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血糖值測定裝置.pdf

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血糖 測定 裝置
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摘要
申請專利號:

CN200410031654.7

申請日:

20040331

公開號:

CN1660014A

公開日:

20050831

當前法律狀態:

有效性:

失效

法律詳情:
IPC分類號: A61B5/145,A61B5/01,A61B5/00,A61B10/00 主分類號: A61B5/145,A61B5/01,A61B5/00,A61B10/00
申請人: 株式會社日立制作所
發明人: 趙玉京,金允玉,市毛由希子,三卷弘
地址: 日本東京都
優先權: 2004-048546
專利代理機構: 北京銀龍知識產權代理有限公司 代理人: 熊志誠
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法律狀態
申請(專利)號:

CN200410031654.7

授權公告號:

法律狀態公告日:

法律狀態類型:

摘要

本發明涉及不需取血測定身體中葡萄糖濃度的無侵襲血糖值測定裝置。本發明的目的是基于溫度測定,進行無侵襲血糖值測定。采用的技術方案是通過用血液中氧飽和度和血流量對溫度測定方式的無侵襲血糖值測定值進行修正,以實現測定數據的穩定化。

權利要求書

1.一種血糖值測定裝置,其具有:測定來自體表的多個溫度、得到用于計算出與來自上述體表的散熱有關的對流傳熱量和輻射傳熱量的信息的熱量測定部,得到與血液中氧量有關的信息的氧量測定部,存儲與上述多個溫度及上述血液中氧量分別對應的參數和血糖值的關系的存儲部,將由上述熱量測定部及上述氧量測定部輸入的多個測定值分別轉換成上述參數、并將上述參數運用于存儲在存儲部的上述關系中計算血糖值的運算部,顯示由上述運算部計算出的血糖值的顯示部,由指示測定開始的測定開始按鈕和進行測定開始指示以外的控制的控制按鈕組成的多個操作按鈕,處理來自上述操作按鈕的輸入信號的按鈕信號處理用濾波器機構,其特征在于,上述氧量測定部具有得到與血流量有關的信息的血流量測定部和得到血液中的血紅蛋白濃度、血紅蛋白氧飽和度的光學測定部,上述血流量測定部具有體表接觸部、與上述體表接觸部鄰接設置的鄰接溫度檢測器、檢測離開上述體表接觸部的位置的溫度的間接溫度檢測器、連接上述體表接觸部和上述間接溫度檢測器的熱傳導部件。2.根據權利要求1所述的血糖值測定裝置,其特征在于,按鈕信號處理用過濾器機構在測定待機時,使來自上述測定開始按鈕以外的操作按鈕的輸入信號無效化。3.根據權利要求1所述的血糖值測定裝置,其特征在于,按鈕信號處理用過濾器機構在測定時,使來自上述多個操作按鈕的輸入信號無效化。4.根據權利要求1所述的血糖值測定裝置,其特征在于,上述測定開始按鈕兼用作裝置的電源按鈕。5.一種血糖值測定裝置,其特征在于,其具有:測定環境溫度的環境溫度測定器,接觸體表的體表接觸部,測定來自上述體表的輻射熱的輻射熱檢測器,連接上述體表接觸部設置的熱傳導部件,鄰接上述體表接觸部設置的鄰接溫度檢測器,鄰接上述熱傳導部件并且設置在離開上述體表接觸部的位置、檢測離開上述體表接觸部的位置的溫度的間接溫度檢測器,向上述體表接觸部照射至少2個不同波長的光的光源,檢測上述光由上述體表反射產生的反射光的光檢測器,具有將上述鄰接溫度檢測器、上述間接溫度檢測器、上述環境溫度測定器、上述輻射熱檢測器及上述光檢測器各自的輸出分別轉換成參數的轉換部和預先存儲上述參數和血糖值的關系、并將上述參數運用于上述關系計算出血糖值的處理部的運算部,顯示由上述運算部輸出的血糖值的顯示部,由指示測定開始的測定開始按鈕和進行測定開始指示以外的控制的控制按鈕組成的多個操作按鈕,處理來自上述操作按鈕的輸入信號的按鈕信號處理用濾波器機構。6.根據權利要求5所述的血糖值測定裝置,其特征在于,按鈕信號處理用過濾器機構在測定待機時,使來自上述測定開始按鈕以外的操作按鈕的輸入信號無效化。7.根據權利要求5所述的血糖值測定裝置,其特征在于,按鈕信號處理用過濾器機構在測定時,將來自上述多個操作按鈕的輸入信號無效化。8.根據權利要求5所述的血糖值測定裝置,其特征在于,上述測定開始按鈕兼用作裝置的電源按鈕。9.一種血糖值測定裝置,其特征在于,其具有:測定環境溫度的環境溫度測定器,接觸體表的體表接觸部,測定來自上述體表的輻射熱的輻射熱檢測器,連接上述體表接觸部設置的熱傳導部件,鄰接上述體表接觸部設置的鄰接溫度檢測器,鄰接上述熱傳導部件并且設置在離開上述體表接觸部的位置、檢測離開上述體表接觸部的位置的溫度的間接溫度檢測器,存儲與血液中血紅蛋白濃度和血紅蛋白氧飽和度有關的信息的存儲部,具有將上述鄰接溫度檢測器、上述間接溫度檢測器、上述環境溫度測定器、上述輻射熱檢測器的輸出轉換成參數的轉換部和預先存儲上述參數和血糖值的關系、并將上述參數運用于上述關系計算出血糖值的處理部的運算部,顯示由上述運算部輸出的血糖值的顯示部,由指示測定開始的測定開始按鈕和進行測定開始指示以外的控制的控制按鈕組成的多個操作按鈕,處理來自上述操作按鈕的輸入信號的按鈕信號處理用濾波器機構。10.根據權利要求9所述的血糖值測定裝置,其特征在于,按鈕信號處理用過濾器機構在測定待機時,使來自上述測定開始按鈕以外的操作按鈕的輸入信號無效化。11.根據權利要求9所述的血糖值測定裝置,其特征在于,按鈕信號處理用過濾器機構在測定時,使來自上述多個操作按鈕的輸入信號無效化。12.根據權利要求9所述的血糖值測定裝置,其特征在于,上述測定開始按鈕兼用作裝置的電源按鈕。

說明書

?

