CN101466307A

CN101466307A - 测量成分浓度的系统及方法

Info

Publication number: CN101466307A
Application number: CNA2007800215548A
Authority: CN
Inventors: 渡边伸介; 井上晃; 吉田博
Original assignee: Nipro Corp; Mitsubishi Electric Corp
Current assignee: Nipro Corp; Mitsubishi Electric Corp
Priority date: 2006-06-12
Filing date: 2007-06-08
Publication date: 2009-06-24
Also published as: JP4819890B2; JPWO2007145143A1; US20090275814A1; WO2007145143A1

Abstract

本发明的测量受检物中包含的预定成分的浓度的系统的特征在于包括：将具有5GHz～300GHz的相互不同频率的电磁波朝向受检物振荡的振荡部；检测由受检物反射的多个电磁波的检测部；测量多个电磁波各自的反射系数和复介电常数中至少任一方，并根据所测出的多个电磁波的反射系数和复介电常数中至少任一方算出受检物中包含的预定成分的浓度的运算处理部。从而，可以精细地测量血液等流体受检物中包含的葡萄糖等的预定成分的浓度。

Description

测量成分浓度的系统及方法

技术领域

[0001]

本发明涉及测量受检物所含的预定成分的浓度的系统及方法。

背景技术

[0002]

糖尿病是由于胰岛素的作用降低，血液中葡萄糖浓度(血糖值)极度上升的成人病，是频繁地并发心脏病、脑梗塞、足坏疽或由视网膜剥离引起的失明等的合并症的疾病。据厚生劳动省2002年的糖尿病实际调查，发表的结果是，糖尿病「高疑人」在日本全国约有740万人，若包含相当于预备军的「不能否定可能性的人」，则上升至成人的每6.3个人中有1人的大约1620万人。糖尿病患者的人数预计今后不仅在日本，而且在全世界也会继续增加。另外，糖尿病一般来说，由于是在发现极度的葡萄糖浓度的上升或深刻的合并症症状之前，难于自行察觉的疾病，定期进行包含血液检查的早期诊断对于将糖尿病防患于未然尤为重要。

[0003]

通常，为实时监视血液中血糖值而进行血液检查，为此需用刺针扎刺被验者的皮肤来采集血液。但是，这样的血液采集给被验者带来很大痛苦，如果没有安全处理刺针，则有带来感染各种传染病的危险性。因此，强烈希望确立无需按传统采集血液，正确地测量血液中葡萄糖浓度的非侵入性的测量方法。

[0004]

这样的非侵入性的血糖值测量方法到现在为止也提案有几个方法。例如，在特开2005-237867号(专利文献1)中，公开了使用近红外线的血糖值测量系统及血糖值测量装置。起因于构成它的氢原子、碳原子、氮原子或氧原子之间键的伸缩或弯曲，血液中葡萄糖与具有特定波长的近红外线共振，产生强烈的吸收。依据专利文献1，受其原理启发，将具有特定波长的红外线照射到受检物上，通过测量近红外线的吸光度来测量葡萄糖浓度的血糖值测量系统及血糖值测量装置。

[0005]

为了测量血糖值，如专利文献1所述，除了使用近红外线以外，还提出了使用毫米波的方法。例如，特开2006-000659号(专利文献2)公开了使用毫米波的无血血糖测量装置及方法。通常，葡萄糖等的糖类由于每单位质量包含的产生氢键的官能基(主要是羟基)的数量多，如果在水中添加糖类，则水的介电常数会发生大的变化。因此，专利文献2的无血血糖测量装置中，通过设计成将具有单一频率的毫米波照射在血液受检物等的测量电介质上并使从测量电介质反射的单一毫米波的反射系数在测量频带内成为最小，根据因葡萄糖的浓度而变动的最小相应频率及测量电介质的测量温度来测量血液中葡萄糖浓度。

[0006]

同样，采用毫米波的非侵入性血糖值测量的技术被记载在「2001年电子情报通信学会综合大会讲演论文集、电子学1(非专利献1)」的164页上。该非专利文献1中，通过测量将毫米波照射到混合氯化钠后的葡萄糖水溶液上时的透射系数，得出了不同的葡萄糖浓度的透射系数的频率依存性的结论。

[0007]

专利文献1：特开2005-237867号公报

专利文献2：特开2006-000659号公报

非专利文献1：2001年电子情报通信学会综合大会讲演论文集、电子学1

发明内容

[0008]

