(57)【要約】【課題】無侵襲による血糖値測定装置において、血糖値を短時間で高精度かつ再現性良く測ること。【解決手段】被検部である指の腹２０が接触する部分には棒状部材２１を配置し、棒状部材２１の周囲を棒状部材２１の熱伝導率より低い断熱材２２で覆い囲む。サーミスタ２４を含む棒状部材２１の一部分を、測定部内に設けたダクト２５内に設置し、筐体２６の外から室温の空気２７をダクト内に設けたファン２８で内部へ導入し、サーミスタ２４を含む棒状部材２１の一部分に室温空気２７を当てて、冷却する。【選択図】  図４
2006198321.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
環境温度を測定する環境温度検出器と、
一端に体表面接触部を有する熱伝導部材と、
前記体表面からの輻射熱を測定する輻射熱検出器と、
前記熱伝導部材の前記体表面接触部に隣接して設けられた第１の温度検出器と、
前記熱伝導部材の他端に隣接して設けられた第２の温度検出器と、
前記熱伝導部材の他端側を冷却する冷却手段と、
前記体表面接触部に向けて少なくとも２つの異なる波長の光を照射する光源と、
前記光が前記体表面で反射されて生じる反射光を検出する光検出器と、
前記第１の温度検出器、前記第２の温度検出器、前記環境温度検出器、前記輻射熱検出器及び前記光検出器各々の出力を各々パラメータに変換する変換部と、前記パラメータと血糖値との関係を予め記憶し、前記パラメータを前記関係に適用して血糖値を算出する処理部とを有する演算部と、
前記演算部から出力される結果を表示する表示部とを備えることを特徴とする血糖値測定装置。
【請求項２】
前記熱伝導部材の熱伝導率は、当該熱伝導部材を囲む部材の熱伝導率より大きいことを特徴とする請求項１記載の血糖値測定装置。
【請求項３】
前記冷却手段は、前記熱伝導部材の他端側に向けて外気を導入するダクトとファンとを有することを特徴とする請求項１記載の血糖値測定装置。
【請求項４】
前記冷却手段は、ペルチェ素子、前記ペルチェ素子を挟んで設けられた冷却側ヒートシンク及び放熱側ヒートシンクを有することを特徴とする請求項１記載の血糖値測定装置。
【請求項５】
前記放熱側ヒートシンクにフィンを備えるヒートパイプが接続され、前記フィンを空冷するファンを有することを特徴とする請求項４記載の血糖値測定装置。
【請求項６】
前記放熱側ヒートシンクは液冷ジャケットであり、前記液冷ジャケットに直列に接続されるポンプ及びラジエータを有することを特徴とする請求項４記載の血糖値測定装置。
【請求項７】
前記体表面接触部の飽和温度を、前記第１の温度検出器によって測定された前記体表面接触部の温度上昇曲線を用いて演算する手段を有することを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項記載の血糖値測定装置。
【請求項８】
前記光は、血中ヘモグロビン濃度及びヘモグロビン酸素飽和度の測定に用いることを特徴とする請求項１記載の血糖値測定装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、無侵襲で血液中の血糖値を測定する血糖値測定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
Hilsonらは、糖尿病患者にグルコースを静脈注射すると、その後に顔面及び舌下温度が変化することを報告している（非特許文献１）。Scottらは、糖尿病患者と体温調節の問題を論じている（非特許文献２）。これらの研究知見に基づき、Choらは、採血を伴わずに、温度測定によって血中グルコース濃度を求める方法及び装置を提案している（特許文献１，２）。
【０００３】
