JP2003522558A - インシュリン注入を制御するための閉ループシステム - Google Patents
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Abstract
Description
ゴリズム」と題する1999年6月3日に出願された米国暫定出願番号第60/
137,601号、及び「連続モニタニング及びインシュリン注入のための閉ル
ープアルゴリズム」と題する1999年10月29日に出願された米国暫定出願
番号第60/162,255号について優先権を主張する。これらの出願につい
ては特に、参照により明細書内に組み込むものとする。
れた体内グルコースレベルに基づきインシュリンの注入速度を制御するためのシ
ステムに関する。
ンを産出し血流中に放出する。膵臓内に存在するベータ細胞(β−細胞)は必要
に応じてインシュリンを産出し血流中に分泌する。β−細胞が不能になるあるい
は死んでしまうと、I型糖尿病として知られる状態となり(場合によっては、β
−細胞が産出するインシュリンの量が不十分である場合、II型糖尿病となる)
、他の供給源から体内にインシュリンを供給しなければならない。
インシュリンを注射していた。最近では、とりわけ糖尿病のためのインシュリン
送達に対し、注入ポンプ治療の使用が増加している。例えば、外部注入ポンプが
ベルト上、ポケット内、などに装着され、インシュリンは、皮下組織内に入れら
れた経皮針またはカニューレを備えた注入管を介して体内に送達される。199
5年の時点では、米国内のI型糖尿病患者で注入ポンプ治療を用いているのは5
%未満であった。現在では、米国内の900,000人を超えるI型糖尿病患者
の7%を超える者が注入ポンプ治療を用いている。注入ポンプを使用するI型糖
尿病患者の割合は毎年、絶対比2%を超える率で増加している。さらに、I型糖
尿病患者の数は毎年3%以上増加している。さらに、インシュリンを使用するI
I型糖尿病患者で、注入ポンプを使用する者の数も増加している。医者は、連続
注入により糖尿病の状態をよりよく制御することができることを認識しており、
それを患者に処方する医者も増えている。制御は可能となるが、ポンプ治療では
しばしば、使用者にとって望ましくない従来の外部注入ポンプを使用するいくつ
かの複雑な状況が欠点となることがある。
ルコース濃度を制御するためのものである。この発明の実施の形態は、使用者の
体内のグルコースレベルを測定するセンサシステムと、測定したグルコースレベ
ルを使用してコマンドを発生させるための制御装置と、そのコマンドに応答して
使用者の体内にインシュリンを注入するインシュリン注入システムと、を含む。
入するためのものである。閉ループ注入システムはセンサシステムと、制御装置
と、送達システムと、を含む。センサシステムは使用者の状態をモニタするため
のセンサを含む。センサは使用者の状態を表すセンサ信号を発生させ、これを使
用して制御装置入力が発せられる。制御装置は制御装置入力を使用して送達シス
テムの動作に影響するコマンドを発生させる。それに応じて、送達システムは液
体を使用者に注入する。特別な実施の形態では、グルコース濃度がセンサシステ
ムによりモニタされ、使用者に送達される液体にはインシュリンが含まれる。好
ましい実施の形態では、センサシステムはセンサ信号を用いて発生させたメッセ
ージを送達システムに送る。メッセージを使用して制御入力が発せられる。特別
な実施の形態では、センサは組織間液と接触する皮下センサである。さらに特別
な実施の形態では、2個以上のセンサがセンサシステムに含まれる。
達システムの大部分は使用者の体外にある。他の実施の形態では、センサシステ
ムの大部分は使用者の体内にある。さらに他の実施の形態では、送達システムの
大部分は使用者の体内にある。
、デジタルセンサ値は、1個以上の前フィルタと、1個以上フィルタと、1個以
上の較正器と、1個以上のポスト較正フィルタとを含む一群の部品(コンポーネ
ント:component)の少なくとも1つにより処理され、制御装置入力が