技術領域

本發明涉及不需取血測定身體中葡萄糖濃度的無侵襲血糖值測定裝 置。

背景技術

Hilson等人報道了向糖尿病患者靜脈注射葡萄糖后,臉和舌頭下面 的溫度變化(非專利文獻1-Diabete?&?Metabolisme,“Facial?and sublingual?temperature?changes?following?intravenous?glucose?injection?in diabetics”by?R.M.Hilson?and?T.D.R?Hockaday,1982,8,15-19)。Scott等人 對糖尿病患者和體溫調節的問題進行了論述(非專利文獻2- Can.J.Physiol.Pharmacol.,“Diabetes?mellitus?and?thermoregulation”,by A.R.Scott,T.Bennett,I.A.MacDonald,1987,65,1365-1376)。根據這些研究結 果,Cho等人提出了不用取血,通過測定溫度求出血液中葡萄糖濃度的 方法及裝置(專利文獻1-美國專利第5,924,996號公報,專利文獻2- 美國專利第5,795,305號公報)。

另外,對于不用取血算出葡萄糖濃度還正進行各種嘗試。例如,提 出如下方法,用3個波長的近紅外光照射測定部位,檢測出透過光強度, 同時檢測出體溫,求出吸光度的2次微分值的代表值,對應基于預先設 定的基準溫度產生的體溫偏移修正上述代表值,求出與被修正的代表值 相當的血糖濃度(專利文獻3-日本特開2000-258343號公報)。還提供 了在測定部位檢測體溫的同時進行加熱或冷卻,基于溫度變化瞬間的光 照射測定減光度,而后測定作為減光度與溫度的依賴關系的原因的葡萄 糖濃度的裝置(專利文獻4-日本特開平10-33512號公報)。另外報道 了取參照光和照射試樣后的透過光的輸出比,從輸出比的對數和體溫的 1次式計算出葡萄糖濃度的裝置(專利文獻5-特開平10-108857號公 報)。

血液中的葡萄糖(血糖)在細胞內發生葡萄糖氧化反應,產生維持 身體必需的能量。特別是在基礎代謝的狀態,由于產生的能量大部分作 為維持體溫的熱量,可以預測血液中的葡萄糖濃度和體溫之間存在何種 關系。但是,如研究因病發燒所表明的那樣,體溫也會由于葡萄糖濃度 以外的重要因素產生變動。以往,雖提出了不用取血通過測定溫度求出 血液中葡萄糖濃度的方法,但很難說具有足夠的精度。

發明內容

本發明的目的是根據被檢測者的溫度數據,不用取血,高精度地求 出血液中的葡萄糖濃度的方法和裝置。

血糖通過血管系統特別是毛細血管提供給全身的細胞。在人體內存 在復雜的代謝路徑,葡萄糖氧化實質上是血糖和氧反應,生成水、二氧 化碳并產生能量的反應。這里所說的氧是由血液供給細胞的氧,氧供給 量由血液中的血紅蛋白濃度、血紅蛋白氧飽和度和血流量決定。另一方 面,由于葡萄糖氧化在體內產生的熱量通過對流、熱輻射、傳導等方式 被身體吸收。我們認為體溫是由在體內的葡萄糖燃燒的能量生成量,即 生熱和散熱的平衡決定的,可認為有如下的模式:

生熱量和散熱量視為相等。

生熱量是血液中葡萄糖濃度和氧供給量的函數。

氧供給量由血液中血紅蛋白濃度、血液中血紅蛋白氧飽和度和毛細 血管中的血流量決定。

散熱量主要是由熱對流和熱輻射決定。

依據該模式發現,對體表進行熱測定,同時測定與血液中氧濃度有 關的參數及與血流量有關的參數,采用這些測定結果可以高精度地求出 血糖值,從而完成本發明。作為實例之一,可以把身體的一部分例如指 尖作為測定對象進行為求出上述參數的測定。與對流和輻射有關的參數 可以通過對指尖進行熱測定求得。與血液中血紅蛋白濃度及血液中血紅 蛋白氧飽和度有關的參數,可以依分光學方式測定血液中的血紅蛋白, 通過結合氧的血紅蛋白和未結合氧的血紅蛋白比率求出。另外,特別是 對于與血液中血紅蛋白濃度及血紅蛋白氧飽和度有關的參數,即使不進 行測定而采用預先存儲的常數也不會對測定精度有太大損害。與血流量 有關的參數可以通過測定由皮膚的熱傳遞量求出。

作為本發明的血糖值測定裝置的一個例子,其具有:測定來自體表 的多個溫度、得到用于計算出與來自上述體表的散熱有關的對流傳熱量 和輻射傳熱量的信息的熱量測定部,得到與血液中氧量有關的信息的氧 量測定部,存儲與上述多個溫度及上述血液中氧量分別對應的參數和血 糖值的關系的存儲部,將由上述熱量測定部及上述氧量測定部輸入的多 個測定值分別轉換成上述參數、并將上述參數運用于存儲在存儲部的上 述關系中計算血糖值的運算部,顯示由上述運算部計算出的血糖值的顯 示部,由指示測定開始的測定開始按鈕和進行測定開始指示以外的控制 的控制按鈕組成的多個操作按鈕,處理來自上述操作按鈕的輸入信號的 按鈕信號處理用濾波器機構,其特征在于,上述氧量測定部具有得到與 血流量有關的信息的血流量測定部和得到血液中的血紅蛋白濃度、血紅 蛋白氧飽和度的光學測定部,上述血流量測定部具有體表接觸部、與上 述體表接觸部鄰接設置的鄰接溫度檢測器、檢測離開上述體表接觸部的 位置的溫度的間接溫度檢測器、連接上述體表接觸部和上述間接溫度檢 測器的熱傳導部件。

本發明的血糖值測定裝置的另一結構例子是具有:測定環境溫度的 環境溫度測定器,接觸體表的體表接觸部,測定來自上述體表的輻射熱 的輻射熱檢測器,連接上述體表接觸部設置的熱傳導部件,鄰接上述體 表接觸部設置的鄰接溫度檢測器,鄰接上述熱傳導部件并且設置在離開 上述體表接觸部的位置、檢測離開上述體表接觸部的位置的溫度的間接 溫度檢測器,向上述體表接觸部照射至少2個不同波長的光的光源,檢 測上述光由上述體表反射產生的反射光的光檢測器,具有將上述鄰接溫 度檢測器、上述間接溫度檢測器、上述環境溫度測定器、上述輻射熱檢 測器及上述光檢測器各自的輸出分別轉換成參數的轉換部和預先存儲上 述參數和血糖值的關系、并將上述參數運用于上述關系計算出血糖值的 處理部的運算部,顯示由上述運算部輸出的血糖值的顯示部,由指示測 定開始的測定開始按鈕和進行測定開始指示以外的控制的控制按鈕組成 的多個操作按鈕,處理來自上述操作按鈕的輸入信號的按鈕信號處理用 濾波器機構。

