放射線、例えば光が存在する。そのような波長を放射するという観点から放射線源を選択すれば、本発明の装置により得られる結果を良好なものにすることができる。
【００１３】
本発明の理論的基礎はランベルト・ベールの法則にある。
Ｉ／Ｉ０＝１０−ＥＣｄ （１）
Ｉ 出射／透過強度
Ｉ０ 入射強度
Ｅ （特定の波長に対する）血液成分の吸光係数（モル吸光係数）
Ｃ 濃度
ｄ 層の厚さ
【００１４】
ランベルト・ベールの法則は、放射線が吸収物質中を通過するとき、その強度が物質の濃度によってどのように変化するかを示すものである。これに関連して、吸光係数は透過光と入射光との比から求められる。
【００１５】
したがって、本発明においては、第１の放射線受光器は、検査する身体部分によって反射した放射線を測定するよう作動する。また、第２の放射線受光器は、検査する身体部分を透過した放射を測定するよう作動する。
【００１６】
先述したように、放射線の波長によって吸収度が異なるため、使用する波長を適切に選択することにより、算出した吸収度を基に、さらに計算を行うことによって種々の血液成分の濃度を算出することができる。この方法の基準点として、血液成分が同じ吸収度を示す、所謂、等吸収点の波長を使用することもできる。
【００１７】
このように、異なる波長を放射する放射線源を使用すれば、吸収に特に明確な差が表れるような波長そのもので測定が行われることになるため、異なる血液成分の濃度を極めて正確に測定することが可能になる。例えば、ヘモグロビン誘導体を測定するには、下記波長が特に有利であることがわかった。
・カルボキシヘモグロビンを酸化ヘモグロビンと区別するためには、５４０ｎｍ±５ｎｍ、５６２ｎｍ±５ｎｍ、５７３ｎｍ±５ｎｍ
・メトヘモグロビンを酸化ヘモグロビンと区別するためには、６２３ｎｍ±５ｎｍ
・全てのヘモグロビン誘導体を互いに区別するためには、６６０ｎｍ±１０ｎｍ（なぜなら、この波長で全ての成分が異なる吸収度を示すからである）
・全ヘモグロビンを水と区別するためには、８０５ｎｍ±１０ｎｍ（なぜなら、この波長では水による吸収はなく、ヘモグロビンのみの吸収が生じるからである）
・基準点としては、９５０ｎｍ±１０ｎｍ（なぜなら、そこでは全ての成分が同一の吸収度（等吸収点）を示すからである）
・水を全ヘモグロビンと区別するためには、１２００ｎｍ±５０ｎｍ（なぜなら、この波長ではヘモグロビンによる吸収はなく、水のみの吸収が生じるからである）
【００１８】
ヘモグロビンに関する、血液組成の異なるパラメータの測定を可能にするためには、複数の異なる波長を組織に向けて準平行的に放射しなければならない。波長の選択は、既に一部記載したように、次のことを基準になされるであろう。
１．ヘモグロビン誘導体の吸収特性
２．水の吸収特性
３．特定の波長の皮膚に対する侵入深さおよびそれぞれの透過性
４．各種誘導体の吸収スペクトルにおける等吸収点
５．放射線源の技術的可能性
【００１９】
使用する波長を選択する際、皮膚の光の窓を考慮することが特に好ましい。ヒトの皮膚では、光の窓は約３５０ｎｍ〜１６５０ｎｍの波長領域にある。
【００２０】
特に、本方法は、波長毎に測定された吸収値を保存すること、および、前述した方法の工程を繰り返すことを含み、波長毎に測定された吸収値が、各繰り返しサイクルで保存されることが好ましい。その後、波長毎に吸収の時間的変化が示されるように、波長毎に放射された放射線の個々の吸収値を統合する。この表示は、例えば、曲線の形または表の形で行われる。
【００２１】
各繰り返しサイクルで波長毎に測定された吸収値の保存、吸収の時間的変化を示すための波長毎の吸収値の統合、およびその変化の表示は、演算器により、演算器が検査する身体部分または患者の身体と相互依存しない状態で行う。
【００２２】
測定する血液成分の数と少なくとも同じ数の波長を使用することが好ましい。例えば、血液中の前述した４種類のヘモグロビン誘導体および水の濃度を測定しようとする場合、少なくとも５種類の異なる波長を使用する必要がある。より正確な測定を行うには、さらに多くの波長、すなわち、全部で８種類の波長で、強度を測定することが適切であり得る。血液成分濃度比を算出する方法としては、例えば、線形方程式系による算出法、発見的アルゴリズムを用いる算出法、および相関に基づく算出法などが挙げられる。これらの方法については、本願の実施形態に関連してより詳細に説明する。後に、複数の個々の血液成分について容積脈拍の変化を求めることができるよう、全ての方法で異なる特性の波長が使用される。実際に個々の血液成分濃度を知るために、各血液成分について測定されるのは、全体の容積脈拍の変化ではなく、使用した波長の吸収変化における決定的ポイントでの種々の吸収値のみである。これらの決定的ポイントは、例えば、吸収変化の最大値である。
【００２３】
スナップショット、すなわち、異なる波長の吸収値が測定される単一の測定だけでなく、容積脈拍が変化する過程の異なる時点で、複数の測定を行うことが特に好ましい。特に、吸収変化の脈動部分を検知するには、例えば、その後に変化曲線の最大点（心拡張期）との差が求められるように、変化曲線の最小点（心収縮期）もまた必要である。何故なら、さもなければ、ＤＣ成分を考慮することができないからである。さらに、非常に数多くの測定を行うことにより、完全な脈容量変化曲線を求めることができ、これにより、この曲線から他の情報を引き出すことも可能になる。例えば、計算アルゴリズムへの入力データとして、最大値を使用する代わりに、互いの関係について面積積分を使用することができる。
【００２４】
使用する大部分の波長で、全血液成分の吸収からの混合信号（容積脈拍の和）が得られる。検出された互いに対する吸収振幅比から、例えば上述した算出方法により、個々の物質および波長に固有の吸光係数を使用して、互いに対する血液成分の濃度比を算出することができる。前記吸光係数は、体積当たりの物質の量および体積当たりの質量の両者と関連させることができる。したがって、算出すべき比は、体積当たりの個々の血液成分の質量比かまたは体積比のいずれかに対応する。
【００２５】
血液成分濃度を算出する装置について、以下により詳しく説明する。
【００２６】
前記装置は、検査する身体部分によって引き起こされた放射線の吸収を計算するため、第１および第２の放射線受光器に接続された演算装置であって、前記計算が測定された放射線の反射部分と透過部分を基になされる装置を備える。前記演算装置は、例えばコンピュータとすることができる。好ましくは、検査する身体部分による放射線の吸収の計算は、演算装置で、演算装置と検査する身体部分との間の相互依存性が要求されない方法により、行うことができる。例えば、演算装置は、特定のソフトウエアプログラムを走らせる装置として設計することができる。
【００２７】
放射線源と、検査する身体部分により反射された放射線を受光する第１の放射線受光器とは、検査する身体部分に対して同じ側に配置されることが特に好ましい。その後、透過放射線を受光する第２の放射線受光器を、検査する身体部分の第２の側で、第１の放射線受光器とは反対側に配置することができる。
【００２８】
血液中のヘモグロビン濃度をより正確に測定するため、かつ／またはヘモグロビン誘導体の濃度を測定するために、放射線源は個々の異なる波長の複数の放射線源を含むことがさらに好ましい。前記個々の放射線源は、例えば、ＬＥＤ、レーザーダイオードまたはフィルターを有する白色光ＬＥＤとして構成することができる。異なるヘモグロビン誘導体は、放射線の吸収度に関し、特定の波長で特に顕著な差を示すため、この特徴は特に有利である。異なるヘモグロビン誘導体、および、例えば水などの他の血液成分それぞれの吸収度の差が特に大きい波長を使用して測定を行うことは、特に有利である。