発生する。特別な実施の形態では、1個以上の前フィルタは一群のデジタルセン
サ値を使用し、その一群のデジタルセンサ値の少なくとも一部を使用してパラメ
ータを計算し、そのパラメータに対する1個以上のしきい値を確立し、その群内
の各デジタルセンサ値を1個以上のしきい値と比較し、1個以上のしきい値の外
側にあるどのデジタルセンサ値の値も変更させる。さらに特別な実施の形態では
、1個以上の前フィルタはデジタルセンサ値を1個以上のしきい値と比較し、1
個以上のデジタルセンサ値が少なくとも1つのしきい値の外側にある場合、フラ
グをたてる。
タ、好ましくは少なくとも7次FIRフィルタにより処理される。さらに、好ま
しいFIRフィルタは0から約2サイクル/時間と5サイクル/時間との間の値
までの周波数に対する通過帯域と、選択した通過帯域周波数の1.2から3倍ま
での阻止帯域とを有する。特別の実施の形態では、FIRフィルタは0から約2
サイクル/時間と10サイクル/時間との間の値までの周波数に対する通過帯域
と、選択した通過帯域周波数の1.2から3倍までの阻止帯域とを有する。他の
特別な実施の形態では、FIRフィルタは0から10サイクル/時間以下の周波
数に対する通過帯域を有する。好ましい実施の形態は、0から30分の間の時間
遅延を補償するFIRフィルタを含む。特別な実施の形態では、FIRフィルタ
は3から10分の間の時間遅延を補償する。
ス濃度より高いと1つ以上の制御装置利得(gain)の第1の組を使用し、グルコ
ース濃度が望ましい基本グルコース濃度より低いと1つ以上の制御装置利得の第
2の組を使用する。他の実施の形態では、制御装置は、グルコース濃度が増加し
ていると1つ以上の制御装置利得の第1の組を使用し、グルコース濃度が減少し
ていると1以上の制御装置利得の第2の組を使用する。更に他の実施の形態では
、制御装置はグルコース濃度が望ましいグルコース濃度より高くかつグルコース
濃度が増加していると1つ以上の制御装置利得の第1の組を使用し、グルコース
濃度が望ましい基本グルコース濃度より高くかつグルコース濃度が減少している
と1つ以上の制御装置利得の第2の組を使用し、グルコース濃度が望ましい基本
グルコース濃度より低くかつグルコース濃度が増加していると1つ以上の制御装
置利得の第3の組を使用し、グルコース濃度が望ましい基本グルコース濃度より
低くかつグルコース濃度が減少していると1つ以上の制御装置利得の第4の組を
使用する。
るコマンドにより、送達システムが、グルコース濃度に応じて、健康で正常に機
能する膵臓を持つ個体においてβ細胞がインシュリンを放出する速度と同様の速
度で、インシュリンを使用者の体内に注入するように選択される。その代わりに
、1つ以上の制御装置利得は、制御装置により発生するコマンドにより、送達シ
ステムが、グルコース濃度に応じて、使用者の血流中のインシュリン濃度プロフ
ァイルが、健康で正常に機能する膵臓を持つ個体においてインシュリンβ細胞の
放出により生成されるインシュリン濃度プロファイルと類似するように、インシ
ュリンを使用者の体内に注入するように選択される。更に他の実施の形態では、
ポスト制御装置進み/遅れ補償器を使用して、制御装置から発生するコマンドを
変更し、これにより、送達システムが、グルコース濃度に応じて、使用者の血流
中のインシュリン濃度プロファイルが、健康で正常に機能する膵臓を持つ個体に
おいてインシュリンβ細胞の放出により生成されるインシュリン濃度プロファイ
ルと類似するように、使用者の体内にインシュリンを注入するようにする。
膵臓をもつ少なくとも1つの個体のインシュリン応答を測定する工程と、少なく
とも1つの個体インシュリン応答に大体適合するようにコマンドを引き起こす制
御装置利得を計算する工程とを含む方法により選択される。特別な実施の形態で
は、微分利得KDは正常グルコース耐性(NGT)個体から測定した第1段階イ
ンシュリン応答(φ1)を用いて計算される。他の特別な実施の形態では、1つ
以上の制御装置利得は1つ以上の制御装置利得の比率から計算される。
置から発生するコマンドを変更し、使用者の血流に直接注入するのではなく使用