本發明的血糖值測定裝置的另一結構例子是具有:測定環境溫度的 環境溫度測定器,接觸體表的體表接觸部,測定來自上述體表的輻射熱 的輻射熱檢測器,連接上述體表接觸部設置的熱傳導部件,鄰接上述體 表接觸部設置的鄰接溫度檢測器,鄰接上述熱傳導部件并且設置在離開 上述體表接觸部的位置、檢測離開上述體表接觸部的位置的溫度的間接 溫度檢測器,存儲與血液中血紅蛋白濃度和血紅蛋白氧飽和度有關的信 息的存儲部,具有將上述鄰接溫度檢測器、上述間接溫度檢測器、上述 環境溫度測定器、上述輻射熱檢測器的輸出轉換成參數的轉換部和預先 存儲上述參數和血糖值的關系、并將上述參數運用于上述關系計算出血 糖值的處理部的運算部,顯示由上述運算部輸出的血糖值的顯示部,由 指示測定開始的測定開始按鈕和進行測定開始指示以外的控制的控制按 鈕組成的多個操作按鈕,處理來自上述操作按鈕的輸入信號的按鈕信號 處理用濾波器機構。

按鈕信號處理用過濾器機構在測定待機時,使來自測定開始按鈕以 外的操作按鈕的輸入信號無效化,在測定時,使來自全部的操作按鈕的 輸入信號無效化。另外,測定開始按鈕可以兼用作裝置的電源按鈕。

采用本發明,可以在無侵襲測定同時以和以往的侵襲法相同的精度 求出血糖值。

附圖說明

圖1是說明從體表到塊體的熱傳遞的模型圖;

圖2是表示溫度T1及溫度T2的測定值的時間變化圖;

圖3是溫度T3的時間變化的測定例;

圖4是圖示各種傳感器的測定值和由此導出的參數的關系的說明 圖;

圖5是本發明的無侵襲血糖值測定裝置的俯視圖和側視截面圖;

圖6是表示手指的動作過程圖;

圖7是表示伴隨按鈕輸入的裝置的動作過程圖;

圖8是表示測定部的詳細例子圖;

圖9是表示裝置內的數據處理流程的概念圖;

圖10是表示裝置內部的結構例子的示意圖;

圖11是表示本發明的葡萄糖濃度計算值和酶電極法的葡萄糖濃度 測定值的繪制圖;

圖12是表示測定部其他例子的詳細圖;

圖13是表示裝置內數據的保管場所的概念圖;

圖14是表示本發明的葡萄糖濃度計算值和酶電極法的葡萄糖濃度 測定值的繪制圖。

具體實施方式

下面,結合附圖對本發明的實施方式進行說明。

首先,對具體的上述模型進行說明。考慮散熱量時,作為其主要因 素的對流傳熱與環境溫度(室溫)和體表溫度之間的溫度差有關,作為 另一主要因素的輻射的散熱量依斯蒂芬-玻耳茲曼定律與體表溫度的4 次方成比例。由此可知,由人體散發的熱量與室溫和體表溫度有關。另 一方面,作為與生熱量有關的一個主要因素的氧供給量表示為血紅蛋白 濃度、血紅蛋白氧濃度和血流量的乘積。

這里,血紅蛋白濃度可以通過氧結合型血紅蛋白和還原(脫氧)型 血紅蛋白的摩爾吸光系數相等的波長(等吸光波長)的吸光度來測定。 血紅蛋白氧飽和度可以通過測定上述等吸光波長的吸光度,及氧結合型 血紅蛋白和還原型血紅蛋白的摩爾吸光系數之比為已知的最少另外1個 波長的吸光度,并解聯立方程式來測定。即,血紅蛋白濃度和血紅蛋白 氧飽和度可以通過測定最少2個波長的吸光度得到。

剩下的是血流量。血流量可以用各種方法測定,下面對其測定方法 的一個例子進行說明。

圖1是說明在具有某程度熱容量的固體塊接觸體表一定時間后離開 時,從體表到塊體的熱傳遞的模型圖。塊的材質可以做成塑料等的樹脂 例如氯乙烯。這里,著眼于塊和體表接觸部分的溫度T1的時間變化,及 塊上部距體表一定距離的位置的溫度T2的時間變化。血流量可以主要通 過追蹤溫度T2(塊上部在空間上離開體表的點的溫度)隨時間變化來推 定。下面詳細地說明。

塊和體表接觸前,塊的2個點的溫度T1、T2和室溫Tr相等。當體 表溫度Ts比室溫Tr高時,如果塊和體表接觸,溫度T1由于從皮膚的熱 傳遞迅速上升,并接近體表溫度Ts。另一方面,由于傳導到塊內的熱量 從塊表面放熱,溫度T2比T1減弱,并且緩慢地上升。溫度T1、T2的時 間變化依賴于從體表到塊體的熱傳遞量。從體表到塊體的熱傳遞量取決 于流過皮膚下的毛細血管中的血流量。要是把毛細血管看作熱交換器, 從毛細血管到周圍的細胞組織的熱傳遞系數可以作為血流量的函數被給 出。因而,通過追蹤溫度T1、T2的時間變化,如果測定從體表到塊的熱 傳遞量,就可以推定從毛細血管到細胞組織的熱傳遞量,并可以由此推 定血流量。

圖2是表示塊的與體表接觸部分的溫度T1及離開體表接觸位置的塊 上部位置的溫度T2的測定值隨時間變化的圖。塊和體表接觸時T1測定 值迅速上升,離開后緩慢下降。

圖3表示通過輻射溫度檢測器測定的溫度T3的測定值隨時間的變 化。由于作為溫度T3測定來自體表的輻射的溫度,因此要比其他傳感器 對溫度變化反應靈敏。由于輻射熱以電磁波傳播,可以在瞬間傳達溫度 變化。

接著,以S形曲線例如邏輯曲線近似時刻tstart和時刻tend之間的T1測定值。邏輯曲線設溫度為T、時刻為t以下式表示。

[數1]

T = b 1 + c × exp ( - a × t ) + d ]]>

可以通過采用非線性最小平方法求得系數a,b,c,d近似測定值。 對求得的近似式,把T從時刻tstart到時刻tend進行積分得到的值作為S1。

同樣,由T2測定值算出積分值S2。這時,(S1-S2)越小,意味著 從手指表面到T2位置的熱傳遞量越大。另外,手指接觸時間tCONT(=tend-tstart)越長,(S1-S2)越大。由此,把e5作為比例系數,把e5/ (tCONT×(S1-S2))作為表示血流量的參數X5。

由以上說明可知,為通過上述模型求出血液中的葡萄糖濃度,必要 的測定量是室溫(環境溫度)、體表溫度、和體表接觸的塊的溫度變化、 來自體表的輻射引起的溫度及最少2個波長的吸光度等。