【００２９】
本発明の装置のさらに好ましい特徴を以下に示す。
【００３０】
装置は、第１および第２の放射線受光器が互いに反対側に配置され、したがって、第１および第２の放射線受光器の間に、検査する身体部分を収容するための収容室が形成されるように構成されることが特に好ましい。この配置で、放射線源と第１の放射線受光器を１つの平面内に位置させることができる。
【００３１】
放射線源を、例えばＬＥＤの形態の光源として設計し、かつ、第１および第２の放射線受光器を、例えばフォトダイオードの形態の受光器として設計することが特に好ましい。
【００３２】
ＬＥＤは、前記収容室の第１の側、好ましくは第１の受光器の周囲に、円形状に配置することができる。
【００３３】
放射線源が、径方向に配置された、少なくとも２つの同一波長の個別の光源を備えるならば、検査する身体部分に特に均一に放射線を当てることができる。使用する波長の数が多いために、構築上の理由から、同一波長の２つの個々の光源を互いに反対側に配置することができない場合は、１つの波長につき１つの個別の光源をそれぞれ使用することができる。この場合、個々の光源からの放射線が、検査する身体部分、例えばヒトの指が配置される位置で収束するように、個々の光源の第１の受光器に向いていない側の面を、好ましくは角度で１５°傾けることが特に好ましい。
【００３４】
検出差を生じさせなくするために、第１の受光器および第２の受光器は、同じタイプであることが好ましく、例えば、光検出器で構成することができる。例えば、４００ｎｍ〜１６５０ｎｍというかなり広範囲の波長をカバーするために、二色検出器を使用することが好ましい。この検出器は、例えば、４００ｎｍ〜１１００ｎｍの波長範囲を有するシリコンからなる受光面、および、例えば、１０００ｎｍ〜１７００ｎｍの波長範囲を有する、インジウム・ガリウム・ヒ素からなる受光面を備える。しかしながら、例えば、異なる材料からなる３つの受光面を有する検出器を使用することもできる。重要なことは、３５０ｎｍ〜１６５０ｎｍの範囲全体を検出し得ることである。
【００３５】
直接の迷光（シャント光）が第１の受光器に入射するのを防止するために、光源は第１の受光器から隔離手段により、好ましくは光不透過性の内部および外部シェルにより隔離されている。外部シェルの内壁には、放射される光を均一化するために白色のコーティングが施されている。シェルは、放射線が所定の表面（実質的に指パッドの表面に対応）に放射されるように、円錐形にすることができる。さらに、２つの受信信号（組織、散乱など）間の差から得られるかく乱要因を考慮するために、反射センサーが、互いに近接した２つの受光器を特に備えるようにすることもできる。
【００３６】
衛生上の理由、およびより良い取り扱いのために、前記シェルは光源および第１の受光器に強固に取り付けることができる。さらに、シェルの間の窪みには、好ましくは透明で、傷が付きにくく、硬く、かつ／または生体適合性を有する接着剤を充填することができる。前記接着剤は、シェルと共に、僅かに内側に湾曲した（凹形の）形状に仕上げることができる。この配置の反対側に、透過放射線受光器が位置する。
【００３７】
装置は、その第１の側と第２の側それぞれに、収容室の範囲を定める第１および第２の収容要素を備えることができる。第１および第２の収容要素は、装置が検査する身体部分、例えば指に固定されるように、クランプ機構により互いに結合させることができる。
【００３８】
第１および第２の放射線受光器は、浮かせた状態で支持し、それによって、検査する身体部分との最適な接触が保証され、均一な再現性のある接触圧が得られるようにすることが好ましい。特に、第１および第２の放射線受光器は、検査する身体部分および結合手段それぞれに直接取り付けられることに注意すべきである。
【００３９】
非常に狭い測定可能領域に光が集中するように、ＬＥＤと皮膚との間、および皮膚と受光面との間それぞれの光学的結合に、ガラスファイバケーブルを使用することが特に好ましい。
【００４０】
信号の質を向上させるために、本発明の装置は、放射線源、例えば透過ＬＥＤの放射線強度を、使用するケーブル毎に、自動的、かつ連続的に追跡することができるように構成することができる。出力信号が小さすぎる場合、または大きすぎる場合、それぞれ伝送電力が自動的に増幅されるか、または減衰される。この因子は、これを信号の評価に含ませるために、定量的な再現性がなければならない。同じ原理が、放射線受光器、特に二色検出器の強度にも適用することができる。したがって、例えば、８個のＬＥＤ（８種類の波長）を使用する場合には、８つの追跡プロセスが実行され、検出器（２個の受光面それぞれに、透過および反射）を使用する場合には、４つの追跡プロセスを実行することができる。
【００４１】
本発明の装置は多くの用途で使用することができる。例えば、ヘモグロビン濃度の連続的な非侵襲測定に、ここに記述した装置を使用することができる。さらに、微小血管疾患の検出に本装置を使用することができる。さらに、血圧の連続的非侵襲検出に使用することができる。本発明の装置は、また、さらに別の方法、特に診断または医療の方法に使用することができる。
【００４２】
特に、本発明の装置は、１種または複数の血液成分の容積脈拍変化を測定するのに適している。測定された容積脈拍変化から、また、特に容積脈拍変化の形から、例えば患者の血圧または微小血管疾患の存在に関する情報などの、さらなる医学上の結果を引き出すことができる。個々の血液成分の容積脈拍変化は、例えば単一波長の使用により検出することができる。この場合、使用した波長において測定された吸収の変化は、測定すべき血液成分の容積脈拍変化に対応する。容積脈拍の変化を正確に測定するには、既述の基準にしたがって使用する波長を選択する必要がある。
【００４３】
１つの独立した発明は、異なる血液成分の濃度測定を行う装置の操作方法に関する。これについては、本願の中で記載した装置を使用することができる。前記装置が、異なる波長の複数の測定用放射線を放射するのに適した、少なくとも１つの放射線源を備えることが、必須である。本発明の方法においては、それぞれ１つの波長の測定用放射線を放射するために、好ましくは連続的に放射線源を作動させる。すなわち、毎回連続的に、特定波長の測定用放射線を放射するよう、放射線源を駆動させる。特に、これに関連して、放射線源を、それぞれ１つの波長の測定用放射線源を放射する、例えばＬＥＤなどの複数の個々の放射線源により形成することができる。それぞれ１つの波長の測定用放射線を連続的に放射する代わりに、異なる波長の測定用放射線を同時に放射するのに適した放射線源を備えることもできる。ここで使用する第１および第２の放射線受光器は、個々の放射された波長の測定用放射線を別々に受光するのに適するように構成されていなければならない。これは、例えば、それぞれが、例えば周波数フィルターを使用して、放射された特定の周波数バンドの放射線を受光する、複数の個々の放射線受光器を備えることによって実現することができる。しかしながら、各波長は連続して放射されることが好ましい。
【００４４】
さらに、本発明の方法においては、検査する身体部分により反射された各波長の測定用放射線は、第１の放射線受光器が受光する。さらに、検査する身体部分を透過した各波長の測定用放射線は、第２の放射線受光器が受光する。その後、検査する身体部分により引き起こされた放射線の吸収が、波長毎に算出される。この算出は、第１の放射線受光器による反射放射線の測定と、第２の放射線受光器による透過放射線の測定に基づいて行われる。
【００４５】
そうでなければ、本発明の方法は、本発明の装置に関連して記載した全ての特徴を含むことができる。
【００４６】