者の組織にインシュリンを注入することによるインシュリン送達遅れを補償する
。
される。例えば、使用されると制御装置に影響を及ぼすことがある測定された身
体特性には、1つ以上のアミノ酸濃度、1つ以上の胃腸ホルモン濃度、1つ以上
の他のホルモン濃度、血液pH、組織間液(ISF)pH、1つ以上の血液グル
コース濃度、1つ以上の組織間液(ISF)グルコース濃度が含まれる。特別な
実施の形態では、センサはグルコース濃度とpHの両方を測定するマルチセンサ
である。
し、診断信号はセンサ信号の精度が減少した時を示すために使用される。
るためのものである。この発明の実施の形態はセンサシステムと、比例プラス積
分プラス微分(PID)制御装置と、送達システムとを含む。センサシステムは
使用者のグルコース濃度をモニタするためのセンサを含む。センサシステムはセ
ンサ信号を生成し、センサ信号は使用者のグルコース濃度を表し、そのセンサ信
号が使用され制御装置入力が発生する。制御装置は制御装置入力を使用してコマ
ンドを発生させる。送達システムはインシュリンを含む液体を使用者に注入し、
送達システムの動作はコマンドに影響される。特別な実施の形態では、制御装置
は使用者からの手作業による1つ以上の入力に影響される。使用者からの手作業
による入力には、1つ以上の食事の開始、食事中の炭水化物の数、使用者の身体
運動の開始、使用者の身体運動の期間、使用者の睡眠の開始、使用者の睡眠の期
間が含まれても良い。
から明らかになるであろう。図面は、例示により、本発明の実施の形態の様々な
特徴を示している。
において、同様の符号は対応する部分を示す。
分析物測定からのフィードバックに基づき使用者の体内に流体を注入する速度を
調整するための閉ループ注入システムにおいて具体化される。特別の実施の形態
では、この発明は身体におけるグルコース濃度測定に基づき使用者の体内にイン
シュリンを注入する速度を調整するための制御システムにおいて具体化される。
好ましい実施の形態では、システムは膵臓ベータ−細胞(β−細胞)をモデル化
するように設計される。言い換えると、システムは、体内の血液グルコース濃度
の変化に応じて、完全に機能するヒトのβ−細胞から生成されるのと同様の濃度
プロファイルで使用者の体内にインシュリンを放出するように、注入装置を制御
する。
ン応答を擬態し、インシュリンを有効に使用するだけでなく、他の身体の機能に
対しても働きかける。というのは、インシュリンは代謝効果と分裂促進効果の両
方を有するからである。しかしながら、アルゴリズムはβ−細胞を厳密にモデル
化しなければならない。というのは、どれだけのインシュリンが送達されるのか
に関係無く、体内のグルコースの変移を最小に抑えるように設計されたアルゴリ
ズムでは、過剰な体重増加、高血圧、アテローム性動脈硬化を引き起こすことが
あるからである。本発明の好ましい実施の形態では、システムは生体内インシュ
リン分泌パターンを真似るように、正常で健康な個体で認められる生体内β−細
胞適応と一致するようにこのパターンを調整するように意図される。正常なグル
コース耐性(NGT)、広く変化するインシュリン感度(SI)を有する被験者
における、生体内β−細胞応答はグルコースホメオスタシスを維持するための最
適なインシュリン応答である。
0と、制御装置12と、インシュリン送達システム14と、を含む。グルコース
センサシステム10は体内20の血液グルコースレベル18を表すセンサ信号1
6を発生させ、そのセンサ信号16を制御装置12に提供する。制御装置12は
センサ信号16を受信し、コマンド22を発生させ、コマンド22はインシュリ
ン送達システム14に伝達される。インシュリン送達システム14はコマンド2
2を受け取り、コマンド22に応答して体内20にインシュリン24を注入する
。
力を供給しセンサ信号16を発生させるためのセンサ電気部品と、センサ信号1
6を制御装置12まで搬送するためのセンサ伝達システムと、電気部品とセンサ
伝達システムのためのセンサシステムハウジングとを含む。
ム14に対するコマンドを発生させる制御装置電気部品及びソフトウエアと、セ