圖4是圖示各種傳感器的測定值和由此導出的參數的關系的說明 圖。準備和體表接觸的塊,利用在其2處設置的2個溫度傳感器測定2 種溫度T1和T2的時間變化。以另外的方法測定體表的輻射溫度T3和室 溫T4。另外,以與血紅蛋白的吸收有關的至少兩種波長測定吸光度A1、 A2。由溫度T1、T2、T3、T4可得到與血流量有關的參數。由溫度T3得 到與輻射傳熱量有關的參數,由溫度T3和T4得到與對流傳熱量有關的 參數。另外,由吸光度A1得到與血紅蛋白濃度有關的參數,由吸光度 A1和A2得到與血紅蛋白氧飽和度有關的參數。

通過對T1的溫度變化進行時間監測,測得體表接觸塊的計時。計算 溫度變化的變化量,當該變化量達到某閾值之間時判斷為已與體表接觸。 變化量與從體表傳遞到塊的熱傳遞量呈比例關系。由于由血液也會帶來 熱量,因而血流量多的人有變化量大的傾向,血流量小的人變化量則小。 但是,人可取的血流量有范圍,對應的變化量也有范圍。例如,運動后 血流量增加,安靜時,血流量減少。

另一方面,通過觀察T3的溫度變化,測得手指從塊離開的計時。就 T1而言,

即使手指離開,由于在塊中殘留有熱量也不會產生大的溫度變化, 因此,對于檢測手指離開的計時采用T3提高了精度。

接著,依據本發明的原理對實現無侵襲血糖值的具體裝置結構進行 說明。

圖5是本發明的無侵襲血糖值測定裝置的俯視圖和側視截面圖。該 裝置中作為體表使用指尖肚的皮膚,但也可以使用其它體表。

在裝置上面,設有操作部11,放置作為測定對象的手指的測定部12, 顯示測定結果、裝置狀態和測定值等的顯示部13。在操作部11中,配 置有為進行裝置操作的4個按鈕11a~11d。其中的一個例如11d為測定 開始按鈕。在測定部12中,設有蓋14,打開蓋14(圖表示開蓋的狀態) 時,存在具有橢圓形圓周的手指放置部15。在手指放置15中,有輻射 溫度傳感器的開口端16、接觸溫度傳感器部17和光學傳感器部18。另 外,還有以顏色告知裝置狀態和測定計時等的發光二極管(LED)19和 以聲音告知裝置狀態和測定計時的蜂鳴器。

采用裝置截面圖來說明裝置內部。在測定部12中具有為放置體表的 體表接觸部51,測定室溫等的溫度傳感器部53和光學傳感器部18。傳 感器被傳感器盒54包覆,傳感器和傳感器蓋安裝在底板56a上。顯示部 和LED固定在底板56b上。底板56c固定在外盒57上。除底板56a和 底板56b外,在底板56c上還安裝有具有計算測定數據的運算部和統一 控制各部的控制部的微處理器55。

當接通裝置電源用手指等按測定開始按鈕11d時,測定開始按鈕11d 的信號則接通并輸入微處理器55中。進而,當手指等體表接觸測定部 12時的信號被輸入微處理器55中時,微處理器55就開始測定用控制程 序。這時,在液晶顯示部顯示脈沖分頻。可以使信號用LED與脈沖分頻 同步發光。另外,在脈沖分頻期間可使測定用發光二極管發光。脈沖分 頻終止時,在液晶顯示部上顯示“請離開手指”。另外,通過持續按測定 開始按鈕11d一定時間例如3秒以上會接通裝置電源,測定開始按鈕11d 可以兼用作電源開關。

如果手指從測定部離開,裝置會判斷該計時的好壞,該計時適當時, 在液晶顯示部上顯示“數據處理中”。當在液晶顯示部上顯示“請離開手 指”之前離開手指時,在液晶顯示部上顯示“請在脈沖分頻終止前不要 離開手指”,經過5秒以上離開時,在液晶顯示部顯示“請在脈沖分頻終 止后迅速離開手指”。這時,通過按測定開始按鈕11d可以消除錯誤信息。 如果正常地放置手指、離開手指,裝置會在液晶顯示部顯示血糖值。

在切斷電源時,按電源開關,但對于以測定開始按鈕11d兼用做作 電源開關的場合,可以設計成通過持續按測定開始按鈕11d例如3秒以 上以切斷電源。另外,也可以設計成通過在例如0.3到1.0秒之間將手 指零星地放置在測定部上2次來切斷電源。

這樣,例如,當體表是手指時,用一個手指的動作就可以使裝置從 測定開始運作至終止。而且,接通、切斷電源的操作也可以用一個手指 來實施。圖6表示將手指動作作為觸發器的測定過程。

按鈕11a,11b,11c是用于實施血糖測定以外的功能如時間設定和 履歷參照等的設定按鈕。接通裝置電源后,裝置開始預熱。開始預熱經 過30秒以上后,裝置進到初始狀態。在該計時如果按壓按鈕11a,11b, 11c中的任一個,裝置會進入測定以外的功能模式。當從初始狀態經過 規定時間時,裝置進入等待測定狀態。在該等待測定狀態時,即使按壓 設定用按鈕11a,11b,11c,裝置也無視這些按鈕的輸入,繼續等待測 定狀態。為實現該功能在裝置中具有按鈕信號處理用濾波器。測定開始 按鈕11d的輸入接通時,按鈕信號處理用濾波器通常會把來自按鈕11a, 11b,11c的輸入信號作無效處理。

在測定開始時,切換按鈕信號處理用濾波器的模式,使全部按鈕輸 入信號無效。因此,在測定中即使按任何按鈕裝置也不會中斷測定。在 測定開始小于等于10秒期間并且手指放置在測定部12上時,繼續測定。 即,自測定開始的任意時間(小于等于10秒左右),通過由檢測T1的溫 度變化和T3的溫度變化等的檢測器群組成的手指接觸識別機構來判定 手指放置在測定部12上,可以作為繼續測定的信號處理。若測定終止, 裝置計算血糖值并在顯示器上顯示血糖值。

圖7表示伴隨按鈕輸入的裝置運作過程。在此,假定測定開始按鈕 11d兼作電源開關進行說明。另外,設定其他按鈕11a,11b,11c用于裝 置的設定和履歷參照等。

進行血糖值測定的被檢測者首先連續按壓按鈕11d3秒以上。通過該 操作,接通裝置電源。然后,裝置自動開始30秒鐘的預熱,進入初始狀 態。在該時刻,如果按壓按鈕11a,11b,11c的任一個,進到進行裝置 設定的設定功能模式。當裝置設定終止時,再次回到初始狀態。初始狀 態后,裝置進入測定的待機狀態。處于待機狀態時,按鈕信號處理用濾 波器機構接通,不接受按鈕11d以外的按鈕輸入。隨后,按壓按鈕11d, 把手指放置在測定部上,裝置對其進行檢測開始測定。測定開始時,通 過按鈕信號處理用濾波器結構的作用,使全部按鈕11a,11b,11c,11d 的輸入無效。然后,測定終止,當計算出的血糖值顯示在液晶顯示部時, 按鈕信號處理用濾波器結構關閉,可以接受按鈕輸入。在該狀態下,如 果被檢測者持續按壓按鈕11d3秒以上,裝置電源切斷。