また、採血を伴わないグルコース濃度の算出に関してはさらに様々な試みがなされている。例えば、測定部位へ３つの波長の近赤外光を照射して透過光強度を検出するとともに生体温度を検出し、吸光度の２次微分値の代表値を求め、予め定めた基準温度からの生体温度のずれに対応して上記代表値を補正し、補正された代表値に相当する血糖濃度を求める方法が提案されている（特許文献３）。また、測定部位において生体温度をモニタしながら加熱もしくは冷却を行い、温度が変化する瞬間に光照射に基づく減光度を測定して、減光度の温度依存性の原因となっているグルコース濃度を測定する装置が提供されている（特許文献４）。また、参照光と試料に照射した後の透過光との出力比を取り、出力比の対数と生体の温度との１次式からグルコース濃度を算出する装置が報告されている（特許文献５）。
【非特許文献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
【非特許文献２】Can. J. Physiol. Pharmacol., “Diabetes mellitus and thermoregulation”, by A.R. Scott, T. Bennett, I.A. MacDonald, 1987, 65, 1365-1376
【特許文献１】米国特許第５，９２４，９９６号公報
【特許文献２】米国特許第５，７９５，３０５号公報
【特許文献３】特開２０００−２５８３４３号公報
【特許文献４】特開平１０−３３５１２号公報
【特許文献５】特開平１０−１０８８５７号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
血液中のグルコース（血糖）は細胞内でグルコース酸化反応に使われ、生体の維持に必要なエネルギーを産生する。特に基礎代謝の状態においては、産生されたエネルギーの大部分は体温を維持するための熱エネルギーとなるのであるから、血中グルコース濃度と体温との間には何らかの関係があることは予想されるところではある。しかし、病気による発熱を考えれば明らかなように、体温は血中グルコース濃度以外の要因によっても変動する。従来、採血を伴わずに温度測定によって血中グルコース濃度を求める方法が提案されてはいたが、十分な精度を有するものとは言い難かった。
【０００５】
本発明は、被験者の温度データをもとに採血を伴わずに高精度で血中グルコース濃度を求める方法及び装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
血糖は、血管系、特に毛細血管によって全身の細胞に供給されている。ヒトの体内には複雑な代謝経路が存在するが、グルコース酸化は、根源的には血糖と酸素が反応し、水と二酸化炭素とエネルギーを産生する反応である。ここでいう酸素とは血液から細胞へ供給される酸素であり、酸素供給量は血液中のヘモグロビン濃度と、ヘモグロビン酸素飽和度と、血流量によって決まる。一方、グルコース酸化によって体内で産生した熱は、対流、熱輻射、伝導等の形で体から奪われる。我々は、体温は体内でのグルコース燃焼によるエネルギー産生量、すなわち熱産生とこれら熱放散のバランスによって決まると考え、次のようなモデルを考えた。
(1) 熱産生量と熱放散量とは同等視される。
(2) 熱産生量は、血中グルコース濃度と酸素供給量の関数である。
(3) 酸素供給量は、血中ヘモグロビン濃度と、血中ヘモグロビン酸素飽和度と、毛細血管内の血流量によって決まる。
(4) 熱放散量は、主に熱対流と熱輻射とによって決まる。
【０００７】
このモデルに従い、体表を熱測定し、同時に血液中の酸素濃度に関するパラメータ及び血流量に関するパラメータを測定し、これらの測定結果を用いて血糖値を高精度に求められることを見出した。一例として、上記パラメータを求めるための測定は、ヒトの体の一部、例えば指先を測定対象とし、対流と輻射に関するパラメータは指先を熱測定することにより求めることができる。また血中ヘモグロビン濃度および血中ヘモグロビン酸素飽和度に関するパラメータは、血液中のヘモグロビンを分光学的に測定し、酸素と結合しているヘモグロビンと結合していないヘモグロビンの比率により求めることができる。さらに血流量に関するパラメータは、皮膚からの熱流量を測定することにより求めることができる。