ンサ信号16を受信し、コマンドをインシュリン送達システム14に搬送するた
めの制御装置伝達システムとを含む。
内20に注入するための注入管とを含む。特別な実施の形態では、注入装置はコ
マンド22に従い注入モータを活性化するための注入電気部品と、制御装置12
からのコマンド22を受信するための注入伝達システムと、注入装置を保持する
ための注入装置ハウジングとを含む。
注入伝達システムは制御装置12からのコマンド22を注入装置に搬送する電気
トレース(electrical trace)またはワイヤである。他の実施
の形態では、制御装置12はセンサシステムハウジング内に収納され、センサ伝
達システムはセンサ電気部品からのセンサ信号16を制御装置電気部品に搬送す
る電気トレースまたはワイヤである。さらに他の実施の形態では、制御装置12
はそれ自身のハウジングを有し、あるいは補助装置内に含有されている。他の実
施の形態では、制御装置は注入装置とセンサシステムと共に全て1つのハウジン
グ内に収納される。さらに他の実施の形態では、センサ、制御装置、及び/また
は注入伝達システムは電気トレースの代わりに、ケーブル、ワイヤ、光ファイバ
線路、RF、IR、または超音波送信機及び受信機、などを使用してもよい。
ンサセット28と、遠隔測定特性モニタ30と、センサケーブル32と、注入装
置34と、注入管36と、注入セット38と、を含み、これらはすべて使用者の
身体20上に装着されている。遠隔測定特性モニタ30は、図3(a)及び図3
(b)に示されるように、プリント回路基板33と、電池35と、アンテナ(図
示せず)と、センサケーブルコネクタ(図示せず)を支持するモニタハウジング
31を含む。センサ26の感知端40は、図3(d)及び図4に示されるように
、露出電極42を有し、皮膚46を通して使用者の身体20の皮下組織44内に
挿入されている。電極42は皮下組織44中に存在する組織間液(ISF)と接
触している。センサ26は、図3(c)及び図3(d)に示されるように、使用
者の皮膚46に接着剤により固定されたセンサセット28により定位置に保持さ
れる。センサセット28は、センサ26のコネクタ端27がセンサケーブル32
の第1の端29に接続するようにする。センサケーブル32の第2の端37はモ
ニタハウジング31に接続する。モニタハウジング31内に含まれている電池3
5はセンサ26とプリント回路基板33上の電気部品39とに電力を供給する。
電気部品39はセンサ信号16をサンプリングし、デジタルセンサ値(Dsig
)をメモリに記憶し、その後定期的にデジタル信号値Dsigをメモリから、注
入装置に含まれている制御装置12に伝送する。
マンド22を発生させる。好ましくは、注入装置34は図5に示されるように、
コマンド22に応答し、プランジャ48を作動させ、注入装置34内に配置され
たリザーバ50からインシュリン24を押し出す。特別な実施の形態では、リザ
ーバ50のコネクタの先54は注入装置ハウジング52を通って延在し、注入管
36の第1の端51はコネクタの先54に取り付けられている。注入管36の第
2の端53は注入セット38に接続する。インシュリン24は注入管36を通し
て注入セット38内、及び体内16に押し出される。注入セット38は図6に示
されるように、使用者の皮膚46に接着剤により固定されている。注入セット3
8の一部として、カニューレ56は皮膚46を通って延在し、皮下組織44内で
終端となり、リザーバ50と使用者の身体16の皮下組織44との間の流体伝達
が完了する。
結合させてもよく、及び/または、各装置の機能は異なるように配分し使用者の
要求に適合するようにしてもよい。
に、構成されると、ヒトの身体に対するハードウエアの影響は制御装置により決
定される。好ましい実施の形態では、制御装置12は膵臓ベータ細胞(β−細胞
)をモデル化するように設計される。言い換えると、制御装置12は注入装置3
4に命令して、血液中のインシュリン濃度が、体内20の血液グルコース濃度に
応じて、完全に機能するヒトβ−細胞により引き起こされるのと同様の濃度プロ