圖8是表示測定部的詳細例子圖,圖8(a)是俯視圖,圖8(b)是 其XX截面圖,圖8(c)是其YY截面圖。

首先,對本發明的無侵襲血糖值測定裝置的溫度測定進行說明。在 被檢測部(指肚)接觸的部分設置有熱傳導率高的材料、例如用金做的 薄板21,以加熱方式連接到該薄板21上的比薄板21的熱傳導率低的材 料,例如由聚氯乙烯制成的棒狀的熱傳導部件22伸到裝置內部。作為溫 度傳感器,設有作為測定薄板21的溫度并且同被檢測部鄰接的溫度檢測 器的熱敏電阻23,及作為測定僅僅距離薄板21一定距離的熱傳導部件 部分的溫度并且同被檢測部間接的溫度檢測器的熱敏電阻24。在可以看 透放置在手指放置部15的被檢測部(指肚)的裝置內部的位置設置有紅 外線透鏡25,在紅外線透鏡25的下方通過紅外線透過窗26設置有熱電 檢測器27。另外,靠近熱電檢測器27設置有另一熱敏電阻28。

這樣測定部的溫度傳感器部具有4個溫度傳感器,測定下面的4種 溫度。

手指表面的溫度(熱敏電阻23):T1

熱傳導部件的溫度(熱敏電阻24):T2

手指的輻射溫度(熱電檢測器27):T3

室溫(熱敏電阻28):T4

如果任何物體靠近測定部上部,熱電檢測器27會感知其輻射熱。另 外,在手指等被檢測部接觸測定部時,熱敏電阻23感知其熱量。因此, 在熱電檢測器27的輸出上升并且熱敏電阻23的溫度上升變化時,可以 知道被檢測部接觸到測定部。在熱敏電阻23的溫度上升或由上升進入平 衡狀態時,可以知道被檢測部持續地接觸測定部。在圖3中可以知道在 時刻tstart熱電檢測器27的溫度上升,在圖2中,可以知道在時刻tstart溫 度上升變化。在該時刻tstart可以知道被檢測部接觸到測定部。另外,也 可以將壓力傳感器和開關等安裝在傳感器下部,通過壓力傳感器的信號 變化和開關的接通來判斷手指的放置。

如果手指離開測定部,熱電檢測器27的信號急劇下降,熱敏電阻 23的溫度也開始下降。這樣來感知手指離開。在圖2中,由于溫度上升 至tend或在tend進入平衡狀態,可以知道在時刻tend被檢測部從測定部離 開。另外,也可以將壓力傳感器和開關等安裝在傳感器下部,通過壓力 傳感器的信號變化和開關的切斷來判斷手指的離開。

接著,對光學傳感器部18進行說明。光學傳感器部是為了求出氧供 給量而測定必要的血紅蛋白濃度和血紅蛋白氧飽和度。要測定血紅蛋白 濃度和血紅蛋白氧飽和度,需要測定最少2個波長的吸光度,圖8(c) 表示通過2個光源33,34和1個檢測器35進行2個波長測定的結構例 子。

2個光纖維31,32的端部位于光學傳感器部18中。光纖維31是光 照射用的光纖維,光纖維32是接受光用的光纖維。如圖8(c)所示, 光纖維31和形成支線的光纖維31a,31b連接,在其末端設置有2個波 長的發光二極管33,34。在接受光用的光纖維32的末端設置有光電二 極管35。發光二極管33發射出波長810nm的光,發光二極管34發射 出波長950nm的光。波長810nm是氧結合型血紅蛋白和還原(脫氧) 型血紅蛋白的摩爾吸光系數相等的等吸光波長,波長950nm是氧結合型 血紅蛋白和還原型血紅蛋白的摩爾吸光系數的差值大的波長。

2個發光二極管33,34把手指放置在手指放置部的時刻作為觸發時 刻,間隔地發光,由發光二極管33,34發出的光通過光照射用光纖維 31照射到被檢測者的手指上。照射到手指的光由手指的皮膚反射,射入 接受光用光纖維32中通過光電二極管35檢測。照射到手指的光由手指 的皮膚反射時,一部分光通過皮膚進入組織內部,由毛細血管中流著的 血液中的血紅蛋白所吸收。光電二極管35的測定數據為反射率R,吸光 度用log(1/R)來近似地計算。通過波長810nm和波長950nm的光分 別進行照射,測定各自的R值,并且求出log(1/R),來測定波長810nm 的吸光度A1和波長950nm的吸光度A2。

假設還原型血紅蛋白濃度為[Hb],氧結合型血紅蛋白濃度為[HbO2], 用下式表示吸光度A1和吸光度A2。

[數2]

A 1 = a × ( [ Hb ] × A Hb ( 810 nm ) + [ HbO 2 ] × A HbO 2 ( 810 nm ) ) ]]>

= a × ( [ Hb ] + [ HbO 2 ] ) × A HbO 2 ( 810 nm ) ]]>

A 2 = a × ( [ Hb ] × A Hb ( 950 nm ) + [ HbO 2 ] × A HbO 2 ( 950 nm ) ) ]]>

= a × ( [ Hb ] + [ HbO 2 ] ) × ( ( 1 - [ HbO 2 ] [ Hb ] + [ HbO 2 ] ) × A Hb ( 950 nm ) + [ HbO 2 ] [ Hb ] + [ HbO 2 ] × A HbO 2 ( 950 nm ) ) ]]>

AHb(810nm)和AHb(950nm)、AHbO2(810nm)和AHbO2(950nm)分別作為 還原型血紅蛋白、氧結合型血紅蛋白的摩爾吸光系數在各波長是已知的。 a為比例系數。血紅蛋白濃度([Hb]+[HbO2])、血紅蛋白氧飽和度 {[HbO2]/([Hb]+[HbO2])}由上式中如下求出。

[數3]

[ Hb ] + [ HbO 2 ] = A 1 a × A HbO 2 ( 810 nm ) ]]>

[ HbO 2 ] [ Hb ] + [ HbO 2 ] = A 2 × A HbO 2 ( 810 nm ) - A 1 × A Hb ( 950 nm ) A 1 × ( A HbO 2 ( 950 nm ) - A Hb ( 950 nm ) ) ]]>

另外,這里通過2個波長的吸光度測定對測定血紅蛋白濃度和血紅 蛋白氧飽和度的例子進行說明,但通過3個以上波長的吸光度測定,還 可以降低干擾成分的影響,提高測定精度。