但是，依据专利文献1的使用近红外线的血糖值测量装置，在血液中除了葡萄糖之外，还包含氢原子、碳原子、氮原子或氧原子之间的键的数量多的成分，用近红外线的吸光度正确测定葡萄糖浓度是困难的。

[0009]

另外，依据使用具有专利文献2的单一频率的毫米波的无血血糖测量装置，毫米波的反射系数(介电常数)除了葡萄糖以外，还会因白蛋白或血红蛋白等的成分浓度发生变动，不能高精度测量葡萄糖浓度。

[0010]

因此，本发明的一个形态正是鉴于这样的问题构思而成，其目的在于提供精细测量血液等的流体的受检物中包含的葡萄糖等的预定成分的浓度的非侵入性的系统及方法。

[0011]

本发明人发现，着眼于在所测量到的电磁波的反射系数以及在复介电常数中，被包含在葡萄糖、白蛋白、及血红蛋白等的受检物中的各种成分对电磁波的频率具有依存性，通过测量多个频率的电磁波的反射系数及复介电常数，可以精细测量特定的成分浓度。

[0012]

因而，本发明的一个形态的特征在于，测量受检物所含预定成分的浓度的系统设有：将具有5GHz～300GHz的相互不同频率的多个电磁波对准受检物振荡的振荡部；检测由受检物反射的多个电磁波的检测部；测量多个电磁波各自的反射系数和复介电常数中至少任一方，从所测的多个电磁波的反射系数和复介电常数中至少任一方算出受检物所含的预定成分的浓度的运算处理部。

[0013]

依据本发明的一个形态，可提供极准确地测量受检物所含的预定成分的浓度的非侵入性的测量系统及测量方法。

附图说明

图1是表示本发明第1实施例的测量系统之结构的略图。

图2是表示图1的测量系统的各构成部件的框图。

图3的(a)和(b)是表示忽米波的对血液反射率Γ及反射相位的频率依存性的曲线图。

图4是表示变形例2的测量系统的略图。

图5是表示变形例3的测量系统的略图。

图6是表示变形例4的谐振腔的略图。

图7的(a)和(b)是表示具有不同的血液中葡萄糖浓度的血液的复介电常数的实部和虚部的频率依存性的曲线图。

图8的(a)和(b)是表示具有不同的血液中氯化钠浓度的血液的复介电常数的实部和虚部的频率依存性的曲线图。

图9的(a)和(b)是表示将多个忽米波照射到受检物上所测出的复介电常数的实部与虚部的点，与连续性地近似这些点的电介质驰豫式的轨迹的曲线图。

图10的(a)和(b)是表示包含葡萄糖及血红蛋白的血液的复介电常数的实部和虚部的频率依存性的曲线图。

标记说明

[0015]

1、1′、1″、2：测量系统，10：振荡部，12：第1振荡器，14：第2振荡器，13、15：相位同步环路，16：电压控制振荡器，17：内部振荡器，18：分频器，19：相位比较器，20：检测部，22：耦合器，24：循环器，23、25：分频器，26振幅比较器，28：相位比较器，30：振荡检测装置，40：谐振腔，42、43：机壳，44：同轴电缆，45：电介质棒，46、48：电介质，47：移相器，50：运算处理部，60：温度传感器，S：受检物。

具体实施方式

[0016]

下面，参照附图，说明测量本发明的受检物中包含的预定成分的浓度的系统的实施例。

[0017]

实施例1

图1是表示本发明第1实施例的测量系统1之结构的略图，图2是表示图1的测量系统1的各构成部件的框图。

图1及图2所示的测量系统1大体上设有：将具有5GHz～300GHz的可变频率的电磁波向手指等受检物S进行振荡的振荡部10；以及具有检测由受检物S反射出的电磁波的检测部20的振荡检测装置30。另外，该检测系统1设有：连接于振荡检测装置30并接触受检物S的谐振腔40；驱动振荡检测装置30的振荡部10并处理来自检测部20的数据信号的个人计算机等的运算处理部50。再者，测量系统1最好具有用以测量受检物S的温度的温度传感器60。

再者，通常将具有3GHz～30GHz的频率的电磁波称为「厘米波」，将具有30GHz～300GHz的频率的电磁波称为「毫米波」，因此，在本说明书的下文中，特别将具有上述的5GHz～300GHz的频率的电磁波称为「准毫米波或毫米波」，或者仅称为「忽米波」。

[0018]