【０００８】
上記目的は、環境温度を測定する環境温度検出器と、一端に体表面接触部を有する熱伝導部材と、体表面からの輻射熱を測定する輻射熱検出器と、熱伝導部材の体表面接触部に隣接して設けられた第１の温度検出器と、熱伝導部材の他端に隣接して設けられた第２の温度検出器と、熱伝導部材の他端側を冷却する冷却手段と、体表面接触部に向けて少なくとも２つの異なる波長の光を照射する光源と、光が体表面で反射されて生じる反射光を検出する光検出器と、第１の温度検出器、第２の温度検出器、環境温度検出器、輻射熱検出器及び光検出器各々の出力を各々パラメータに変換する変換部と、パラメータと血糖値との関係を予め記憶し、前記パラメータを前記関係に適用して血糖値を算出する処理部とを有する演算部と、演算部から出力される結果を表示する表示部とを備える血糖値測定装置によって達成される。
【０００９】
ここで、熱伝導部材の熱伝導率は、当該熱伝導部材を囲む部材の熱伝導率より大きい。冷却手段は、熱伝導部材の他端側に向けて外気を導入するダクトとファンとを有していてもよい。また、冷却手段は、ペルチェ素子、ペルチェ素子を挟んで設けられた冷却側ヒートシンク及び放熱側ヒートシンクを有してもよい。さらに、体表面接触部の飽和温度を、第１の温度検出器によって測定された体表面接触部の温度上昇曲線を用いて演算する手段を有してもよい。
【発明の効果】
【００１０】
本発明によると、無侵襲による血糖値測定装置において、血糖値を短時間で高精度かつ再現性良く測定することが可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１１】
最初に、前記モデルの具体化について説明する。熱放散量について考えると、その主因である対流熱伝達は、環境温度（室温）と体表温の間の温度差が関係し、他の要因である輻射による熱放散量は、ステファン・ボルツマンの法則により体表面の絶対温度の４乗に比例する。従って、人体からの熱放散量には、室温と体表温が関係していることが分かる。一方、熱産生量に関係するもう一つの要因である酸素供給量は、ヘモグロビン濃度と、ヘモグロビン酸素飽和度と、血流量の積として表される。
【００１２】
ここでヘモグロビン濃度は、酸素結合型ヘモグロビンと還元（脱酸素）型ヘモグロビンのモル吸光係数が等しくなる波長（等吸光波長）の吸光度より測定できる。ヘモグロビン酸素飽和度は、上記の等吸光波長の吸光度と、酸素結合型ヘモグロビンと還元（脱酸素）型ヘモグロビンのモル吸光係数の比が既知の最低限他の１波長の吸光度を測定し、連立方程式を解くことにより測定できる。すなわち、ヘモグロビン濃度と、ヘモグロビン酸素飽和度は、最低２波長の吸光度測定によって得ることができる。
【００１３】
残るのは血液の流量である。血流量は種々の方法で測定することが可能であるが、その測定方法の一例について以下説明する。
【００１４】
図１は、本装置における血流量の測定原理を示す熱回路網の概念図である。人体は、その深部温度を37℃一定に保つよう、人体外界と熱交換している。そこで、人体の深部温度Tcと、体表面温度T1間に流れる熱流量Qを測定すれば、TcとT1間の熱抵抗R1が求まる。この熱抵抗、すなわち人体組織の熱伝導率は、血流量と相関があるため、血流量が推定できる。この熱流量Qを測定するためには、ある一定の熱抵抗R2を有するブロックを用意し、体表面と、体表面に接触したブロックの両端の温度（T1及びT2）を測定すれば良い。ブロックを通過する熱は、T2から熱抵抗R3を経由して、室温T4へ放熱される。
熱抵抗R1は次式(1)で求められる。
【００１５】
【数１】
2006198321.tif 000003
【００１６】
ここで温度Tcは上述した通り、37℃一定であり、熱抵抗R2を固定し、温度T1とT2を測定すれば、熱抵抗R1が求まり、熱抵抗R1と相関がある血流量が推定できる。
【００１７】