特に、本方法は、各波長毎に検出された吸収値を保存する工程、および前述した本方法の工程を繰り返す工程を含み、検出された各波長の吸収値が、繰り返しサイクル毎に保存されることが好ましい。その後、各波長における吸収の時間的変化を表すために、放射された放射線の個々の吸収値を波長毎に統合する。これは、例えば曲線または表で表され、容積脈拍の変化と称する。
【００４７】
各繰り返しサイクルの各波長で測定された吸収値の保存、吸収の時間的変化を表すための各波長における吸収値の統合、および前記変化の表示は、演算装置で、前記演算装置が検査する身体部分または患者の身体と相互依存しない状態で行うことが好ましい。
【００４８】
要約すると、本発明の方法には以下の工程が含まれる。
ａ．それぞれ異なる波長の複数の測定用放射線を連続的に放射する工程、
ｂ．検査する身体部分で反射された各波長の測定用放射線を第１の受光器により受光する工程、
ｃ．検査する身体部分を透過した各波長の測定用放射線を第２の受光器により受光する工程、
ｄ．検査する身体部分により引き起こされた放射線の吸収を、第１の放射線受光器による前記反射放射線の測定、および第２の放射線受光器による前記透過放射線の測定に基づいて算出する工程、
ｅ．前記方法の工程ａ．〜ｄ．を複数回繰り返す工程であって、測定用放射線の各波長に対するそれぞれの吸収値を、各繰り返しサイクル毎に保存する工程、
ｆ．保存された吸収値を統合して、測定用放射線の各使用波長に対する吸収の時間的変化（容積脈拍の変化）を表示する工程。
【００４９】
特に、前記方法の工程ｄ．およびｆ．は演算装置により、前記演算装置が検査する身体部分と相互依存しない状態で行われる。
【００５０】
以下、本発明の好ましい実施形態を図面を参照して説明する。
【図面の簡単な説明】
【００５１】
【図１】ヒトの血液組成の概観。
【図２】血液成分濃度の測定に適した装置を示す概略図。
【図３】ヒトの皮膚への光放射の浸透深さを示すグラフ。
【図４】通常のヘモグロビン濃度（１５０ｇ／ｌ）のヒトの血液の吸収スペクトルを示すグラフ。
【図５】通常の吸収スペクトルと、カルボキシヘモグロビンおよびヘモグロビンがそれぞれ高濃度の場合の吸収スペクトルとの比較を示すグラフ。
【図６】ヘモグロビンおよび水の吸収スペクトルを示すグラフ。
【図７】波長に依存する各種ヘモグロビン誘導体の吸収係数を示すグラフ。
【図８】複数の個別の放射線源および放射線受光器の制御を示すグラフ。
【図９】放射線受光器の読み出し挙動を示す概略図。
【図１０】異なる波長の吸収変化を示すグラフ。
【図１１】反射放射線受光器用較正装置を示す概略図。
【図１２】透過放射線受光器用較正装置を示す概略図。
【図１３】容積脈拍曲線を正規化する係数を計算するための光強度を示すグラフ。
【図１４】計算で得られた、容積脈拍曲線を正規化する係数を示すグラフ。
【図１５】線形方程式系により濃度を算出するためのプロセス図。
【図１６】反射の測定を示す概略図。
【図１７】透過の測定を示す模式図。
【図１８】本発明の装置の第１の収容要素を示す概略図。
【図１９】第１の放射線受光器を示す断面図。
【図２０】放射線受光器の検出範囲を示すグラフ。
【図２１】放射線受光器の検出範囲を示すグラフ。
【図２２】２つの異なる波長λにおける２つの物質の典型的な吸光曲線であって、僅かな厚さの変化Δｄ（血液の脈拍）により生じた強度差ΔＩを示す。
【発明を実施するための形態】
【００５２】
図２のように、本発明の方法の実施に適した装置は、検査する身体部分１６に向けて測定用放射線１４を放射する放射線源１２を備えている。検査する身体部分１６はヒトの指であることが好ましい。しかしながら、それに代えて、例えばヒトの耳たぶやその他の適切な身体部分なども測定に使用することができる。
【００５３】
前記装置１０は、さらに、検査する身体部分１６によって反射された放射線２０を受光するように配置された第１の放射線受光器１８を備えている。図示した実施形態においては、第１の放射線受光器は、第１の収容要素２８内に配置されている。前記第１の収容要素２８内には、放射線源１２もまた配置されている。
【００５４】
装置１０は、さらに、検査する身体部分１６を透過した放射線２４を受光するように配置された第２の放射線受光器２２を備えている。図示した実施形態においては、第２の放射線受光器２２は、第１の収容要素２８とは反対側に位置する第２の収容要素３０内に配置されている。ここで、「反対側」は、２つの収容要素２８、３０、並びに第１の放射線受光器１８および第２の放射線受光器２２が、例えば指１６がそれらの間に位置するように配置されていることを意味する。
【００５５】
放射された測定用放射線１４は、少なくとも一部が検査する身体部分１６によって反射され、その結果、測定用放射線１４の一部が、反射放射線２０として第１の放射線受光器１８に向けて反射されることになる。
【００５６】
前記放射線１４の少なくとも一部は、検査する身体部分１６を通過し、透過放射線２４として第２の放射線受光器２２に入射する。第１の放射線受光器１８および第２の放射線受光器２２は、好ましくはフォトダイオードとして設計される。
【００５７】
装置は、さらに、第１の放射線受光器１８および第２の放射線受光器２２に接続された演算装置２６を含む。測定された放射線の反射部分２０と透過部分２４が前記演算装置２６に送られ、その放射線部分の測定値から、検査する身体部分１６によって引き起こされた放射線１４の吸収が算出される。
【００５８】
演算装置２６は、例えば、前記演算を実行する特定のソフトウエアプログラムによって作動するＰＣとして設計することができる。特に、前記演算は、透過放射線と反射放射線の測定時点とは異なる時でもＰＣで行うことができる。したがって、本発明に必須の演算工程は、これまで記載してきた患者の特徴を物理的に検出することから独立して行われる。
【００５９】
本発明の方法は、特に、例えばコンピュータまたはマイクロプロセッサなどの制御装置４１により制御することができる。前記制御装置４１は装置１０の一部とすることができる。
【００６０】
本発明の方法を実施するには、他の適切な装置を使用することもできる。そのような装置は、少なくとも１つの、異なる波長の測定用放射線を放射する放射線源を備えることが必須である。
【００６１】
放射される波長は、例えばヒトの皮膚が放射線を透過し得る領域のものである。この領域は光の窓と呼ばれ、約３５０ｎｍ〜１６５０ｎｍの波長領域にある（図７参照）。前記領域の外側では、皮膚の吸収が大きいため、放射線がさらに深く組織に入り込むことはほとんど不可能である。
【００６２】
図６に示すように、例えばヒトの血液中のヘモグロビン誘導体および水が、吸収度に関して特に顕著な差を示すのは、これらの決定的な波長においてである。
【００６３】
例えば、光源１２が異なる波長を放射するように構成されたＬＥＤを複数含むことが特に好ましい。この場合、その動作のＯＮ、ＯＦＦが例えば１．２ｋＨｚの周波数で連続的に行われ、互いに異なる２つの波長が同時には放射されないように、ＬＥＤを制御することができる。例えば周波数フィルターにより、特定の周波数帯の放射線のみを受光し得る複数の放射線受光器を備えているなら、異なる波長の測定用放射線を時間的に並列に放射することも可能である。しかしながら、好ましいのは、個々の放射線源のシーケンシャルな作動であり、その場合、１．２ｋＨｚに限らず、他の適当な周波数領域を使用することもできる。
【００６４】
受信信号の表示は、所謂通常動作またはロックイン動作で行うことができる。ロックイン動作では信号品質が改善される。ロックイン方法を適用するには、ロックイン増幅器は、各ＬＥＤのスイッチオン状態時に１回、および、ＬＥＤのスイッチオフ状態時に１回、信号を検出しなければならない。したがって、ＬＥＤのクロックパルスの速度は、通常動作とロックイン動作とでは異なり得る。ロックイン動作では、ＬＥＤの制御周波数をロックイン増幅器に必要な周波数に合わせることができる。