圖9是表示裝置中的數據處理的流程的概念圖。在該例子的裝置中, 存在由熱敏電阻23、熱敏電阻24、熱電檢測器27、熱敏電阻28和光電 二極管35組成的5個傳感器。以光電二極管35用于測定波長810nm的 吸光度和波長950nm的吸光度,在裝置中輸入了6種測定值。

5種模擬信號分別經過A1~A5的放大器,通過AD1~AD5的模 擬·數字轉換器進行數字轉換。由進行數字轉換后的值計算參數xi(i=1、 2、3、4、5)。xi具體地表示如下(e1~e5是比例系數)。

[數4]

與熱輻射成比例的參數

x1=e1×(T3)4

與熱對流成比例的參數

x2=e2×(T4-T3)

與血紅蛋白濃度成比例的參數

x 3 = e 3 × ( A 1 a × A HbO 2 ( 810 nm ) ) ]]>

與血紅蛋白氧飽和度成比例的參數

x 4 = e 4 × ( A 2 × A HbO 2 ( 810 nm ) - A 1 × A Hb ( 950 nm ) ) A 1 × ( A HbO 2 ( 950 nm ) - A Hb ( 950 nm ) ) ) ]]>

與血流量成比例的參數

x 5 = e 5 × ( 1 t CONT × ( S 1 - S 2 ) ) ]]>

接著,根據由實際的多數健康者及糖尿病患者的數據得到的參數xi的平均值和標準偏差計算出標準化參數。由各參數xi利用下式計算標準 化參數Xi(i=1,2,3,4,5)。

[數5]

X i = x i - x ‾ i SD ( x i ) ]]>

xi:參數

參數的平均值

SD(xi):參數的標準偏差

取上述的5個標準化參數,進行為進行最終顯示的葡萄糖濃度的變 換計算。圖10是表示裝置內部結構例子的示意圖。當把手指放在手指放 置部15時,在進入使用者視野的位置設置有液晶顯示器13,信號用 LED19。另外,按鈕11a~11d分別和微處理器55連接。微處理器55安 裝在存儲軟件的ROM內。另外,微處理器55通過按壓按鈕11a~11d 可以接受來自外部的指令。

處理計算中所必要的程序儲存在ROM中,該ROM安裝于裝在裝置 里的微處理器55中。另外,處理計算中所必要的儲存區域由同樣地由安 裝在裝置中的RAM42來保證。傳感器部的模擬信號通過模擬·數字轉 換器AD1~AD5轉換成數字信號,經總線44傳輸,利用儲存在ROM 中的函數由微處理器進行計算處理。對應計算處理的結果,信號用的 LED19發光或閃爍。當傳感器的信號表示放置手指時,通過來自實時時 鐘45的指令在液晶顯示部顯示脈沖分頻,與此同時,開始儲存在ROM 中的血糖測定程序。計算處理的結果顯示在液晶顯示部的同時,也可以 保存在IC卡43中。另外,當電池41的殘余量變少時,在液晶顯示部顯 示警告,也可以使信號用LED發光或閃爍。

在ROM中存入了作為處理計算所必要的程序組成要素,特別是為 求出葡萄糖濃度C的函數。該函數定義如下。首先,C用下面的式(1) 表示。ai(i=0,1,2,3,4,5)預先由多個測定數據決定。求ai的順序如下。

形成表示標準化參數和葡萄糖濃度C的關系的多重回歸式。

由通過最小平方法得到的式子求出和標準化參數有關的標準方程式 (聯立方程式)。

由標準方程式求出系數ai(i=0,1,2,3,4,5)的值,代入多重 回歸式中。

首先,做出表示葡萄糖濃度C和標準化參數X1,X2,X3,X4,X5的關系的下面的回歸式(1)。

[數6]

C=∫(X1,X2,X3,X4,X5)

?=a0+a1X1+a2X2+a3X3+a4X4+a5X5……(1)

接著,為了求出和酶電極法的葡萄糖濃度值Ci的誤差為最小的多重 回歸式,采用最小平方法。假設誤差的平方和為D,D用下式(2)表示。

[數7]

D = Σ i = 1 n d i 2 ]]>

= Σ i = 1 n ( C i - f ( X i 1 , X i 2 , X i 3 , X i 4 , X i 5 ) ) 2 ]]>

= Σ i = 1 n { C i - ( a 0 + a 1 X i 1 + a 2 X i 2 + a 3 X i 3 + a 4 X i 4 + a 5 X i 5 ) } 2 . . . . . . ( 2 ) ]]>

由于在以a0,a1,…,a5對式(2)偏微分等于零時,誤差的平方和 D最小,從而得到下式。

[數8]

∂ D ∂ a 0 = - 2 Σ i = 1 n { C i - ( a 0 + a 1 X i 1 + a 2 X i 2 + a 3 X i 3 + a 4 X i 4 + a 5 X i 5 ) } = 0 ]]>

∂ D ∂ a 1 = - 2 Σ i = 1 n X i 1 { C i - ( a 0 + a 1 X i 1 + a 2 X i 2 + a 3 X i 3 + a 4 X i 4 + a 5 X i 5 ) } = 0 ]]>

∂ D ∂ a 2 = - 2 Σ i = 1 n X i 2 { C i - ( a 0 + a 1 X i 1 + a 2 X i 2 + a 3 X i 3 + a 4 X i 4 + a 5 X i 5 ) } = 0 ]]>

∂ D ∂ a 3 = - 2 Σ i = 1 n X i 3 { C i - ( a 0 + a 1 X i 1 + a 2 X i 2 + a 3 X i 3 + a 4 X i 4 + a 5 X i 5 ) } = 0 ]]>

∂ D ∂ a 4 = - 2 Σ i = 1 n X i 4 { C i - ( a 0 + a 1 X i 1 + a 2 X i 2 + a 3 X i 3 + a 4 X i 4 + a 5 X i 5 ) } = 0 ]]>

∂ D ∂ a 5 = - 2 Σ i = 1 n X i 5 { C i - ( a 0 + a 1 X i 1 + a 2 X i 2 + a 3 X i 3 + a 4 X i 4 + a 5 X i 5 ) } = 0 . . . . . . ( 3 ) ]]>

假設C,X1~X5的平均值為Cmean,X1mean~X5mean,由于Ximean=0(i=1~ 5),由式(1)得到式(4)。

[數9]

a0=Cmean-a1X1mean-a2X2mean-a3X3mean-a4X4mean-a5X5mean

??=Cmean???????????????????????????????????????????????......(4)

另外,標準化參數之間的變動·共同變動用式(5)表示,標準化參 數Xi

(i=1~5)和C的共同變動用式(6)表示。

[數10]