ファイルに従う速度で、インシュリン24を体内20に放出させる。
置は、インシュリンを有効に利用するだけでなく、他の身体機能にも働きかける
。というのは、インシュリンは代謝効果と分裂促進効果の両方を有するからであ
る。どれだけのインシュリンが送達されるのかに関係無く、体内のグルコースの
変移を最小に抑えるように設計された制御装置アルゴリズムでは、過剰な体重増
加、高血圧、アテローム性動脈硬化を引き起こすことがある。この発明の好まし
い実施の形態では、制御装置22は、生体内インシュリン分泌パターンを真似る
ように、生体内β−細胞適応と一致するようにこのパターンを調整するように意
図される。正常なグルコース耐性(NGT)、広く変化するインシュリン感度(
SI)を有する被験者における、生体内β−細胞応答はグルコースホメオスタシ
スを維持するための最適なインシュリン応答である。
2」段階インシュリン応答により特徴づけられる。この2段階インシュリン応答
は、図23(b)に示されるように、NGT被験者に適用した高血糖クランプ(
clamp)中にはっきりと見られる。高血糖クランプ中では、図23(a)に
示されるように、グルコースレベルは迅速に基準レベルGBから新しくより高い
レベルGCまで急激に増加し、その後、より高いレベルGCで維持される。グルコ
ースの増加の大きさ(△G)がインシュリン応答に影響する。図23(b)では
、4つの異なるグルコースクランプに対し4つのインシュリン応答が見られる。
御装置の成分(コンポーネント:component)を用いてモデル化するこ
とができる。PID制御装置は、PIDアルゴリズムは広範囲の非医学的な動力
学的システムに対し安定しているために選択され、PIDアルゴリズムはシステ
ム動力学における広範囲の妨害及び変化に対し安定していることがわかっている
。
ル化するためのPID制御装置の成分を用い、図24(a−e)に示す。PID
制御装置の比例成分UP及び微分成分UDを結合させて、第1段階インシュリン応
答440を表してもよく、この段階は数分続く。PID制御装置の積分成分UI
は第2段階のインシュリン応答442を示し、この段階は高血糖クランプ状態下
でのインシュリン放出において継続的に増加する。各成分のインシュリン応答に
対する寄与の大きさは以下の式で説明される。 比例成分応答:
あり、 UIはインシュリン送達システムに送られたコマンドの積分成分であり、 UDはインシュリン送達システムに送られたコマンドの微分成分であり、 KPは比例利得係数であり、 KIは積分利得係数であり、 KDは微分利得係数であり、 Gは現在の血液グルコースレベルであり、 GBは望ましい基本グルコースレベルであり、 tは最終較正から経過した時間であり、 t0は最終較正時間であり、 IBはt0での基本インシュリン濃度である。
24(e)に示す。この応答は図24(a)の高血糖クランプに応答する。図2
4(e)には、第1段階応答440の大きさは微分及び比例利得、KD及びKPに
より導かれることが示されている。第2段階応答442の大きさは積分利得KI
により導かれる。
ある。一般に、グルコースレベルの急な増加に対する早いインシュリン応答によ
り、グルコースレベルを望ましい基本グルコースレベルに戻すのに必要とされる
総インシュリン量が少なくなる。これは、インシュリンの注入により身体に摂取
されるグルコースのパーセンテージが増加するからである。グルコース濃度が高
い時に、大量のインシュリンを注入してグルコース摂取のパーセンテージを増加
させると、インシュリンを効率よく利用することになる。逆に、グルコース濃度
が低い時に大量のインシュリンを注入すると、かなり少量のグルコースを取り除
くために大量のインシュリンを使用することになる。言い換えると、大きな数値
のより大きなパーセンテージは小さな数値のより大きなパーセンテージより多い
。注入される総インシュリン量が少ないと、使用者におけるインシュリン耐性の
発達の阻止が助けられる。同様に、第1段階のインシュリンにより肝臓グルコー
スの産出が早期に抑制されると考えられる。
ことがある。ある研究では、例えば、運動トレーニング量の高い個体(1週間の