また、輻射温度計により体表面温度T3を測定することで、体表面からの輻射伝熱量も推定できる。熱抵抗R1から、血流量を示唆するパラメータX5を求める。
【００１８】
以上の説明から、前記モデルによって血中グルコース濃度を求めるために必要な測定量は、室温（環境温度）、体表面に接触されるブロック内の飽和温度勾配、体表面からの輻射による温度及び最低限２波長の吸光度であることが分かる。
【００１９】
図２は、本装置における各種センサによる測定値と、それから導出されるパラメータとの関係を図示した説明図である。図１で述べた通り、体表面と接触するブロックを用意し、その２箇所に設置した２個の温度センサよって２種類の温度T1とT2を測定する。別途、体表面の輻射温度T3と室温T4を測定する。また、ヘモグロビンの吸収に関係する少なくとも２種類の波長で吸光度A1、A2を測定する。温度T1〜T4から血流量に関するパラメータが得られ、温度T3から輻射伝熱量に関するパラメータが得られ、温度T3と温度T4から対流伝熱量に関するパラメータが各々得られる。また吸光度A1からヘモグロビン濃度に関するパラメータが得られ、吸光度A1とA2からヘモグロビン酸素飽和度に関するパラメータが得られる。
【００２０】
図３は、本発明による無侵襲血糖値測定装置の上面図である。この無侵襲血糖値測定装置１００では、体表面として指先の腹の皮膚を使うが、他の体表面を使うことも可能である。無侵襲血糖値測定装置１００上面には操作部１１、測定対象となる指が置かれる測定部１２、測定結果の表示、装置の状態や測定値等を表示する表示部１３が設けられている。操作部１１には、装置の操作を行うための４個の押しボタン１１ａ〜１１ｄが配置されている。測定部１２にはカバー１４が設けられ、カバー１４を開けると（図はカバーを開けた状態を示す）、楕円型の周縁を持つ指置き部１５がある。指置き部１５の中には、輻射温度センサ部の開口端１６と接触温度センサ部１７と光学センサ部１８がある。
【００２１】
前述した熱抵抗R1を求めるためには、定常状態での温度T1、T2が必要であるが、実際の測定では下記の点を考慮する必要がある。
(1) 指からブロック以外へ流れる漏れ熱流量が大きいと、測定誤差が大きくなる。
(2) 定常状態となるまで、長時間測定する必要がある。
【００２２】
そこで、上記点を解決する本発明の装置の測定部断面図を図４に示す（光学センサ部は省略）。被検部である指の腹２０が接触する部分には棒状部材（ブロック）２１を配置し、棒状部材２１の周囲は、熱伝導率が棒状部材２１の熱伝導率より低い断熱材２２で覆い囲む。こうすることで、棒状部材２１以外へ流れる漏れ熱流量を低減できる。さらに、棒状部材２１の指の腹２０が接触する部分にサーミスタ２３（温度T1）を、そして棒状部材２１のもう一端にサーミスタ２４（温度T2）を設置し、サーミスタ２４を含む棒状部材２１の一部分を、測定部内に設けたダクト２５内に設置し、筐体２６の外から室温の空気２７をダクト内に設けたファン２８で筐体２６の内部へ導入し、サーミスタ２４を含む棒状部材２１の一部分に室温空気２７を当てる構造とする。
【００２３】
これは、図１に示す、温度T2と室温T4との間の熱抵抗R3を低減することを意味し、温度が定常になるまでの時間を短縮する効果がある。また、無侵襲血糖値測定装置１００内に測定部以外の実装部品（半導体チップや表示部）から発生する熱が、測定部のサーミスタ２３、２４へあぶられ、測定値に悪影響を生じることも防止できる。なお図４では、室温空気２７をファン２８でダクト２５に押し込み、筐体２６の外へ排出する構造にしたが、それに限ったものではなく、室温空気２７をファン２８でダクト２５を通じて、筐体２６の外から吸込む構造もある。
【００２４】
指の腹２０を見通せる装置内部の位置に赤外線レンズ２９が置かれ、赤外線レンズ２９の下方に赤外線透過窓３０を介して焦電検出器３１が配置されている。また、焦電検出器３１に近接して別のサーミスタ３２が設置されている。これらにより、輻射温度T3及び室温T4を測定する。