振荡检测装置30的振荡部10如图2所示，具有：将具有第1频率(例如f₁＝26.4GHz)的第1忽米波进行振荡的第1振荡器12；将具有第2频率(例如f₂＝30.9GHz)的第2忽米波进行振荡的第2振荡器14。第1及第2忽米波通过耦合器22及循环器24传输到谐振腔40，在谐振腔40内进行共振。而且，在谐振腔40内共振后的第1及第2忽米波在接触在谐振腔40上的手指等受检物S的表面附近，由所流过的血液(包含葡萄糖、白蛋白、及血红蛋白等的各种成分的血液)反射，向谐振腔40传播。由受检物S反射出的第1及第2忽米波通过振荡检测装置30内的循环器24送至检测部20。

[0019]

如图2所示，振荡检测装置30的检测部20具有直接连接在耦合器22及循环器24上的振幅比较器26及相位比较器28。

[0020]

振幅比较器26将被振荡的第1及第2忽米波的电压振幅(输入电压Vin)与由受检物S反射而检测出的第1及第2忽米波的电压振幅(输出电压Vout)进行比较，运算处理部50用下式算出被换算成分贝的反射率Γ1、Γ2。

[式11]

Γ₁＝20×log(V_out1/V_in1)

[式12]

Γ₂＝20×log(V_out2/V_in2) (单位dB)

[0021]

同样，相位比较器28检测出所振荡的第1及第2忽米波与由受检物反射而检出的第1及第2忽米波之间的相位差(反射相位)

，变换成相位差信号并发送至运算处理部50。

[0022]

可是，如图3的(a)和(b)所示，对血液的反射率Γ及反射相位依赖于频率变动，特别是将具有26.4GHz附近频率的忽米波照射到受检物上时，受到血液中葡萄糖浓度的显著影响。因此，在使用准毫米波或毫米波的传统式的非侵入性的血糖值测量装置中，从血糖值BS与反射率Γ的已知的相关关系，推定出对未知的反射率Γ的血糖值BS。

[0023]

具体地说，首先，假定血糖值BS作为以所测量的反射率Γ为变量的如下校正函数(1元2次函数)来表达，从已知的血糖值BS与反射率Γ的实测值(f＝26.4GHz)求出该校正函数式的系数(经验性地求出血糖值BS与反射率Γ的相关关系)。如上所述，由于照射具有26.4GHz的频率的忽米波时，得到对反射率Γ及反射相位的更显著的葡萄糖浓度依存性，因此将具有该特定的频率的单一忽米波照射到受检物上来测量反射率Γ，用下式算出受检物中所含的葡萄糖浓度(血糖值)。

[式13]

BS＝p×Γ²+q×Γ+r

(式中，p＝5.43×10^-2，q＝7.55，r＝354)

[0024]

但是，已知有这样的情况：反射率Γ不仅受到葡萄糖，也受到血液中其它成分浓度的影响，在将所测量出的反射率Γ代入上式后得到的推定血糖值与实测血糖值之间往往发现如下的不一致。

[表1]

测量反射率	推定血糖值	实测血糖值
测量反射率	推定血糖值	实测血糖值	-42.94dB	130mg/dl	140mg/dl

[0025]

因此，假定血糖值BS作为将所测量出的反射率Γ及反射相位

作为作变量的下面的校正函数(2元2次函数)来表达，尝试了从血糖值BS、反射率Γ及反射相位

的实测值来求出该校正函数的系数。

[式14]

BS＝p×Γ²+q×Γ+r×φ²+s×φ+t

(式中，p～t为常数)

可是，即使使用将反射相位

作为变量添加后的上述的2变量校正函数，也不能充分完全清除由血液中其它成分产生的影响。

[0026]

因此，依据实施例1的测量系统及测量方法，如上面所述，振荡检测装置30将具有互不相同的2个频率(f1＝26.4GHz及f2＝30.9GHz)的忽米波照射到受检物上，运算处理部50测量受检物的反射率Γ₁、Γ₂以及反射相位

然后，运算处理部50在假定血糖值BS用不同的频率的反射率Γ₁、Γ₂以及反射相位的4元2次函数(校正函数)所表示的值之后，从对已知的血糖值BS的反射率Γ₁、Γ₂以及反射相位

的实测值求出该4元2次函数式的系数(经验性地求出血糖值BS与反射率Γ₁、Γ₂以及反射相位的相关关系)。这样，依据实施例1，从将具有不同的频率的第1及第2忽米波照射到受检物上所得到的反射率Γ₁、Γ₂以及反射相位

使用校正函数，可以极精细地推定受检物的葡萄糖浓度。

[式15]