うち、運動をする日数が5日を超える個体)のインシュリン応答は、高血糖クラ
ンプ中、正常なグルコース耐性(NGT)を有する被験者のインシュリン応答に
匹敵した。図25(a)において示されるように、運動トレーニングをした個体
のインシュリン応答444は、NGT被験者のインシュリン応答446の約1/
2であった。しかし、図25(b)に示されるように、各個体に対するグルコー
ス摂取速度(運動トレーニングをした個体448または正常個体450)は実質
的には同一である。このように、運動トレーニングをした個体では、NGT個体
と同じグルコース摂取により導かれるインシュリン感度は2倍、インシュリン応
答は半分であると考えることができる。図25(a)に示されるように、運動効
果により第1段階のインシュリン応答440が減少するだけでなく、第2段階の
インシュリン応答442もまた、インシュリン感度に適合することがわかる。
きないβ−細胞を補償するために使用してもよい。各身体に対しては望ましい基
本グルコースレベルGBが存在する。望ましい基本グルコースレベルGBと現在の
血液グルコースレベルGの推定値との差は較正しなければならないグルコースレ
ベル誤差GEである。グルコースレベル誤差GEは、図26に示されるように制御
装置12への入力として供給される。
ましい基本血液グルコースレベルGBよりも高いことを意味する)であれば、制
御装置12は注入装置34を駆動させインシュリン24を身体20に供給させる
インシュリン送達コマンド22を発生させる。制御ループの観点からは、グルコ
ースは正であると考えられ、そのため、インシュリンは負である。センサ26は
ISFグルコースレベルを感知し、センサ信号16を発生させる。センサ信号1
6はフィルタを通り、較正され、現在の血液グルコースレベルの推定値452が
発生する。特別の実施の形態では、現在の血液グルコースレベルGの推定値は較
正アルゴリズム454を用いて調整され、その後、望ましい基本血液グルコース
レベルGBと比較され、新しいグルコースレベル誤差GEが計算され、ループが再
び開始される。
しい基本血液グルコースレベルGBよりも低いことを意味する)であれば、制御
装置12はグルコース誤差GEの積分成分応答が依然として正かどうかによりイ
ンシュリン送達を減少させ、あるいは停止させる。
しい基本血液グルコースレベルGBと同じであることを意味する)であれば、制
御装置12は、微分成分(グルコースレベルが上がっているか下がっているか)
及び積分成分(どれくらいの期間、どれくらいの量、グルコースレベルが基本血
液グルコースレベルGBより高かったかあるいは低かったか)により、インシュ
リンを注入するようにコマンドを送出するかもしれないし、しないかもしれない
。
)中のグルコース濃度に対しインシュリンが有している生理学的な影響について
のより詳細な説明が必要である。好ましい実施の形態では、注入装置34は注入
セット38のカニューレ56を介して、身体20の皮下組織44のISF中にイ
ンシュリンを送達する。インシュリン24は、図27のブロック図において説明
されているように、カニューレの周囲の局部ISFから血漿中に拡散し、その後
主な循環系で身体20中に広がる。その後、インシュリンは血漿から実質的に身
体全体の組織間液ISF中に拡散する。インシュリン24は体組織の細胞上の膜
受容体蛋白質と結合し、膜受容体蛋白質を活性化する。これにより、グルコース
は容易に活性化細胞中に浸透することができる。このように、身体20の組織は
ISFからグルコースを摂取する。ISFグルコースレベルが減少すると、グル
コースは血漿からISF中に拡散し、グルコース濃度平衡が維持される。最後に
、ISF中のグルコースはセンサ膜を浸透し、センサ信号16に影響する。
インシュリン濃度が増加すると、肝臓のグルコース生成が減少する。そのため、
急激かつ迅速なインシュリン応答は、身体が十分にグルコースを摂取するのを助
けるだけでなく、実質的に、肝臓が血流中にグルコースを加えるのを停止させる
。他の実施の形態では、インシュリンは組織間液中ではなく血流中に、例えば静