S ij = Σ k = 1 n ( X ki - X imean ) ( X kj - X jmean ) = Σ k = 1 n X ki X kj ( i , j = 1,2 , . . 5 ) . . . . . . ( 5 ) ]]>

S iC = Σ k = 1 n ( X ki - X imean ) ( C k - C mean ) = Σ k = 1 n X ki ( C k - C mean ) ( i = 1,2 , . . 5 ) . . . . . . ( 6 ) ]]>

把式(4)(5)(6)代入式(3)進行整理,得到聯立方程式(標準 方程式)(7),通過解該聯立方程式求出a1~a5。

[數11]

a1S11+a2S12+a3S13+a4S14+a5S15=S1C

a1S21+a2S22+a3S23+a4S24+a5S25=S2C

a1S31+a2S32+a3S33+a4S34+a5S35=S3C

a1S41+a2S42+a3S43+a4S44+a5S45=S4C

a1S51+a2S52+a3S53+a4S54+a5S55=S5C????......(7)

用式(4)求出常數項a0。以上求得的ai(i=0,1,2,3,4,5)在 裝置制造時被儲存在ROM中。在裝置的實際測定中,通過把由測定值 求出的標準化參數X1~X5代入回歸式(1)中,計算出葡萄糖濃度C。

下面表示葡萄糖濃度計算過程的具體例子。預先由對健康者及糖尿 病患者測定的多個數據確定回歸式(1)的系數,把下面的葡萄糖濃度的 計算式儲存在微處理器的ROM中。

[數12]

C=99.4+18.3×X1-20.2×X2-23.7×X3-22.0×X4-25.9×X5

X1~X5是對參數x1~x5標準化后的參數。假定參數的分布是標準分 布,標準化參數的95%取從-2到2之間的值。

作為健康者的測定值的一個例子,把標準化參數X1=-0.06、X2=+ 0.04、X3=+0.05、X4=-0.12、X5=+0.10代入上述的式子中,得到 C=96mg/dl。另外,作為糖尿病患者的測定值的一個例子,把標準化參 數X1=+1.15、X2=-1.02、X3=-0.83、X4=-0.91、X5=-1.24代入上述 的式子中,得到C=213mg/dl。

作為過去的的測定方法是將通過取血得到的血液和試劑反應,由該 反應測定產生的電子量以測定血糖值的酶電極法,下面將酶電極法的測 定結果和本發明的一個實施例的測定結果進行陳述。作為健康者的測定 值的一個例子,酶電極法的葡萄糖濃度為89mg/dl時,將同一時刻利用 本發明方法測定得到的標準化參數X1=-0.06、X2=+0.04、X3=+0.05、 X4=-0.12、X5=+0.10代入上述的式子中,得到C=96mg/dl。另外,作 為糖尿病患者的測定值的一個例子,酶電極法的葡萄糖濃度為238mg/dl 時,將同一時刻利用本發明方法測定得到的標準化參數X1=+1.15、X2= -1.02、X3=-0.83、X4=-0.91、X5=-1.24代入上述的式子中,得到 C=213mg/dl。由上述的結果,通過本發明方法可以高精度地求出葡萄糖 濃度得到證實。

圖11是以縱軸為本發明方法的葡萄糖濃度的計算值,橫軸為酶電極 法的葡萄糖濃度的測定值,針對多個患者繪制各自的測定值的圖。按照 本發明方法通過測定氧供給量·血流量可以得到良好的相關關系(相關 系數=0.9324)。

在上述的實施例中,與血液中血紅蛋白濃度及血液中血紅蛋白氧飽 和度有關的參數通過以分光學方式測定血液中的血紅蛋白求得。可是, 由于血紅蛋白濃度對于無貧血、出血及紅血球增加癥等癥狀的人是穩定 的,而且,血紅蛋白濃度對于男性為13~18g/dL、女性為12~17g/dL 是正常值,血紅蛋白濃度正常值的變化幅度范圍為5~6%,由于在上述 的血糖值計算式中與血流量有關的項的權重比其他項小,因此,即使作 為常數處理對測定精度也不會有太大的損害。同樣,由于在大氣壓下呼 吸空氣,如果是安靜、輕松的狀態,對于血紅蛋白氧飽和度穩定在97~ 98%,因此,可以作為常數處理。因而,血紅蛋白濃度和血紅蛋白氧飽 和度可以作為常數處理,氧供給量可以由血紅蛋白濃度常數、血紅蛋白 氧飽和度常數和血流量的積求出。

通過將血紅蛋白濃度和血紅蛋白氧飽和度作為常數處理,對于用于 血糖值測定的傳感器結構除光學傳感器等以外可以簡單化。另外,通過 省略光學測定的時間及光學測定結果處理的時間,可以實現血糖值測定 的一系列快速化。

另外,由于血紅蛋白氧飽和度特別是安靜時成為穩定的值,如果把 血紅蛋白濃度和血紅蛋白氧飽和度作為常數處理,特別是在安靜時的血 糖值測定中可以提高測定精度,并且可以實現血糖值測定的一系列快速 化。在此,所謂安靜時是指通過或者坐在椅子上或者躺下使身體處于幾 乎不動的狀態經過5分鐘左右的時間。

下面,對將血紅蛋白濃度和血紅蛋白氧飽和度作為常數處理的實施 例進行說明。本實施例除了將血紅蛋白濃度和血紅蛋白氧飽和度作為常 數處理這點以外,由于和上述實施例同樣,在此,主要對和上述實施例 不同之處進行說明。

本實施例無須測定圖4的說明圖中的血紅蛋白濃度和血紅蛋白氧飽 和度,而作為常數處理。因而,本實施例的測定部如圖12所示,做成從 圖8所示的上述實施例的測定部去除光源33,34、光電二極管35及光 纖維31,32的結構。本實施例中使用的參數是與熱輻射成比例的參數 x1、與熱對流成比例的參數x2及與氧供給量成比例的參數x3(以下,將 與氧供給量成比例的參數表示為x3),由這些參數按如上所述的方法計 算出標準化參數,以根據該3個標準化參數Xi(i=1,2,3)為基礎計算 葡萄糖濃度。在數據處理中,可以省略在上述實施例中必須的“由光學 計測數據轉換為標準化參數的轉換處理”(參照圖9)。

圖13是表示本實施例裝置的功能方框圖。該裝置由電池41驅動。 由溫度傳感器構成的傳感器部48測定的信號進入與各信號對應設置的 模擬·數字轉換器44(模擬·數字轉換器AD1~AD5)轉換成數字信號。 作為微處理器55的外圍電路,具有模擬·數字轉換器AD1~AD4、液 晶顯示器13、RAM42,它們各自通過總線46同微處理器55相接。另 外,按鈕11a~11d分別和微處理器55連接。微處理器55內部裝有存儲 了軟件的ROM。另外,微處理器55可以通過按壓按鈕11a~11d接受來 自外部的指令。