BS＝p₁×Γ₁ ²+q₁×Γ₁+r₁×φ₁ ²+s₁×φ₁

+p₂×Γ₂ ²+q₂×Γ₂+r₂×φ₂ ²+s₂×φ₂+t

(式中，p₁＝-1.27×10^-2，q₁＝-1.27×10^-2，

r₁＝-5.36×10^-4，s₁＝+1.90×10^-1，

p₂＝+1.17×10^-2，q₂＝-3.43×10^-3，

r₂＝+4.04×10^-2，s₂＝-9.31×10^-3，

t＝+3.14×10^-4)

[0027]

具体地说，当测量受检物的反射率Γ₁、Γ₂及反射相位

并用上述校正函数算出血糖值BS推定值时，得到下表那样的结果，确认推定的血糖值达到可充分与实测血糖值相符合的程度。

[表2]

[0028]

再者，由于受检物的反射率及反射相位依赖于受检物的温度，即，血糖值BS的推定值(测量值)受到受检物温度的影响，理想的做法是，对各种各样的受检物温度个别地求出上述校正函数的系数，将它们作为图表预先存储在运算处理部50内的存储装置(未图示)中。这样，通过用具有不同频率的多个忽米波照射受检物来测量反射率Γ₁、Γ₂及反射相位

可以不受葡萄糖以外的其它的血液中成分的浓度及受检物温度影响而正确地推定(测量)血糖值。

[0029]

变形例1

在实施例1中，以上说明的振荡部10由2个振荡器构成：将具有第1频率的第1忽米波进行振荡的第1振荡器12和将具有第2频率的第2忽米波进行振荡的第2振荡器14，但本发明的振荡部10并不受此限制。例如，振荡部10也可以具有3个以上的振荡器。这时，用具有3个不同频率的多个忽米波照射受检物来测量反射率Γ₁、Γ₂、Γ₃及反射相位

可使用6元2次函数式(校正函数)来更正确地推定血糖值。如此，具有不同频率的忽米波(被测量的反射率及反射相位，即校正函数的变量)的数量越多，越能够更正确地推定血糖值，但推定所需的计算量也相应地增大。

[0030]

变形例2

另外，在实施例1中，就振荡部10由第1及第2振荡器12、14构成的情况作了说明，而图4所示的变形例2的测量系统1′也可设有使来自振荡器12、14的信号的频率稳定的第1及第2相位同步环路13、15。

第1及第2相位同步环路13、15设有：通过加在控制电压端子上的电压来改变发送频率的电压控制振荡器16；输出基准输入信号的内部振荡器17；将来自电压控制振荡器16的信号向低频分频的分频器18；比较来自分频器18的低频信号与来自内部振荡器17的基准输入信号的相位，将对应于相位差的电压供给(反馈)到电压控制振荡器16的相位比较器19。

如此，依据变形例2的测量系统1′，用第1及第2相位同步环路13、15，抑制在电压控制振荡器16的输出信号中产生的相位噪声，可以更精密地测量反射相位

更正确地求出血糖值。

[0031]

变形例3

还有，在实施例1的检测部20中，就振幅比较器26和相位比较器28作为直接连接在耦合器22和循环器24上的情况作了说明，但在图5所示的变形例2的测量系统1″中，第1分频器23设在耦合器22与振幅比较器26及相位比较器28之间，也可将第2分频器25设在循环器24与振幅比较器26及相位比较器28之间。这样，通过将来自第1及第2振荡器12、14的振荡信号以及由受检物反射的反射信号分频成低频，能够以更高精度检测反射率Γ及反射相位得到可靠性更高的推定血糖值。

[0032]

变形例4

实施例1的谐振腔40具有使具有互不相同的第1及第2频率的忽米波谐振的功能，可用如下说明的各种结构来实现。

图6(a)的谐振腔40具有中空的机壳42以及从振荡检测装置30延伸出的、在机壳42的一个端部附近插入的同轴电缆44，其尺寸设计成使至少具有第1及第2频率的忽米波、优选具有多个振荡频率的忽米波谐振。

图6(b)所示的谐振腔40具有与图6(a)的谐振腔40同样的构造，但在纵向(忽米波行进方向)上具有套筒式可调整长度的机壳43。即，通过自由地调整机壳43的纵向的长度，可以使具有任意频率的忽米波谐振。

在图6(c)所示的谐振腔40中，在机壳42的另一端附近插入电介质棒45，通过调整插入电介质棒45的长度，可以调整谐振腔40内的电气长度(electrical length)，进而可以调整谐振频率。