脈、動脈、腹膜腔などに、直接送達される。そのため、インシュリンを組織間液
から血漿中に移動させるのに関連する時間の遅れは減少する。他の実施の形態で
は、グルコースセンサは組織間液ではなく血液または体液と接触しており、ある
いはグルコースセンサは体外にあり非侵襲性手段によりグルコース測定を行う。
他のグルコースセンサを使用する実施の形態では、血液グルコースレベルと測定
した血液グルコースレベルとの間の遅れがより短く、あるいは長くてもよい。
らのコマンドにより注入装置34が、血液中のインシュリン濃度が、身体内の血
液グルコース濃度に応答して完全に機能するヒトβ−細胞が引き起こすのと同様
の濃度プロファイルに従うような速度でインシュリン24を体内20に放出する
ように選択される。好ましい実施の形態では、利得は、健康で正常に機能するβ
−細胞を有するいくつかの正常なグルコース耐性(NGT)個体のインシュリン
応答を観察することにより選択してもよい。1組の制御装置利得を決定する第1
の工程は、NGT個体の群から血液グルコース及び血液インシュリン濃度を定期
的に測定する工程である。第2に、その群内の各個体を高血糖クランプにさらし
ながら、血液グルコース及び血液インシュリン濃度の定期的な測定及び記録を続
ける。第3に、各個体に対し時間について測定し記録された血液インシュリン濃
度に最小2乗曲線フィットを適用する。得られた結果はその群の各個体に対する
高血糖クランプに対するインシュリン応答を表す一組の曲線である。第4に、そ
の曲線を使用して、各個体に対し制御装置利得KP、KI、KDを計算する。最後
に、各個体からの比例利得を共に平均し、制御装置12において使用する平均比
例利得KPを得る。同様に、積分利得KI及び微分利得KDを平均し、制御装置1
2用の平均積分利得KI及び平均微分利得KDを得る。その代わりに、平均ではな
く、最大、最小、高い値または低い値、2または3のシグマ標準偏差値などの他
の統計学的な値を使用してもよい。1つの群内の様々な個体に対し計算した利得
をフィルタにかけ、異常なデータポイントを取り除き、その後に制御装置で使用
する利得を統計学的に計算してもよい。
ティング法を使用して、1つの群で2人の断食させた個体からの代表的なインシ
ュリン応答曲線を作成してもよい。そうして、2人の代表的な個体のインシュリ
ン応答曲線から制御装置利得を計算し、表1に示す。制御装置利得を計算する場
合、インシュリンクリアランス(clearance)速度(k)は10(ml
のインシュリン)/分/(体重kg)であると仮定した。インシュリンクリアラ
ンス速度kは体内の血流からインシュリンが取り出される速度である。最後に、
表1に示すように、その群からの測定値を用いて各型の利得に対する平均値を計
算する。
S.I.単位に対する好み、浮動小数点または積分ソフトウエアインプリメンテ
ーション(implementation)、有効なソフトウエアメモリ、など
に従い、変換係数により変更されてもよい。表1の制御装置利得に対する単位の
組は以下の通りである。 KP:(インシュリンmU)/分/1(mgのグルコース)あたりの(体重Kg
)/(血漿dl) KI:(インシュリンmU)/分/1(mgのグルコース)あたりの(体重Kg
)/(血漿dl)分 KD:(インシュリンmU)/分/1(mgのグルコース)あたりの(体重Kg
)/(血漿dl)/分。
ン濃度の測定値からインシュリン応答曲線を作成する。
シュリンクリアランス速度(k)、個体の体重(W)、インシュリン感度(SI
)の推定値が必要である。インシュリンクリアランス速度(k)は一般に体重に
比例し、文献によく記載されている。個体のインシュリン感度SIは静脈グルコ
ース負荷試験、高インシュリンクランプを用いて、あるいは糖尿病の場合、毎日
の炭水化物摂取に対する個体の毎日のインシュリン要求を比較することにより測
定してもよい。
リンクリアランス速度kは、各個体に対し測定する。他の実施の形態では、イン
シュリンクリアランス速度kは個体の体重が与えられると文献から推定される。
他の特別な実施の形態では、より長いあるいはより短いインシュリンクリアラン