【００６５】
ロックインの原理は、非常に微小な信号にフィルターをかけ、増幅する方法である。この方法では、周波数と位相が既知の参照信号が測定信号の上に変調され、他の周波数の直流電圧およびノイズを消去する。
【００６６】
通常動作およびロックイン動作のいずれにおいても、一定成分（一定部分／オフセット）とパルス状の交流成分（交流部分）とを決定する。一定成分は照射された組織の生理学的特性により決まる。これは、例えば、組織の特性や脈動部分のない血管（小静脈など）など、様々な原因により影響される。このオフセットの上に、血液の容積変化から生じるパルス状の交流成分（交流部分）が乗る。
【００６７】
ＤＣ成分は、補正部分とみなすことができる。ＡＣと一定成分を分離するアナログまたはデジタルフィルタを使用する場合には、他の選択が存在する。原理上は、このことは両モードで可能であるが、少なくとも通常動作では、充分な信号品質を得るために行うべきである。そうしなければ、あらゆる外乱もまた増幅されるからである。
【００６８】
図８および９に、数個のＬＥＤのクロック動作と、反射光を受光するフォトダイオード１８および透過光を受光するフォトダイオード２２のクロック動作を示す。これについては、僅かに５種類の波長を使用した場合を図９に示す。同様にして、図９に示した読み取り動作の原理は、波長数がより多い場合にもより少ない場合にも適用することができる。図８の例に示すように、８種類の異なる波長を使用することが好ましい。
【００６９】
所謂サンプルアンドホールド動作を図示する。図面の下半分に、使用した２つの検出器表面の２つの検出器信号を１つの波長領域毎に示す。ここでは、シリコンからなる受光面が４００ｎｍ〜１１００ｎｍの波長領域をカバーし、インジウム・ガリウム・ヒ素からなる受光面が１０００ｎｍ〜１７００ｎｍの波長領域をカバーする。５４０、５６２、５７３、６２３、６６０、８０５および９５０ｎｍのＬＥＤが作動する毎に、反射２０および透過２４した測定用放射線がシリコン受光面により検出される。検出器でそれぞれの時点で受信した信号値は、波長毎に読み取られ（サンプル）、保持され（ホールド）、波長が再度立ち上がるまでに保存される。１２５０ｎｍのＬＥＤおよびインジウム・ガリウム・ヒ素センサーを同一のクロック条件で使用すれば、対応するプロセスが実行される。この一連の動作が繰り返され、個々のサンプル（値）がさらに処理される。図９に示すように、これは各波長に対し連続して行われる。
【００７０】
このように、第１サイクルで、例えば８種類の波長が放射され、それらの反射光２０および透過光２４部分が測定され、その後、保存される。続く繰り返しサイクルで読み取られた値から、放射線１４の各波長における個々の吸収値が統合されて、各波長の吸収の時間的変化が示される。
【００７１】
濃度比を算出する第１の選択肢は、線形方程式系の使用である。
【００７２】
方程式（１）から出発して、次式が、放射線が透過する厚さｄ０の層の微小変化（ｄ−ｄ０）に対して近似的に適用される（テイラー級数）。
Ｉ／Ｉ０ ＝ １０−ＥＣｄ０−２．３ＥＣ（ｄ−ｄ０）＋．． （２）
ｄ 層の厚さ（全体）
ｄ０ 特定の時点（例えば、心臓拡張期）における層の厚さ（全体）
【００７３】
層の厚さｄの変化が、組織中の血液の脈動でのみ生じる場合は、（ｄ−ｄ０）の値は小さいので、級数展開の線形項のみを使用しても生じる誤差は非常に小さい。方程式（２）によれば、透過強度は、一定値１０−ＥＣｄ０と、放射線が透過する組織の直径の脈動による変化により生じる通常かなり小さな部分とからなる。
【００７４】
本発明においては、透過光波の強度を、心臓収縮期（Ｉｓ）および心臓拡張期（Ｉｄ）に測定し、その強度差を得ることが好ましい。フォトトランジスタの信号は入射強度に比例すると推定される。
【００７５】
式（２）から、以下が導かれる。
（Ｉｓ−Ｉｄ）／Ｉ０＝１０−ＥＣｄ０−２．３ＥＣ（ｄｓ−ｄ０）−｛１０−ＥＣｄ０−２．３ＥＣ（ｄｄ−ｄ０）｝ （３）
（Ｉｓ−Ｉｄ）＝−２．３ＥＣ（ｄｓ−ｄｄ）Ｉ０ （４）
【００７６】
これは、心臓の収縮期と拡張期の間の強度差の測定値が、モル吸光係数Ｅおよび血液成分濃度Ｃに比例し、かつ行路差（ｄｓ−ｄｄ）に比例することを意味している。
【００７７】
因子ＥＣは、透過光の吸収度Ａの測定値である。
Ａ＝ＥＣ （５）
【００７８】
特定の波長の吸収は、観察する血液成分の物質濃度に正比例し、所定の波長での血液成分の吸収係数に比例する。すなわち、所定の体積当たりの物質濃度が高いほど、あるいは、吸収係数値が高いほど、吸収は大きくなる。
【００７９】
特定の波長λおよび血液成分の濃度Ｃｂｎに対して、次式が成り立つ。
Ａｂｎ＝Ｅ（λ、ｂｎ）＊Ｃｂｎ （６）
【００８０】
方程式（４）から、吸収度Ａと測定された強度差ΔＩ＝（Ｉｓ−Ｉｄ）との相互関係が得られる。まだ今のところ、全照射強度から組織内での吸収を差し引いたものが受光器に到達すると考えられている。実際はそうではない。さらに厚さの差（ｄｓ−ｄｄ）も常に未知である。このため、吸収は未知の係数ＫＴ（透過測定の定数）を除いては正確に測定することができる。
ΔＩ＝ＫＴＡ （７）
ΔＩ 身体部分を透過した光の心臓収縮期と心臓拡張期における強度差
ＫＴ 測定された強度と透過測定における吸収との相互関係を表す定数
【００８１】
この係数が、全ての波長における全ての測定で（実質的に）一定であることが重要である。
【００８２】
ここまで、透過の測定について演算の例を説明してきた。実際には、特定の波長では、吸収が非常に強く、信号／ノイズの比が好ましくないことが明らかになっている。そのような場合には、反射の測定が望ましい。
【００８３】
反射の測定では、この係数は透過の測定のそれとは異なる。反射の測定には次の式が成り立つ。
ΔＩ＝ＫＲＡ （８）
ＫＲ 測定された強度と反射の測定における吸収との相互関係を表す定数
【００８４】
吸収は、個々の血液成分ｂ１．．．ｂｎ毎に加算されると考えられる。濃度Ｃが高過ぎる場合にはこの規則性はなくなる。
【００８５】
したがって、所定の波長λで、全吸収Ａｇは次式で表される。
Ａｇ＝Ａｂ１＋Ａｂ２＋・・・＋Ａｂｎ （９）
Ａｇ 全吸収
Ａｂ１ 血液成分１の吸収
Ａｂ２ 血液成分２の吸収
Ａｂｎ 血液成分ｎの吸収
【００８６】
方程式（６）と結びつけると、次式が成り立つ。
Ａｇ（λ）＝Ｅ（λ、ｂ１）＊Ｃｂ１＋Ｅ（λ、ｂ２）＊Ｃｂ２＋・・・Ｅ（λ、ｂｎ）＊Ｃｂｎ （１０）
Ｅ（λ、ｂｎ） 波長λにおける血液成分ｎの吸収係数
Ｃｂｎ 血液成分ｎの濃度
【００８７】
それぞれの場合で既知のものは、使用した各波長で測定された全吸収Ａｇ（それぞれ係数ＫＴおよびＫＲを除く）および、使用した波長における血液成分の各吸収係数である。物質濃度の各部分は未知であり、演算しなければならない。
【００８８】
今や、全体積に対する血液成分の各部分を算出するために、方程式（１０）に対応してｎ＊ｎ方程式系を構築することができる。
【００８９】
例えば、５種類の異なる濃度を算出する必要がある場合、方程式を解くために５種類の異なる波長で測定を行わなければならない。これにより、正確に解くことができる５×５の線形方程式系が得られる。しかしながら、部分的に透過の、かつ部分的に反射の測定が行われる場合は、透過および反射の測定で条件が異なることを示す係数（ＫＴ／ＫＲ）を算出するために、さらに別の方程式が必要である。
【００９０】
例えば、波長λ１〜λ３で透過の測定が行われ、かつ波長λ３〜λ５で反射の測定が行われるならば、次の方程式（１１）の系が得られる。ここでは、波長λ３での測定が、透過および反射の両方で行われている。