在图6(d)所示的谐振腔40中，在机壳42内充填电介质46，通过机械性地改变电介质46的形状，可以调整谐振腔40内的电气长度，进而可以调整谐振频率。

图6(e)所示的谐振腔40在机壳42的另一端附近设置移相器47，通过调整移相器47的控制电压，可以调整谐振腔40内的电气长度，进而可以调整谐振频率。

图6(f)所示的谐振腔40在机壳42内充填用外加电压可以控制介电常数的电介质48，通过调整被外加在该电介质48上的电压，可以调整谐振腔40内的电气长度，进而可以调整谐振频率。

[0033]

实施例2

下面，就本发明第2实施例的测量系统2说明如下。

由实施例2产生的测量系统2除了根据受检物的复介电常数(电容率)检测血液中葡萄糖浓度这一点之外，具有与实施例1的测量系统1同样的结构，因此省略对重复构成部件的详细说明。再者，关于与实施例1同样的构成部件，使用同样的标记进行说明。

[0034]

通常，反射系数R可用反射率Γ和反射相位

由下式表示。

[式16]

R＝Γ×exp(i×φ)

(式中，i为虚数单位)

另一方面，复介电常数ε可以用下面的一般式作为反射系数R的函数表示。

[式17]

ε＝F(Γ)

即，复介电常数ε可以通过测量反射率Γ和反射相位

而算出。由于反射率Γ和反射相位

随忽米波的频率(f)变动，因此，复介电常数ε也同样依赖于频率(f)变化。

[0035]

图7(a)和(b)是表示从用具有1GHz～40GHz的频率的忽米波照射血液测量出的反射率与反射相位所得到的复介电常数ε的实部和虚部的曲线图。该曲线图表示具有不同的血液中葡萄糖浓度(葡萄糖浓度各自为0g/dl(A)、1.25g/dl(B)、2.50g/dl(C))的血液的复介电常数ε的实部和虚部。如上面所述，图7(a)和(b)所示的复介电常数ε的实部和虚部依赖于血液中葡萄糖浓度变化。

[0036]

同样，图8(a)和(b)是将具有不同的氯化钠浓度(氯化钠浓度分别为0g/dl(A，纯水)、0.45g/dl(B)、0.90g/dl(C))的水的复介电常数ε的实部和虚部划曲线后的曲线图。这样，在图8(a)和(b)中，复介电常数ε的实部和虚部也依赖于氯化钠浓度。

[0037]

血液中含有氯化钠，其浓度由于被试验者的饮食及出汗的多少大幅度变动。另一方面，由于本发明的测量系统2将正确测量血液中葡萄糖浓度作为目的，需将氯化钠的影响抑制到最小限度。

再者，如果参照图8(a)和(b)，则氯化钠浓度是0.45g/dl(B)及0.90g/dl(C)时，复介电常数ε的实部在1GHz以下的振荡频率时显著减少，复介电常数ε的虚部在5GHz以下的振荡频率时有上升的倾向。换言之，如果使用具有5GHz以上的频率的忽米波来测量复介电常数ε，则可以极大地抑制对所测量的复介电常数ε的氯化钠浓度的影响。因而，在本发明的复介电常数ε(反射系数R)的测量时，最好使用具有5GHz以上的振荡频率的忽米波。

另外确认了，在现在可利用的通用性振荡检测装置30中，使用具有比忽米波高的频率的300GHz以上的亚毫米波，高精度测量复介电常数ε(反射系数R)是极为困难的。即，考虑到可较廉价得到的振荡检测装置30的测量精度，用于检测复介电常数ε(反射系数R)的电磁波的理想值是300GHz以下的毫米波。

基于上述理由，依据本发明，特别优选具有上述的5GHz～300GHz频率的忽米波来测量复介电常数ε(反射系数R)。

[0038]

图9的(a)和(b)中，将用具有1GHz～40GHz的互不相同的频率的多个(约为10个)的忽米波照射受检物而测量出的复介电常数的实部和虚部作为离散的点进行表示。

众所周知，电介质的频率依存的复介电常数一般用将频率(f)作为变量的各种电介质驰豫式来表达，例如，可将所测量的复介电常数的实部和虚部拟合成Harvriliak-Negami型驰豫式。即，所测量到的复介电常数的实部和虚部可以用最佳的拟合系数，用电介质驰豫式连续性地进行近似。这样，将所测量到的复介电常数的实部和虚部用离散的点表示，同时在图9的(a)和(b)中图示所得到的电介质驰豫式的轨迹。