【００２５】
図５に、温度T1とT2の温度上昇曲線の一例を示す（室温T4＝20℃）。横軸が時間で、縦軸が温度である。図中、実線が温度T1、破線が温度T2で、●が室温下での自然冷却、○が図４で述べた、ファンによる強制冷却の場合を示す。
【００２６】
温度T1、T2は時間の経過と共に上昇し、ある一定値に飽和する。飽和した温度T1とT2を測定することで、上式(1)から熱抵抗R1を算出するが、自然冷却の場合、飽和するまでの時間は120秒程度を要するのに対し、強制冷却の場合では約60秒と自然冷却の場合と比して半分となり、測定時間を大幅に短縮できることが分る。
【００２７】
図６に、本発明の第二実施例を示す。この構成は、測定環境が空調風等により不安定な場合や、更なる高精度、また更に短時間で測定する必要のある場合に有効である。すなわち、サーミスタ２４側の棒状部材２１の一部分を、熱伝導率の非常に高い材料、例えば銅やアルミでできた冷却側ヒートシンク４０に接続させる。そしてヒートシンクを一定温度に冷却するためのペルチェ素子４１を冷却側ヒートシンク４０と接続させる。さらにペルチェ素子４１のもう一方側には放熱側ヒートシンク４２を接続させ、放熱側ヒートシンク４２にヒートパイプ４３を接続する。ヒートパイプ４３にフィン４４を設け、そのフィン４４を無侵襲血糖値測定装置１００内に設けたダクト４５内に配置する。そしてファン４６を用いて、外気をダクト４５に導入し、フィン４４を冷却する。一方、ペルチェ素子４１は、他から影響を受けずに室温を検知する温度計（図示せず）からの信号で、その室温と同じかつ一定になるよう制御され、温度T2を安定させる。こうすることで、外部環境が変動する場所でも、温度T1、T2を短時間で高精度に測れる利点を有する。
【００２８】
上記説明は、熱抵抗R3を、図４の実施例より、さらに低減する内容であるが、この実施例の別の効果として、図７に示す温度T1の温度上昇曲線において（横軸は時間、縦軸は初期状態からの温度差で、実線が熱抵抗R3の大きい場合、また破線が熱抵抗R3の小さい場合、そして、○が各々の温度上昇曲線を指数関数で近似した場合を示す）、熱抵抗R3を低減することで、指の腹２０を棒状部材２１に置いてからの温度上昇曲線が指数関数近似に近づくことが分る。従って、指の腹２０を温度T1が飽和するまで棒状部材２１に置かなくても、ある程度の時間を経た温度上昇曲線を用いて温度T1の飽和値を指数関数で精度良く推算することが可能となる。
【００２９】
また、ヒートパイプ４３の形状を任意に変えることで、ファン４６の設置場所を任意に変えることができ、測定部のレイアウトの自由度も増やすことができる。
【００３０】
図８に本発明の第三実施例を示す。これは、ペルチェ素子４１の放熱に液冷構造を用いたものである。即ち、ペルチェ素子４１の放熱側に液冷ジャケット５０を接続させ、ポンプ５１、ラジエータ５２をチューブ５３で各々直列に接続して液冷循環とする。こうすることで、ポンプ５１やラジエータ５２の配置の自由度を増すことができる。
【００３１】
次に光学測定について述べる。図３に示す光学センサ部１８は、酸素供給量を求めるために必要なヘモグロビン濃度とヘモグロビン酸素飽和度とを測定するためのものである。ヘモグロビン濃度とヘモグロビン酸素飽和度を測定するには最低２波長での吸光度測定が必要であり、図９は２個の光源６２、６３と１個の検出器６４によって２波長測定を行うための構成例を示している。
【００３２】
光学センサ部１８には、２個の光ファイバー６０、６１の端部が位置する。光ファイバー６０は光照射用の光ファイバーであり、光ファイバー６１は受光用の光ファイバーである。光ファイバー６０は支線となるファイバー６０ａ、６０ｂにつながり、それらの末端には２つの波長の発光ダイオード６２、６３が配されている。受光用光ファイバー６１の末端には、フォトダイオード６４が配されている。発光ダイオード６２は波長810nmの光を出し、発光ダイオード６３は波長950nmの光を出す。波長810nmは、酸素結合型ヘモグロビンと還元型（脱酸素）型ヘモグロビンのモル吸光係数が等しくなる等吸光波長であり、波長950nmは酸素結合型ヘモグロビンと還元型ヘモグロビンのモル吸光係数の差が大きい波長である。