方程式（１１）
ＡｇＴ（λ１）＝Ｅ（λ１、ｂ１）＊Ｃｂ１＋Ｅ（λ１、ｂ２）＊Ｃｂ２＋Ｅ（λ１、ｂ３）＊Ｃｂ３＋Ｅ（λ１、ｂ４）＊Ｃｂ４＋Ｅ（λ１、ｂ５）＊Ｃｂ５
ＡｇＴ（λ２）＝Ｅ（λ２、ｂ１）＊Ｃｂ１＋Ｅ（λ２、ｂ２）＊Ｃｂ２＋Ｅ（λ２、ｂ３）＊Ｃｂ３＋Ｅ（λ２、ｂ４）＊Ｃｂ４＋Ｅ（λ２、ｂ５）＊Ｃｂ５
ＡｇＴ（λ３）＝Ｅ（λ３、ｂ１）＊Ｃｂ１＋Ｅ（λ３、ｂ２）＊Ｃｂ２＋Ｅ（λ３、ｂ３）＊Ｃｂ３＋Ｅ（λ３、ｂ４）＊Ｃｂ４＋Ｅ（λ３、ｂ５）＊Ｃｂ５
ＡｇＲ（λ３）＝（ＫＴ／ＫＲ）＊｛Ｅ（λ３、ｂ１）＊Ｃｂ１＋Ｅ（λ３、ｂ２）＊Ｃｂ２＋Ｅ（λ３、ｂ３）＊Ｃｂ３＋Ｅ（λ３、ｂ４）＊Ｃｂ４＋Ｅ（λ３、ｂ５）＊Ｃｂ５｝
ＡｇＲ（λ４）＝（ＫＴ／ＫＲ）＊｛Ｅ（λ４、ｂ１）＊Ｃｂ１＋Ｅ（λ４、ｂ２）＊Ｃｂ２＋Ｅ（λ４、ｂ３）＊Ｃｂ３＋Ｅ（λ４、ｂ４）＊Ｃｂ４＋Ｅ（λ４、ｂ５）＊Ｃｂ５｝
ＡｇＲ（λ５）＝（ＫＴ／ＫＲ）＊｛Ｅ（λ５、ｂ１）＊Ｃｂ１＋Ｅ（λ５、ｂ２）＊Ｃｂ２＋Ｅ（λ５、ｂ３）＊Ｃｂ３＋Ｅ（λ５、ｂ４）＊Ｃｂ４＋Ｅ（λ５、ｂ５）＊Ｃｂ５｝
ＡｇＴ（λｎ） 波長λｎにおける透過の全吸収
ＡｇＲ（λｎ） 波長λｎにおける反射の全吸収
【００９１】
方程式系（１１）は、未知の値として５個の濃度Ｃｂｎおよび係数（ＫＴ／ＫＲ）を含み、したがって明らかにこれを解くことができる。測定が透過のみまたは反射のみで行われるならば、方程式の数は波長の数ｎにまで減らされる。他方、結果の精度を上げるために、未知の値より式が多いという冗長的な算出も行うことができる。マトリックスまたは代入により方程式系（１１）を解き、それぞれの係数および吸収測定の結果を挿入することにより、個別の物質濃度Ｃｂ１〜Ｃｂ５を直ちに得られる。
【００９２】
方程式系（１１）が、身体部分に照射された強度Ｉ０および光検出器の感度が全ての波長で同じであるか、または、対応する正規化がなされているという前提に基づいていることは理解されよう。これについては、図１４およびそれぞれの説明を参照されたい。
【００９３】
強度差ΔＩに基づく吸収Ａｇ（λ）の測定は、未知の定数ＫＴおよびＫＲのみを除いて正確に測定することができるため、濃度の絶対値を決定するパラメータはない。したがって、最も高濃度の物質濃度に尺度１００％を割り振ることが認められる。しかしながら、水部分を含む主な血液成分を決定することによって、数％の誤差は別として血液組成がわかる。
【００９４】
血液成分の濃度を算出するプロセス図の一例を図１５に示す。
【００９５】
反射操作での測定では、条件が透過操作よりも複雑であることから、通常、補正を行う必要があることを指摘しておきたい。特に、血液成分に対し、異なる波長では、異なる光散乱が起きることを考慮すべきである。
【００９６】
濃度比を算出する第２の可能性は、発見的大洪水アルゴリズムによって与えられる。
【００９７】
８種類の異なる波長が使用され、毎回、付随する全吸収が測定される。ここで重要なことは、絶対値の測定ではなく、大洪水アルゴリズムで使用される測定値の相互関係である。測定値は、最大の吸収が１００％に対応するようスケール変換される。したがって、残りの７種類の波長の各吸収は１００％より小さい値となる。
【００９８】
ここで、理論的に可能な第１のランダムな血液組成を仮定する。
【００９９】
含有する血液成分の、物質に固有で、かつ波長に固有の吸収係数の値から、各波長について理論的に予想される全吸収を計算する。実際の測定と全く同様に、理論的吸収も１００％にスケール変換する。
【０１００】
この最初に計算された吸収スペクトルと実際に測定された吸収スペクトルとの相関をとる。そこから得られる相関係数がアルゴリズムの出発点である。
【０１０１】
ここで、各ラウンドで、先の理論的に仮定された血液組成を僅かに変更させ、得られた吸収スペクトルと測定された吸収スペクトルとの相関を再度とる。この新しい相関係数を、ラウンド毎に僅かに増加する閾値と比較する。
【０１０２】
閾値が現在の相関係数を超えるならば、新しく算出された理論的血液組成は放棄され、前のものから新しい血液組成が算出される。
【０１０３】
閾値が現在の相関係数を超えないならば、閾値を僅かに増加させ、新たに算出された血液組成を次のラウンドの出発点として使用する。
【０１０４】
現在の閾値を変更させるような血液組成の変化が、それ以上起こり得ないならば、アルゴリズムを終了する。
【０１０５】
現在の血液組成が、実際に測定された血液組成に対する良好な近似に対応するとみなすことができる。
【０１０６】
発見的アルゴリズムの結果に関してより良い検証を行うために、アルゴリズムは、僅かに異なるパラメータ（different marginal parameters）と、異なる出発点とを使用して、複数回実施することができる。
【０１０７】
この洪水法では、僅かに異なるパラメータを使用することによって、それが測定値と良好に適合しない場合にも、「水レベル」と呼ぶ閾値を超えるときには受け入れられる近隣の解へ向けて探索が行われる。この方法の過程で、この閾値は、ゼロから出発して、現在の解が改善されなくなるまで、連続的に増加する。この方法によれば、計算費用を殆どかけずに良好な近似を得ることができる。
【０１０８】
濃度比は、さらに、相関によって決定することができる。
【０１０９】
物質および波長に固有の吸収係数に基づき、理論的に可能な血液組成の仮定の下で、個々の光の波長について期待される、対応する全吸収を計算することが可能である。これについては、吸収の相互関係がここでもまた極めて重要である。
【０１１０】
決定すべき各物質の濃度が、それぞれ、可能な最小の部分から可能な最大の部分まで小さな刻みで表されるような、そうした理論的に考えられる吸収スペクトルの１セットが計算される。本発明者らの場合、これらは
− 水４４〜５４％
− 酸化ヘモグロビン５０〜１００％、
− 非酸化ヘモグロビン１〜５０％、
− カルボキシヘモグロビン１〜６０％、
− メトヘモグロビン１〜７０％
である。
【０１１１】
ここで、測定された吸収スペクトルと、上のようにして予め計算しておいた全てのスペクトルとの相関をとる。測定されたスペクトルと最良の相関を示すスペクトルを有する、理論的に決定された血液成分の濃度比が、実際の濃度比に良く近似する。
【０１１２】
この方法の精度は、第一に、使用できるハードウエアの計算能力により決まる。利用できる計算能力が高ければ高いほど、選択でき濃度等級はより細かくなり、得られる結果はより正確になるであろう。
【０１１３】
大洪水アルゴリズムに対するこの方法の優位性は、結果が明瞭で発見的性質がないことであり、これは、パラメータ分布の、ゼロより大きい刻み幅に起因して、結果に不可避的な不正確性が存在することを考慮したとしても、決定されたものより良い結果を得る可能性が決してないことを意味する。
【０１１４】
大洪水アルゴリズムでは、得られた結果が最良の結果に対応するものであると確実にいうことはできない。このことを補うために、アルゴリズムは異なる出発点から複数回実行される。
【０１１５】
この方法の利点は、アルゴリズム終了の少し前にパラメータの刻み幅を減少させることにより、算出結果が相関法に較べてより正確な結果を示すことができる点である。
【０１１６】
以上説明した計算法では、各波長について検出された容積脈拍曲線（図１０）を出発点とする。曲線は、個々の心臓周期に分割され、各周期について各波長で最大値が求められる。その後、各波長について最大値（振幅）の平均値が計算される。したがって、使用した波長の数に応じて、５ないし６個の、相互関係として考慮すべき平均吸収値が得られる。上述した計算法により、血液成分の比例濃度が計算される。これらの濃度から、例えば、酸素飽和度、全ヘモグロビン、またはヘマトクリット値などのさらなるパラメータを算出することができる。