[式18]

ϵ (f) = ϵ (\infty) + \frac{ϵ (0) - ϵ (\infty)}{{1 + {(if / f_{0})}^{β}}^{α}}

Harvriliak-Begank型驰豫式

(式中，f是频率，ε(f)是复介电常数，ε(0)是当频率为0时的介电常数实部的值，ε(∞)是当频率为无限大时的介电常数实部的值，f₀是复介电常数虚部的峰值频率，α，β是修正系数，全部是实数的拟合系数。)

[0039]

作为这样的电介值驰豫式，公知的还有如下所示的德拜(Debye)型驰豫式、Davidson-Cole型驰豫式、Cole-Cole型驰豫式。下表示出在各电介质驰豫式中将例如2.5g/dl的血液中葡萄糖浓度的血液以4～40GHz测量的复介电常数的实部和虚部拟合时的拟合系数。

[式19]

ϵ (f) = ϵ (\infty) + \frac{ϵ (0) - ϵ (\infty)}{1 + if / f_{0}}

德拜(Debye)型驰豫式

[式20]

ϵ (f) = ϵ (\infty) + \frac{ϵ (0) - ϵ (\infty)}{1 + {(if / f_{0})}^{α}}

Davidson-Cole型驰豫式

[式21]

ϵ (f) = ϵ (\infty) + \frac{ϵ (0) - ϵ (\infty)}{1 + {(if / f_{0})}^{β}}

Cole-Cole型驰豫式

[表3]

驰豫式	ε(∞)	ε(0)	f₀	α	β	平均误差
驰豫式	ε(∞)	ε(0)	f₀	α	β	平均误差	Debye	11.55	65.77	15.98	—	—	3.4
Davidson-Cole	-2.05	68.11	9.35	0.56	—	1.2	Debye	11.55	65.77	15.98	—	—	3.4
Davidson-Cole	-2.05	68.11	9.35	0.56	—	1.2	Cole-Cole	5.23	72.56	15.38	—	0.85	0.6
Harvriliak-Negami	14.31	78.57	80.16	3.35	0.69	0.2	Cole-Cole	5.23	72.56	15.38	—	0.85	0.6

[0040]

如上面所述，在实施例2的测量系统2中，振荡检测装置30测量多个发送频率的复介电常数，运算处理部50通过将这些离散的数据用电介质驰豫式进行拟合，将受检物的极化性质(电介质特性)用拟合系数(ε(∞)，ε(0)，f₀，α，β)作特征附加。即，这样的拟合系数自身表示受检物的电介质特性，进而表示受检物所含的成分浓度(血液中葡萄糖浓度)。

因此，在实施例2的运算处理部50中，与实施例1一样，假定将血糖值BS作为这些各拟合系数的校正函数(多元2次函数)来表达。例如，使用Harvriliak-Negami型的电介质驰豫式的拟合系数时，血糖值BS假定用下面的各拟合系数的5元2次函数来表达。

[式22]

BS = Σ_{i = 1}^{5} (p_{i} \times {c_{i}}^{2} + q_{i} \times c_{i}) + s

(式中，c_i表示各拟合系数(ε(∞)，ε(0)，f₀，α，β)，p_i，q_i，s表示上述校正函数的系数，i表示Harvriliak-Negami型的电介值驰豫式的1～5的整数。)

[0041]

运算处理部50事先根据已知的血液中葡萄糖浓度和对该浓度求出的各拟合系数之间的关系算出上述校正函数的系数，记录在存储装置(未图示)中，将对应于所测量的复介电常数的电介质驰豫式的各拟合系数代入至校正函数中，就可得到极高精度的推定血糖值。

[0042]

再者，虽然在图9的(a)和(b)中将忽米波的频率改变到约100个来测量复介电常数的实部和虚部，但同样可用具有至少2个、优选为3个以上的不同频率的忽米波来求出电介质驰豫式的各拟合系数。这时，在实施例1中，校正函数的系数是依赖于测量反射率Γ和反射相位

时的忽米波的频率的值，而实施例2的校正函数的系数不依赖于被用于测量复介电常数的忽米波的频率，因此不需要严格维持测量系统2的频率。因而，可通过采用具有更简易结构的便宜的测量系统2来测量复介电常数(反射系数)，测定血液中葡萄糖浓度。

[0043]