【００３３】
２個の発光ダイオード６２、６３は時分割的に発光し、発光ダイオード６２、６３から発生された光は光照射用光ファイバー６０から被検者の指の腹２０に照射される。指に照射された光は指の腹２０の皮膚で反射し、受光用光ファイバー６１に入射してフォトダイオード６４によって検出される。指に照射された光が指の皮膚で反射されるとき、一部の光は皮膚を通して組織内部に侵入し、毛細血管を流れる血液中のヘモグロビンによる吸収を受ける。フォトダイオード６４による測定データは反射率Rであり、吸光度は近似的にlog(1/R)で計算される。波長810nmと波長950nmの光について各々照射を行い、各々についてRを測定し、log(1/R)を求めることにより、波長810nmの吸光度A1と波長950nmの吸光度A2が測定される。
【００３４】
還元型ヘモグロビン濃度を[Hb]、酸素結合型ヘモグロビン濃度を[HbO2]とすると、吸光度A1および吸光度A2は次式(2)で表される。
【００３５】
【数２】
2006198321.tif 000004
【００３６】
AHb(810nm)とAHb(950nm)、AHbO2(810nm)とAHbO2(950nm)はそれぞれ還元型ヘモグロビン、酸素結合型ヘモグロビンのモル吸光係数であり各波長で既知である。aは比例係数である。ヘモグロビン濃度[Hb]＋[HbO2]、ヘモグロビン酸素飽和度[HbO2]/([Hb]＋[HbO2])は上式から次のように求められる。
【００３７】
【数３】
2006198321.tif 000005
【００３８】
なお、ここでは２波長による吸光度測定によってヘモグロビン濃度とヘモグロビン酸素飽和度を測定する例について説明したが、３波長以上で吸光度を測定することによって、妨害成分の影響を低減し測定精度を高めることも可能である。
【００３９】
図１０は、装置内におけるデータ処理の流れを示す概念図である。本例の装置には、サーミスタ２３、サーミスタ２４、焦電検出器３１、サーミスタ３２、フォトダイオード６４からなる５個のセンサがある。フォトダイオード６４では波長810nmの吸光度と波長950nmの吸光度を測定するため、装置には６種類の測定値が入力されることになる。
【００４０】
５種類のアナログ信号は、それぞれA1〜A5の増幅器を経由して、AD1〜AD5のアナログ・デジタル変換器によってデジタル変換される。デジタル変換された値からパラメータxi（ｉ=1、2、3、4、5）が計算される。xiを具体的に表記すると以下のとおりとなる（a1〜a5は比例係数）。
【００４１】
【数４】
2006198321.tif 000006
【００４２】
つづいて、実際の多数の健常者および糖尿病患者のデータから得られたパラメータxiの平均値と標準偏差から正規化パラメータを算出する。各パラメータxiから正規化パラメータXi（i=1、2、3、4、5）を次の式で計算する。
【００４３】
【数５】
2006198321.tif 000007
【００４４】
前述の５つの正規化パラメータをもって、最終的な表示を行うためのグルコース濃度への変換計算が行われる。処理計算に必要なプログラムは、装置に組み込まれたマイクロプロセッサに内蔵されたＲＯＭに記憶されている。また、処理計算に必要なメモリー領域は、同様に装置に組み込まれているＲＡＭに確保される。計算処理された結果は、液晶表示部に表示される。
【００４５】
ＲＯＭには処理計算に必要なプログラム構成要素として、特にグルコース濃度Ｃを求めるための関数が入っている。この関数は以下のように定められたものである。まず、Ｃは以下の式(6)で表現される。ai（i=0、1、2、3、4、5）は、複数の測定データから前もって決定されている。aiを求める手順は以下の通りである。