【０１１７】
測定結果の一般的な改善を行うために、異なる時間間隔で装置の較正を行うことができる。この目的のためには、例えば、反射受光器の較正シェルとして構成された、図１１に示す第１の較正装置４８を使用することができる。ＬＥＤの実際の光強度を測定するために、まず、検査する身体部分がない状態で装置の較正を行う。
【０１１８】
反射放射線受光器用１８を較正するために、半球状の較正シェル４８を反射センサー１８上に、放射面も含まれるように配置する。前記較正シェル４８は、個々のＬＥＤの光強度を検出できるように、光の乱反射によって刺激される白色の内表面５０を備える。
【０１１９】
さらに、図１２に示すように、透過光部分用センサー２２の較正を行うために、透過光部分用受光器２２と反射受光器１８との間に、好ましくはフラストコニカル状の較正シェル５２を使用することができる。前記較正シェルも、白色内表面５４、さらには、２つの検出器表面の間の中央に配置された白色膜５６を備える。前記白色膜５６は、ＬＥＤから透過光部分用受光器へ放射線が直接到達するのを防止し、同時に無指向性の乱反射光を発生させる。この測定により、透過用受光器２２に関して、各ＬＥＤの光強度が測定される。
【０１２０】
図１３ｃは、各ＬＥＤについて測定した全光強度を示す。この測定はゼロ測定と呼ばれ、上述の較正シェルにより行われる。さらに計算を進めるにあたって、均一な放射を仮定できるようにするために、１００％への強度の正規化が行われる。この過程で、各ＬＥＤについて光強度の正規化係数が得られる（図１４ｃ）。較正のためのこの測定は、各センサーヘッドについて１回行われ、決められた時間間隔、例えば２ないし３年毎に行われる。使用する光強度が減衰していく光源、例えばＬＥＤの光強度が低下するために、この方法が必要である。
【０１２１】
上述の較正の後、身体部分について測定を行うことができる。この後に続く方法の工程は、個々にまたは全体として本発明の方法に含まれ得る。ＤＣ成分およびＡＣ成分を検出することが好ましい。検出された脈動性の光の吸収を比較することができるよう、各波長におけるＤＣ成分に応じて、それらを正規化しなければならない。この目的のためには、１回の測定につき少なくとも１回、各波長におけるＤＣ成分を測定する。
【０１２２】
一例として、図１４ｂに、透過光部分を示す。図に示すように、大部分の光が組織（骨、皮膚、およびその成分（例えば、メラニン、ビリルビンなどのヘモグロビンの分解物、小静脈など））により吸収されている。
【０１２３】
指のない状態で行う較正で測定された光強度では（図１３ｃ）、図１４に示すように、光強度係数（１．３３；１．２５；１．００など）が検出される。さらに、ＤＣ成分を１００％へ正規化するための係数も検出される（図１４：２０．００；３３．３３；１２．５など）。
【０１２４】
演算は次表に示すように行われる。
【０１２５】
【表１】
【０１２６】
例えば、波長５４２ｎｍでは、ピーク値３ＡＵが測定されている（ランダム単位）。このピーク値に光強度係数（ここでは１．３３）を乗じると、４ＡＵが得られる。その後、この結果に一定成分の係数（ここでは２０）を乗じる。得られた８０ＡＵを、その後、アナログ増幅度１で除する。この除算では、各波長はその増幅度により特徴付けられる（図１４：５４２ｎｍ：１；５６０ｎｍ：１；５７７ｎｍ：１；６６０ｎｍ：１０；８０５ｎｍ：５；９５０ｎｍ：２０；１２００ｎｍ：２０））。
【０１２７】
したがって、５４２ｎｍの脈動性ＡＣ成分の絶対強度は、８０．００ＡＵである。正規化した値を相互に比較できるよう、残りの波長についても、同じ原理でＡＣ成分の計算が行われる。この系統的アプローチにより、ＤＣ成分が除かれ、脈動的変化を受ける部分のみが考慮されるようになる。ＤＣ成分は、皮膚の色、皮膚の状態（角質化）、骨格構造、および測定部位に依る他の特性によって、人それぞれ個々の値をとる。
【０１２８】
しかしながら、先に説明したように、本発明の方法では、他の演算方法も適用することができる。
【０１２９】
以下に、図１６〜２１を参照しながら、異なる血液成分の濃度の測定に適した装置の種々の実施形態をさらに詳しく説明する。
【０１３０】
図１６は、本発明の装置の一実施形態を用いて行われた反射の測定を示す概略図である。この方法では、放射線源１２は測定用放射線１４を放射する。前記放射線源１２は、好ましくは、複数のＬＥＤ１２ａ〜１２ｈで構成することができる。放射された測定用放射線１４は、検査する身体部分１６により少なくとも一部が反射され、測定用放射線１４の一部が反射放射線２０として第１の放射線受光器１８に向けて反射される。
【０１３１】
検査する身体部分１６を透過した放射線２４の測定を、図１７に概略的に示す。この場合もまた、放射線源１２は検査する身体部分１６に向けて測定用放射線１４を放射する。放射線１４の少なくとも一部は検査する身体部分１６を透過し、透過放射線２４として第２の放射線受光器２２に入射する。第１の放射線受光器１８および第２の放射線受光器２２は、フォトダイオードとして設計することが好ましい。
【０１３２】
さらに、図２に示すように、装置は、第１の放射線受光器１８および第２の放射線受光器２２に接続された演算装置２６を備える。測定された放射線の反射部分２０および透過部分２４は前記演算装置２６へ送られ、この装置は、測定された放射線部分から、検査すべき身体部分１６により生じた、放射線１４の吸収を算出することができる。
【０１３３】
演算装置２６は、例えば、上述した演算を実行するための特定のソフトウエアプログラムをその上で走らせるＰＣとして設計することができる。特に、ＰＣでは、これらの演算を、透過および反射放射線の測定とは異なる時間に行うことができる。したがって、本発明に必須の演算工程は、これまで述べてきた患者の特徴の物理的検出から独立して実施することができる。
【０１３４】
図１８に示すように、装置１０は、放射線源１２が複数の個々の放射線源１２ａ〜１２ｈを備えるように設計することが特に好ましい。これらの個々の放射線源は、ＬＥＤで構成することができ、第１の放射線受光器１８の周りに円形状に配置される。
【０１３５】
図１８および１９に示すように、第１の受光器１８は、好ましくは円形状の分離手段３２内に配置される。それは、内側不透光性シェル３２ａ、および、白色コーティングが施された内壁を有する外側不透光性シェル３２ｂを備えることができる。この構成では、ＬＥＤ１２ａ〜１２ｈは、内側シェル３２ａおよび外側シェル３２ｂの間のスペース３３に配置される。ＬＥＤは、第１の受光器１８とは反対側に１５°の角度がつけられる。これにより、検査する身体部分１６が配置される位置に、測定用放射線が収束される。
【０１３６】
好ましくは、下部３４では、内側シェル３２ａおよび外側シェル３２ｂは、例えば回路基板などの基板３６から上方に垂直に伸び、それから上部３５で角度βで内側に、すなわち第１の受光器１８の方に曲げられていることが好ましい。この配置と、ＬＥＤが例えば１５度の角度で傾いていることによって、検査する身体部分１６に向けての測定用放射線１４の放射に狭い隙間３７のみを利用できるようにすることが可能となる。これによって、迷光（シャント光）が光源１２から第１の放射線受光器１８に直接放射されるのを有効に防止することができる。この測定の目的は、第１の放射線受光器１８が、検査する身体部分１６で反射された放射線２０のみを受けることにある。
【０１３７】
内側シェル３２ａおよび外側シェル３２ｂの間に空間３３が形成され、その中に、ＬＥＤ１２ａ〜１２ｈが、例えば前記回路基板３６上に配置される。前記空間３３には、例えば透明な接着剤を充填することができる。
【０１３８】