变形例5

如上所述，实施例2的测量系统2作为测量血液中葡萄糖浓度的装置作了说明，但除了血液中葡萄糖浓度以外，还可以测量血液中任意其它成分的浓度。

图10(a)和(b)是表示血液中包含预定量的葡萄糖及血红蛋白时的复介电常数ε的实部和虚部的频率依存性(电介质特性)的曲线图。如可从图10(a)和(b)所知，复介电常数ε的实部和虚部受血液中包含的葡萄糖及血红蛋白等成分的影响，因此，如测定血液中葡萄糖浓度那样，通过对想要测定血液中浓度的希望的成分(血红蛋白)进行与实施例2同样的处理，可以检测血液中血红蛋白的浓度。

[0044]

即，首先测量多个发送频率的复介电常数，将它们用电介质驰豫式进行拟合，将包含所想要成分的血液的极化性质(电介质特性)用拟合系数进行特征附加。然后，假定所想要成分的血液中浓度作为各拟合系数的校正函数(多元2次函数)表达，事先算出校正函数的系数。实际测量时，通过将使用具有多个频率的忽米波测量的受检物的复介电常数代入到包含已知系数的校正函数中，检测血液中血红蛋白浓度。

[0045]

再者，在上述变形例5中，就测量血液中血红蛋白浓度的情况作了说明，但本发明的测量系统1、2不仅对于葡萄糖及血红蛋白，而且对于受检物中包含的γ-GTP、胆固醇、尿酸、尿素等任意成分，也同样可以测量它们的成分浓度。

[0046]

附带说明，在实施例2中，根据反射系数R(反射率Γ和反射相位

)求出复介电常数ε，但也可以用本领域技术人员容易理解的其它任意方法来测量受检物的复介电常数ε。例如，用透射系数T代替反射系数R，同样可以测量复介电常数ε。

[0047]

再者，在本发明的实施例1及2中，作为受检物，举例说明了手指等活体，而本发明不限于人的手指，也可以是耳朵等的其它部位，也可以是动物。另外，本发明的测量系统无需接触被保管在试管内的水溶液试样，可以通过非接触方式测定其含有物的浓度。

Claims

1.一种测量受检物中包含的预定成分的浓度的测量系统，其特征在于设有：

将具有5GHz～300GHz的互不相同的频率的多个电磁波朝向受检物振荡的振荡部；

检测由受检物反射的多个电磁波的检测部；以及

测量多个电磁波各自的反射系数和复介电常数中至少任一方，根据所测量的多个电磁波的反射系数和复介电常数中至少任一方算出受检物中包含的预定成分的浓度的运算处理部。

2.如权利要求1所述的测量系统，其特征在于：

多个电磁波包含具有互不相同的第1及第2频率的第1及第2电磁波，

所述运算处理部根据分别对第1及第2电磁波测量的第1及第2反射系数的第1及第2反射率(Γ₁、Γ₂)和第1及第2电磁波的反射相位

用下面的校正函数式算出受检物中包含的预定成分的浓度(C)。

[式1]

C＝a×Γ₁ ²+b×Γ₁+c×φ₁ ²+d×φ₁

+e×Γ₂ ²+f×Γ₂+g×φ₂ ²+h×φ₂+i

(式中，a～i为常数)

3.如权利要求1所述的测量系统，其特征在于，根据对多个电磁波测量的反射率及反射相位，分别求出对多个电磁波的受检物的复介电常数。

4.如权利要求1所述的测量系统，其特征在于，还设有与所述振荡部及所述检测部连接并与受检物接触的谐振腔部。

5.如权利要求4所述的测量系统，其特征在于，所述谐振腔部具有多个谐振频率。

6.如权利要求1所述的测量系统，其特征在于，

所述运算处理部求出连续地记述多个电磁波的频率与对应的复介电常数之关系的近似式的多个参数，

根据算出的近似式的多个参数计算受检物中包含的预定成分的浓度。

7.如权利要求6所述的测量系统，其特征在于，所述近似式用由以下的Debye型驰豫式、Davidson-Cole型驰豫式、Cole-Cole型驰豫式和Harvriliak-Negami型驰豫式构成的组中选择的1式来表达。

[式2]

ϵ (f) = ϵ (\infty) + \frac{ϵ (0) - ϵ (\infty)}{1 + if / f_{0}}

Debye型驰豫式

[式3]

ϵ (f) = ϵ (\infty) + \frac{ϵ (0) - ϵ (\infty)}{1 + {(if / f_{0})}^{α}}

Davidson-Cole型驰豫式

[式4]