(1) 正規化パラメータとグルコース濃度Ｃの関係を示す重回帰式を作成する。
(2) 最小二乗法によって得られた式から正規化パラメータに関する正規方程式（連立方程式）を求める。
(3) 正規方程式から係数ai（i=0、1、2、3、4、5）の値を求め、重回帰式に代入する。
初めに、グルコース濃度Cと正規化パラメータX1、X2、X3、X4、X5の関係を示す次の回帰式(6)を作る。
【００４６】
【数６】
2006198321.tif 000008
【００４７】
つづいて、酵素電極法によるグルコース濃度測定値Ciとの誤差が最小になるような重回帰式を求めるため、最小二乗法を用いる。残差の二乗和をDとすると、Dは次式で表される。
【００４８】
【数７】
2006198321.tif 000009
【００４９】
残差の二乗和Dが最小になるのは、式(7)をa0、a2、…、a5で偏微分してゼロとなるときなので、次式(8)が得られる。
【００５０】
【数８】
2006198321.tif 000010
【００５１】
C、X1〜X5の平均値をCmean、X1mean〜X5meanとするとXimean＝０（ｉ=1〜5）であるので、式(6)から式(9)が得られる。
【００５２】
【数９】
2006198321.tif 000011
【００５３】
また、正規化パラメータ間の変動・共変動は、式(10)で表され、正規化パラメータXi（ｉ=1〜5）とCとの共変動は式(11)で表される。
【００５４】
【数１０】
2006198321.tif 000012
【００５５】
式(9)、式(10)、式(11)を式(8)に代入して整理すると、連立方程式（正規方程式）(12)が得られ、これを解くことでa1〜a5が求まる。
【００５６】
【数１１】
2006198321.tif 000013
【００５７】
定数項a0は式(9)を用いて求める。以上で求めたai（i=0、1、2、3、4、5）は装置製造時にＲＯＭに格納されている。装置による実際の測定では、測定値から求めた正規化パラメータX1〜X5を回帰式(6)に代入することで、グルコース濃度Cが算出される。
【００５８】
次にグルコース濃度の算出過程の具体例を示す。予め健常者および糖尿病患者に対して測定した多数のデータから式(6)の係数が決められており、マイクロプロセッサのＲＯＭには下記のグルコース濃度の算出式が格納されている。
【００５９】
【数１２】
2006198321.tif 000014
【００６０】
X1〜X5はパラメータx1〜x5を正規化したものである。パラメータの分布が正規分布であると仮定すると、正規化パラメータの95％は−２〜＋２の間の値をとる。
【００６１】
健常者の測定値の一例として、正規化パラメータX1＝＋0.10、X2＝−0.02、X3＝＋0.04、X4＝−0.20、X5＝＋0.20 を上記の式に代入するとC＝94mg/dlとなる。
【００６２】
また、糖尿病患者の測定値の一例として、正規化パラメータX1＝−1.10、X2＝＋0.10、X3＝−0.84、X4＝−1.04、X5＝−0.20 を上記の式に代入するとC＝221mg/dlとなる。
【００６３】
従来の測定方法である、採血によって得た血液を試薬と反応させ、この反応によって発生した電子量を測定して血糖値を測定する酵素電極法による測定結果と本発明の一実施例による測定結果について以下に述べる。健常者の測定値の一例として、酵素電極法によるグルコース濃度が89mg/dlのとき、同時刻に本法による測定から得た正規化パラメータX1＝＋0.10、X2＝−0.02、X3＝＋0.04、X4＝−0.20、X5＝＋0.20 を上記の式に代入するとC＝94mg/dlとなる。また、糖尿病患者の測定値の例として、酵素電極法によるグルコース濃度が238mg/dlのとき、同時刻に本法による測定から得た正規化パラメータX1＝−1.10、X2＝＋0.10、X3＝−0.84、X4＝−1.04、X5＝−0.20 を上記の式に代入するとC＝221mg/dlとなる。上記の結果より、本発明による方法によって、高精度でグルコース濃度を求められることが確認された。