血液中の異なるヘモグロビン誘導体や水が異なる波長を異なる程度に吸収するという事実に基づき、個々の光源１２ａ〜１２ｈを次の波長を放射するよう構成することができる。
・５４０ｎｍ±５ｎｍ、５６２ｎｍ±５ｎｍ、５７３ｎｍ±５ｎｍ
・６２３ｎｍ±５ｎｍ
・６６０ｎｍ±１０ｎｍ
・８０５ｎｍ±１０ｎｍ
・９５０ｎｍ±１０ｎｍ
・１２００ｎｍ±５０ｎｍ
【０１３９】
使用した受光器表面の検出可能な波長領域を、図２０および２１に、グラフで示す。図２１に示した特性曲線は２つの異なるインジウム・ガリウム検出器を表す。左側の検出器（Ｌ１７１３−０５／−０９）を使用することが特に好ましい。
【０１４０】
８種の波長のうち７種はシリコン検出器で検出される。１１００ｎｍを超える波長は、それに応じてインジウム・ガリウム・ヒ素系フォトダイオードにより検出される。
【０１４１】
図２に示すように、検査する身体部分１６は、第１の収容要素２８と第２の収容要素３０の間に配置された収容室３８に収容されることが好ましい。
【０１４２】
本装置は、さらに、クランプ機構４０、例えばスプリング機構を備えることができる。それは、装置１０を検査する身体部分１６に適用できるように、第１の収容要素２８および第２の収容要素３０に連結される。装置１０を、例えば指１６に、より容易に装着できるように、２個の作動突起４２を設けることができる。
【０１４３】
装置１０は、個々の光源１２ａ〜１２ｈをシーケンシャルに作動させる制御装置４１を備えることが特に好ましい。
【０１４４】
図２２は、方程式系を使用する簡単な例により、血液成分の濃度を計算する方法を概略的に示す。次の方法の工程を実施することが好ましい。
１．身体組織に異なる波長λ光を放射する工程
２．透過または反射光部分の強度曲線Ｉを測定する工程
３．心臓収縮期および拡張期の間の強度差Ｉｓ−Ｉｄを求める工程。
４．身体組織に予想される血液成分の既知の吸光係数Ｅを方程式系（１１）に代入する工程
５．方程式系（１１）を解く工程
６．最も高濃度の血液成分を１００％にセットする工程
７．さらに他の成分の濃度を求める工程
【０１４５】
以下に、簡単な例により必要な演算について説明する。
【０１４６】
ランベルト−ベールの法則から
Ｉ／Ｉ０＝１０−ＥＣｄ
Ｉ 透過強度
Ｉ０ 入射強度
Ｅ （特定の波長に対する）血液成分の吸収係数（モル吸光係数）
Ｃ 血液成分の濃度
ｄ 層の厚さ
であり、放射線が透過する厚さｄの層の微小変化Δｄに対して、近似的に次が得られる。
（Ｉｓ−Ｉｄ）／Ｉ０＝−２．３ＥＣ（ｄｓ−ｄｄ）
ｄｓ 心臓収縮期の層の厚さ（全体で）
ｄｄ 心臓拡張期の層の厚さ（全体で）
【０１４７】
血液成分のモル吸光係数Ｅと濃度Ｃの積は、全吸収Ａｇと定義される。
Ａｇ＝Ｅ＊Ｃ
【０１４８】
上の２つの方程式を比較すると、照射強度Ｉ０および行路差Δｄ＝（ｄｓ−ｄｄ）が全ての測定で同じならば、全吸収は測定できる強度差ΔＩ＝（Ｉｓ−Ｉｄ）に比例することが明らかである。
ΔＩ〜Ａｇ
【０１４９】
図２２は、２つの異なる波長λにおける２つの異なる物質の吸光曲線を示す。この図から、距離の変化Δｄが非常に小さい場合、各回の強度変化ΔＩは非常に小さいため、上で導いた線形近似が妥当であることがわかる。
【０１５０】
２つの物質１および２（血液成分ｂ１およびｂ２）で、２つの波長λ１およびλ２の吸光係数は既知である。
Ｅ（λ１，ｂ１）、Ｅ（λ２，ｂ１）、Ｅ（λ１，ｂ２）およびＥ（λ２，ｂ２）
【０１５１】
さらに、血液成分の濃度Ｃがあまり高くない場合、個々の成分の吸収を加算できることが知られている。このことから、次が得られる。
Ａｇ（λ）＝Ｅ（λ，ｂ１）＊Ｃ１＋Ｅ（λ，ｂ２）＊Ｃ２
Ａｇ（λ）＝（特定の波長に対する）全吸収
Ｅ（λ，ｂｎ）＝波長λに対する血液成分の吸収係数（既知）
Ｃｎ＝血液成分ｎの濃度
【０１５２】
２つの異なる波長λ１およびλ２に対して、方程式系が得られる。
Ａｇ（λ１）＝Ｅ（λ１，ｂ１）＊Ｃ１＋Ｅ（λ１，ｂ２）＊Ｃ２
Ａｇ（λ２）＝Ｅ（λ２，ｂ１）＊Ｃ１＋Ｅ（λ２，ｂ２）＊Ｃ２
【０１５３】
仮定した値を使用して（一例として）
Ｅ（λ１，ｂ１）＝１
Ｅ（λ２，ｂ１）＝２
Ｅ（λ１，ｂ２）＝０．２５
Ｅ（λ２，ｂ２）＝１．５
Ｃ１＝１
Ｃ２＝２
とすると、次が得られる。
Ａｇ（λ１）＝１＊１＋０．２５＊２＝１．５
Ａｇ（λ２）＝２＊１＋１．５＊２＝３
【０１５４】
しかしながら、実際には、（異なる波長に対して）モル吸光係数Ｅおよび全吸収Ａｇのみが既知である。しかしながら、濃度Ｃ（例題では既知と仮定した）は計算されるべきものである。この計算は以下のように行われる。
【０１５５】
未知の濃度Ｃ１およびＣ２を含む場合には、方程式系は以下のようになる：
Ａｇ（λ１）＝１＊Ｃ１＋０．２５＊Ｃ２＝１．５Ｋ０
Ａｇ（λ２）＝２＊Ｃ１＋１．５＊Ｃ２＝５Ｋ０
Ｋ０ 照射強度Ｉ０および行路差Δｄ（血液脈動）により求められる定数
【０１５６】
第１の方程式から、次が得られる。
Ｃ１＝１．５Ｋ０−０．２５＊Ｃ２
【０１５７】
第２の式から得られるのは、
２＊（１．５Ｋ０−０．２５Ｃ２）＋１．５Ｃ２＝５Ｋ０
Ｃ２＝２Ｋ０
【０１５８】
Ｃ２を方程式系の第１の方程式に代入すると、次が得られる。
１Ｃ１＋０．２５＊２Ｋ０＝１．５Ｋ０
Ｃ１＝１Ｋ０
【０１５９】
上で決めたように、最も高濃度の血液成分、すなわちＣ２を１００％に設定する。
【０１６０】
これにより、次が得られる。
Ｃ２＝１００％
Ｃ１＝５０％
【０１６１】
このように、血液成分濃度は、非常に簡単で、かつ容易に確認される例により計算された。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
血液成分濃度の非侵襲測定法であって、次の工程：
ａ．放射線源（１２）により、それぞれ異なる波長の複数の測定用放射線（１４）を放射する工程、
ｂ．検査する身体部分（１６）で反射された、前記複数の波長の測定用放射線（１４）を、第１の受光器（１８）で受光する工程、
ｃ．検査する身体部分（１６）を透過した、前記複数の波長の測定用放射線（２４）を、第２の受光器（２２）で受光する工程、
ｄ．第１の放射線受光器（１８）による前記反射放射線（２０）の測定および第２の放射線受光器（２２）による前記透過放射線（２４）の測定に基づいて、検査する身体部分（１６）によって生じた、各波長の測定用放射線（１４）の吸収を算出する工程、
ｅ．各波長の測定用放射線（１４）について算出された前記吸収に基づいて、血液成分の濃度を算出する工程
を含む方法。
【請求項２】
前記方法の工程ａ〜ｄを複数回繰り返し、かつ測定用放射線の各波長に対するそれぞれの吸収値を、各繰り返しサイクル毎に保存する請求項１に記載の方法。
【請求項３】
各波長に対する保存された吸収値を統合して、測定用放射線（１４）の各波長に対する吸収の時間的変化を表示する請求項２に記載の方法。
【請求項４】
使用する波長の数が、少なくとも算出する血液成分の数である請求項１〜３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項５】
各波長について算出された測定用放射線（１４）の吸収に基づいて、血液成分濃度を算出する前記工程が、線形方程式系を使用して行われる請求項１〜４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項６】
各波長について算出された測定用放射線（１４）の吸収に基づいて、血液成分濃度を算出する前記工程が、発見的大洪水アルゴリズムを使用して行われる請求項１〜４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項７】
各波長について算出された測定用放射線（１４）の吸収に基づいて、血液成分濃度を算出する前記工程が、相関により行われる請求項１〜４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項８】