ϵ (f) = ϵ (\infty) + \frac{ϵ (0) - ϵ (\infty)}{1 + {(if / f_{0})}^{β}}

Cole-Cole型驰豫式

[式5]

ϵ (f) = ϵ (\infty) + \frac{ϵ (0) - ϵ (\infty)}{{(1 + {(if / f_{0})}^{β})}^{α}}

Harvriliak-Negami型驰豫式

(式中，f是频率，ε(f)是复介电常数，ε(0)是频率为0时的介电常数实部的值，ε(∞)是频率为无限大时的介电常数实部的值，f₀是复介电常数虚部的峰值频率，α，β是修正系数，是全部实数的拟合参数。)

8.如权利要求6所述的测量系统，其特征在于，

所述演算部将预定成分的浓度作为近似式的多个参数的校正函数来表达，

事先根据已知的预定成分的浓度与已知近似式的多个参数之关系算出校正函数的系数，

将测出的近似式的多个参数代入包含事先算出的系数的校正函数中，从而测定预定成分的浓度。

9.如权利要求1所述的测量系统，其特征在于，

受检物是活体，

受检物所含的预定成分是从由血液中包含的葡萄糖、γ-GTP、血红蛋白、胆固醇、白蛋白、尿素和尿酸构成的组中选择的至少1种成分。

10.一种测量受检物中包含的预定成分的浓度的测量方法，其特征在于包括：

将具有5GHz～300GHz的互不相同的频率的多个电磁波朝向受检物振荡的步骤；

检测由受检物反射的多个电磁波的步骤；

测量多个电磁波各自的反射系数和复介电常数中至少任一方的步骤；

根据所测量的多个电磁波的反射系数和复介电常数中至少任一方算出受检物中包含的预定成分的浓度的步骤。

11.如权利要求10所述的测量方法，其特征在于，

算出预定成分的浓度的步骤包含根据对第1及第2电磁波分别测出的第1及第2反射系数的第1及第2反射率(Γ₁，Γ₂)和第1及第2电磁波的反射相位(φ₁，φ₂)用下式算出受检物中包含的预定成分的浓度(C)的步骤。

[式6]

C＝a×Γ₁ ²+b×Γ₁-c×φ₁ ²+d×φ₁

+e×Γ₂ ²+f×Γ₂+g×φ₂ ²+h×φ₂+i

(式中，a～i为常数)

12.如权利要求10所述的测量方法，其特征在于，还设有根据对多个电磁波测出的反射率及反射相位，分别求出对多个电磁波的受检物的复介电常数的步骤。

13.如权利要求10所述的测量方法，其特征在于，

算出所述预定成分的浓度的步骤包含：

求出连续地记述多个电磁波的频率与对应的复介电常数之关系的近似式的多个参数的步骤；

根据算出的近似式的多个参数计算受检物所含的预定成分的浓度的步骤。

14.如权利要求13所述的测量方法，其特征在于，

所述近似式用从下面的Debye型驰豫式、Davidson-Cole型驰豫式、Cole-Cole型驰豫式以及Harvriliak-Negami型驰豫式构成的组中选择的1式来表达。

[式7]

ϵ (f) = ϵ (\infty) + \frac{ϵ (0) - ϵ (\infty)}{1 + if / f_{0}}

Debye型驰豫式

[式8]

ϵ (f) = ϵ (\infty) + \frac{ϵ (0) - ϵ (\infty)}{1 + {(if / f_{0})}^{α}}

Davidson-Cole型驰豫式

[式9]

ϵ (f) = ϵ (\infty) + \frac{ϵ (0) - ϵ (\infty)}{1 + {(if / f_{0})}^{β}}

Cole-Cole型驰豫式

[式10]

ϵ (f) = ϵ (\infty) + \frac{ϵ (0) - ϵ (\infty)}{{(1 + {(if / f_{0})}^{β})}^{α}}

Harvriliak-Negami型驰豫式

15.如权利13所述的测量方法，其特征在于，

算出所述预定成分的浓度的步骤包含：

将预定成分的浓度作为近似式的多个参数的校正函数来表达的步骤；

事先根据已知的预定成分的浓度与已知近似式的多个参数之关系算出校正函数的系数的步骤；以及

将测出的近似式的多个参数代入到包含事先算出的系数的校正函数中的步骤。

16.如权利要求10所述的测量方法，其特征在于，

受检物是活体；

受检物所含的预定成分是由从血液中包含的葡萄糖、γ-GTP、血红蛋白、胆固醇、白蛋白、尿素和尿酸构成的组中选择的至少1种成分。