【００６４】
図１１は、縦軸を本法によるグルコース濃度の算出値、横軸を酵素電極法によるグルコース濃度の測定値として、複数の患者に対してそれぞれの測定値をプロットした図である。本法の様に酸素供給量・血流量を測定することで良好な相関が得られる。
【００６５】
図１２に装置の操作手順を示す。操作部のボタンを押し装置の電源を入れると、液晶表示器に「ウォーミングアップ」が表示され、装置内の電子回路がウォーミングアップされる。同時に、チェックプログラムが作動し、電子回路を自動的にチェックする。「ウォーミングアップ」が終了すると、液晶表示部に「指を置いてください」と表示される。指置き部に指を置くと、液晶表示部にカウントダウンが表示される。カウントダウンが終了すると、液晶表示部に「指を離してください」と表示される。指置き部から指を離すと、液晶表示部に「データ処理中」が表示される。その後、液晶表示部に血糖値が表示される。この時点で、表示された血糖値は、日時・時間とともにＩＣカードに記憶される。表示された血糖値を読み取ったら、操作部のボタンを押す。装置は、約１分後に次の測定を待つ「指を置いてください」が液晶表示部に表示された状態になる。
【００６６】
なお、測定時間中は、常に温度T2を冷却しているのが望ましいが、電池で長時間駆動させる等の都合で、装置の省電力化が必要な場合は、図１２で述べた操作手順に沿ってファン動作のオンオフ制御を行っても良い。図１３にファン動作のシーケンスを示す。横軸が図１２で述べた操作手順である。「開始」から「指を離して下さい」までは、ファンのオン動作が必要であるが、「指を離して下さい」から「結果表示」までは測定していないため、ファンをオフさせる。そして「結果表示」後、再び測定に入るまでにファンをオンさせ、温度T2を初期の状態に素早く戻す。こうすることで、ファン動作をオフさせる分、装置の省電力が図れる。
【図面の簡単な説明】
【００６７】
【図１】本装置における血流量の測定原理を示す熱回路網の概略図。
【図２】各種センサによる測定値と、それから導出されるパラメータとの関係を図示した説明図。
【図３】無侵襲血糖値測定装置の上面図。
【図４】本発明の第一実施例を示す測定部の断面図。
【図５】温度T1、T2の温度上昇曲線を示す図。
【図６】本発明の第二実施例を示す測定部の断面図。
【図７】温度T1の温度上昇曲線を示す図。
【図８】本発明の第三実施例を示す測定部の断面図。
【図９】光学センサ部の断面図。
【図１０】本発明によるグルコース濃度算出値および酵素電極法によるグルコース濃度測定値のプロット図。
【図１１】装置内におけるデータ処理の流れを示す概念図。
【図１２】装置の操作手順を示す図。
【図１３】ファン動作のシーケンスを示す図。
【符号の説明】
【００６８】
１１…操作部、１２…測定部、１３…表示部、１４…カバー、１５…指置き部、１６…輻射温度センサ部の開口端、１７…接触温度センサ部、１８…光学センサ部、２０…指の腹、２１…棒状部材、２２…断熱材、２３、２４…サーミスタ、２５…ダクト、２６…筐体、２７…室温空気、２８…ファン、２９…赤外線レンズ、３０…赤外線透過窓、３１…焦電検出器、３２…サーミスタ、４０…冷却側ヒートシンク、４１…ペルチェ素子、４２…放熱側ヒートシンク、４３…ヒートパイプ、４４…フィン、４５…ダクト、４６…ファン、５０…液冷ジャケット、５１…ポンプ、５２…ラジエータ、５３…チューブ、６０…光ファイバー、６１…光ファイバー、６２…発光ダイオード、６３…発光ダイオード、６４…フォトダイオード
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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