先行工程：
−放射線源（１２）の光強度について正規化係数を求める工程
を特徴とする請求項１〜７のいずれか一項に記載の方法。
【請求項９】
１回の測定につき少なくとも１回、得られた吸収変化の一定成分を各波長について測定する請求項１〜８のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１０】
各波長について測定された吸収変化の交流成分を、各波長について測定された一定成分に応じて正規化する請求項９に記載の方法。
【請求項１１】
各波長で検出された吸収変化のＤＣおよび交流成分を分離するために、アナログおよび／またはデジタルフィルタを使用する請求項１〜１０のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１２】
検出された吸収変化の一定成分が補正部分として含まれる請求項１〜１１のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１３】
放射線源（１２）により、それぞれ異なる波長の複数の測定用放射線（１４）を放射する前記工程が、シーケンシャルに行われる請求項１〜１２のいずれか１つに記載の方法。
【請求項１４】
検査する身体部分（１６）によって吸収された放射線（１４）の放射部分を測定するための装置の、非侵襲、好ましくは血液成分濃度の連続測定を行うための、使用。
【請求項１５】
検査する身体部分（１６）によって吸収された放射線（１４）の放射部分を測定するための装置の、微小血管の疾病を診断するための使用。
【請求項１６】
検査する身体部分（１６）によって吸収された放射線（１４）の放射部分を測定するための装置の、血液経路における１つまたは複数の血液成分の容積脈拍の変化を測定するための使用。
【請求項１】
血液成分濃度の非侵襲測定法であって、次の工程：
ａ．放射線源（１２）により、それぞれ異なる波長の複数の測定用放射線（１４）を放射する工程、
ｂ．検査する身体部分（１６）で反射された、前記複数の波長の測定用放射線（１４）を、第１の受光器（１８）で受光する工程、
ｃ．検査する身体部分（１６）を透過した、前記複数の波長の測定用放射線（２４）を、第２の受光器（２２）で受光する工程、
ｄ．第１の放射線受光器（１８）による前記反射放射線（２０）の測定および第２の放射線受光器（２２）による前記透過放射線（２４）の測定に基づいて、検査する身体部分（１６）によって生じた、各波長の測定用放射線（１４）の吸収を算出する工程、
ｅ．各波長の測定用放射線（１４）について算出された前記吸収に基づいて、血液成分の濃度を算出する工程
を含む方法。
【請求項２】
前記方法の工程ａ〜ｄを複数回繰り返し、かつ測定用放射線の各波長に対するそれぞれの吸収値を、各繰り返しサイクル毎に保存する請求項１に記載の方法。
【請求項３】
各波長に対する保存された吸収値を統合して、測定用放射線（１４）の各波長に対する吸収の時間的変化を表示する請求項２に記載の方法。
【請求項４】
使用する波長の数が、少なくとも算出する血液成分の数である請求項１〜３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項５】
各波長について算出された測定用放射線（１４）の吸収に基づいて、血液成分濃度を算出する前記工程が、線形方程式系を使用して行われる請求項１〜４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項６】
各波長について算出された測定用放射線（１４）の吸収に基づいて、血液成分濃度を算出する前記工程が、発見的大洪水アルゴリズムを使用して行われる請求項１〜４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項７】
各波長について算出された測定用放射線（１４）の吸収に基づいて、血液成分濃度を算出する前記工程が、相関により行われる請求項１〜４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項８】
先行工程：
−放射線源（１２）の光強度について正規化係数を求める工程
を特徴とする請求項１〜７のいずれか一項に記載の方法。
【請求項９】
１回の測定につき少なくとも１回、得られた吸収変化の一定成分を各波長について測定する請求項１〜８のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１０】
各波長について測定された吸収変化の交流成分を、各波長について測定された一定成分に応じて正規化する請求項９に記載の方法。
【請求項１１】
各波長で検出された吸収変化のＤＣおよび交流成分を分離するために、アナログおよび／またはデジタルフィルタを使用する請求項１〜１０のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１２】
検出された吸収変化の一定成分が補正部分として含まれる請求項１〜１１のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１３】
放射線源（１２）により、それぞれ異なる波長の複数の測定用放射線（１４）を放射する前記工程が、シーケンシャルに行われる請求項１〜１２のいずれか１つに記載の方法。
【請求項１４】
検査する身体部分（１６）によって吸収された放射線（１４）の放射部分を測定するための装置の、非侵襲、好ましくは血液成分濃度の連続測定を行うための、使用。
【請求項１５】
検査する身体部分（１６）によって吸収された放射線（１４）の放射部分を測定するための装置の、微小血管の疾病を診断するための使用。
【請求項１６】
検査する身体部分（１６）によって吸収された放射線（１４）の放射部分を測定するための装置の、血液経路における１つまたは複数の血液成分の容積脈拍の変化を測定するための使用。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【公表番号】特表２０１０−５２１２６６（Ｐ２０１０−５２１２６６Ａ）
【公表日】平成２２年６月２４日（２０１０．６．２４）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００９−５５４０３９（Ｐ２００９−５５４０３９）
【出願日】平成２０年３月２０日（２００８．３．２０）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＥＰ２００８／０５３３９７
【国際公開番号】ＷＯ２００８／１１６８３５
【国際公開日】平成２０年１０月２日（２００８．１０．２）
【出願人】（５０９２６３５２６）エンフェルディス ゲーエムベーハー (2)
【氏名又は名称原語表記】ＥＮＶＥＲＤＩＳ ＧＭＢＨ
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成２２年６月２４日（２０１０．６．２４）
【国際特許分類】
【出願日】平成２０年３月２０日（２００８．３．２０）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＥＰ２００８／０５３３９７
【国際公開番号】ＷＯ２００８／１１６８３５
【国際公開日】平成２０年１０月２日（２００８．１０．２）
【出願人】（５０９２６３５２６）エンフェルディス ゲーエムベーハー (2)
【氏名又は名称原語表記】ＥＮＶＥＲＤＩＳ ＧＭＢＨ
【Ｆターム（参考）】
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