裝在微處理器55內的ROM47存儲計算處理所必要的程序。即,具 有運算部的功能。微處理器55內部還裝有存儲血紅蛋白濃度的常數的血 紅蛋白濃度常數存儲部50、和存儲血紅蛋白氧飽和度的常數的血紅蛋白 氧飽和度常數存儲部49。計算程序在手指的測定終止后,從血紅蛋白濃 度常數存儲部50和血紅蛋白氧飽和度常數存儲部49調出最佳常數進行 計算。另外,在計算處理所必要的存儲區域同樣由裝入裝置中的RAM42 確保。計算處理的結果顯示在液晶顯示部。

作為在ROM中處理計算所必要的程序的組成要素,特別是存入了 為求出葡萄糖濃度C的函數。該函數定義如下。首先,C用下面的式(8) 表示。ai(i=0,1,2,3)預先由多個測定數據決定。求ai的順序如下。

(1)形成表示標準化參數和葡萄糖濃度C的關系的多重回歸式。

(2)由通過最小平方法得到的式子求出與標準化參數有關的標準方 程式(聯立方程式)。

(3)由標準方程式求出的系數ai(i=0,1,2,3)的值,代入多重回 歸式中。

首先,做出表示葡萄糖濃度C和標準化參數X1,X2,X3關系的下 面的回歸式(8)。

[數13]

C=f(X1,X2,X3)

?=a0+a1X1+a2X2+a3X3????......(8)

接著,為了求出與酶電極法的葡萄糖濃度值Ci的誤差最小的多重回 歸式,采用最小平方法。假設誤差的平方和為D,D用下式(9)表示。

[數14]

D = Σ i = 1 n d i 2 ]]>

= Σ i = 1 n ( C i - f ( X i 1 , X i 2 , X i 3 ) ) 2 ]]>

= Σ i = 1 n { C i - ( a 0 + a 1 X i 1 + a 2 X i 2 + a 3 X i 3 ) } 2 . . . . . . ( 9 ) ]]>

由于在以a0~a3對式(9)偏微分等于零時,誤差的平方和D最小, 從而得到下式。

[數15]

∂ D ∂ a 0 = - 2 Σ i = 1 n { C i - ( a 0 + a 1 X i 1 + a 2 X i 2 + a 3 X i 3 ) } = 0 ]]>

∂ D ∂ a 1 = - 2 Σ i = 1 n X i 1 { C i - ( a 0 + a 1 X i 1 + a 2 X i 2 + a 3 X i 3 ) } = 0 ]]>

∂ D ∂ a 2 = - 2 Σ i = 1 n X i 2 { C i - ( a 0 + a 1 X i 1 + a 2 X i 2 + a 3 X i 3 ) } = 0 ]]>

∂ D ∂ a 3 = - 2 Σ i = 1 n X i 3 { C i - ( a 0 + a 1 X i 1 + a 2 X i 2 + a 3 X i 3 ) } = 0 . . . . . . ( 10 ) ]]>

假設C,X1~X3的平均值分別為Cmean,X1mean~X3mean,由于 Ximean=0(i=1~3),由式(8)得到式(11)。

[數16]

a0=Cmean-a1X1mean-a2X2mean-a3X3mean

???=Cmean??????????????????????????????????????......(11)

另外,標準化參數之間的變動·共同變動用式(12)表示,標準化 參數Xi(i=1~3)和C的共同變動用式(13)表示。

[數17]

S ij = Σ k = 1 n ( X ki - X imean ) ( X kj - X jmean ) = Σ k = 1 n X ki X kj ( i , j = 1,2 , 3 ) . . . . . . ( 12 ) ]]>

S iC = Σ k = 1 n ( X ki - X imean ) ( C k - C mean ) = Σ k = 1 n X ki ( C k - C mean ) ( i = 1,2 , 3 ) . . . . . . ( 13 ) ]]>

把式(11)(12)(13)代入式(10)進行整理,得到聯立方程式(標 準方程式)(14),通過解該聯立方程式求出a1~a3。

[數18]

a1S11+a2S12+a3S13=S1C

a1S21+a2S22+a3S23=S2C

a1S31+a2S32+a3S33=S3C????......(14)

用式(11)求出常數項a0。以上求得的ai(i=0,1,2,3)在裝置制造 時被儲存在ROM中。在裝置的實際測定中,通過把由測定值求出的標 準化參數X1~X3代入回歸式(8)中,計算出葡萄糖濃度C。

下面表示葡萄糖濃度計算過程的具體例子。預先由對健康者及糖尿 病患者測定的多個數據確定回歸式(8)的系數,把下面的葡萄糖濃度的 計算式儲存在微處理器的ROM中。

[數19]

C=101.7+25.8×X1-23.2×X2-12.9×X3

X1~X3是對參數x1~x3標準化后的參數。假定參數的分布是標準分 布,標準化參數的95%取從-2到+2之間的值。

作為健康者的測定值的一個例子,把標準化參數X1=-0.06、X2=+ 0.04、X3=+0.10代入上述的式子中,得到C=101mg/dl。另外,作為糖 尿病患者的測定值的一個例子,把標準化參數X1=+1.35、X2=-1.22、 X3=-1.24代入上述的式子中,得到C=181mg/dl。另外,在上式中血紅 蛋白濃度的常數定為15g/dl,血紅蛋白氧飽和度的常數定為97%。

作為過去的測定方法的是將通過取血得到的血液與試劑反應,測定 由該反應產生的電子量從而測定血糖值的酶電極法,下面對以該酶電極 法的測定結果和本發明的一個實施例的測定結果進行陳述。作為健康者 的測定值的一個例子,酶電極法的葡萄糖濃度為93mg/dl時,將同一時 刻通過本發明方法測定得到的標準化參數X1=-0.06、X2=+0.04、X3= +0.10代入上述的式子中,得到C=101mg/dl。另外,作為糖尿病患者的 測定值的一個例子,酶電極法的葡萄糖濃度為208mg/dl時,將同一時刻 通過本發明方法測定得到的標準化參數X1=+1.35、X2=-1.22、X3=- 1.24代入上述的式子中,得到C=181mg/dl。該計算結果表現出約13% 的誤差,但一般用于血糖測定的裝置由于通常將15~20%的誤差作為容 許誤差,因此該水平的精度可認為足夠的精度。由上述的結果可以確認, 利用本發明的方法可以高精度地求出葡萄糖濃度。

圖14是以縱軸為本發明方法的葡萄糖濃度的計算值,以橫軸為酶電 極法的葡萄糖濃度的測定值,針對多個患者繪制各自的測定值的圖。通 過按照本發明的方法測定氧供給量·血流量可以得到良好的相關關系(相 關系數=0.8932)。

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