ス時間が使用される。さらに他の実施の形態ではパラメータはすべて推定される
。さらに他の実施の形態では、1以上のパラメータが測定され、少なくとも1つ
のパラメータが文献から推定される。
計算する。例えば、その群内の各個体の制御装置インシュリン応答利得を計算す
るために、幾人かの背の高い痩せたNGT男性に対し高血糖クランプに対するイ
ンシュリン応答を測定してもよい。その後、その利得を統計学的に結合させ、背
の高い、痩せたNGT男性に対する代表的な制御装置利得のセットを作成する。
背の低い太ったNGT女性、中肉中背の運動トレーニング量の高い女性、平均身
長平均体重の10歳などの他の群に対して同じことを実行することができるが、
これらの群に限定するものではない。その後、利得を最もよく表す群に基づき各
個体使用者に対する制御装置利得を選択する。さらに他の実施の形態では、制御
装置利得は各個体使用者に対し唯一選択する。特別な実施の形態では、インシュ
リン感度、インシュリン浄化時間、インシュリン発生(appearance)
時間、インシュリン濃度、体重、体脂肪率、体内代謝、あるいは妊娠、年齢、心
臓の状態などの他の身体特徴の測定に基づき、使用者に対する制御装置利得を選
択する。
御装置利得を推定する。一連の観察結果を使用して、この方法を正当化する。第
1の観察結果は、制御装置利得は互いに比例することである。言い換えると、グ
ルコース濃度の変化が小さいと、引き起こされる微分応答UD、比例応答UP、及
び積分応答UIも小さい。図23(b)に示されるように、グルコース濃度の変
化が大きくなると、微分応答UD、比例応答UP、及び積分応答UIも比例して大
きくなる。グルコース濃度変化は、制御装置応答UPIDの3つの全ての成分に比
例して影響する。第2の観察結果は、第1段階のインシュリン応答(φ1)は比
例利得KDに比例することである。第3の観察結果は、2つの定数は発表された
文献中の情報から容易に得ることができる、あるいは一般人口の断面から計算し
てもよいことである。2つの定数は体重が与えられた場合のヒトに対するインシ
ュリンクリアランス速度(k)と、グルコース濃度が変化した場合の素因指数(
disposition index)である。
多数の情報源があるが、1つの情報源は、Hurm Metab Res 19
91年7月;23(7):333−5において公表されているコリンド(Kol
lind) Mらが書いた「インシュリン依存性糖尿病患者における高血糖症中
のインシュリンクリアランス」と題する論文である。インシュリンクリアランス
速度kは注入インシュリンを定常状態血漿インシュリン濃度で割ると得られる。
個体の体重に依存しないインシュリンクリアランス定数Akはインシュリンクリ
アランス速度k(特別な個体から測定)を個体の体重で割ることにより得ること
ができる。インシュリンクリアランス定数Akは一般に、萎縮性HIV、他の代
謝に影響する疾患などにかかった後など衰弱状況下にある場合を除き全てのヒト
に対し同じである。
etes、1993年、11月;42(11):1663−72において公表さ
れたカーン(Khan) SEらが書いた「ヒト被験者におけるインシュリン感
度とβ−細胞機能との間の関係の定量、双曲線関数に対する証拠」と題する論文
において示された情報から入手できる。
定してもよい。素因指数DIは、グルコースクランプ試験で測定した第1段階イ
ンシュリン応答とインシュリン感度試験で測定した個体インシュリン感度が与え
られると、計算することができる。インシュリンクリアランス速度kはインシュ
リンクリアランス試験で測定してもよい。グルコースクランプ試験及びインシュ
リンクリアランス試験については上記論文で説明されおり、当分野においては周
知である。インシュリン感度SIは静脈グルコース負荷試験または高インシュリ
ンクランプ試験を用いて測定してもよい。
シュリン応答から以下のパラメータを測定してもよい。望ましい第1段階インシ
ュリン応答φ1、KPに対するKDの比、KIに対するKDの比。それから、定数k
とDIを使用して第1段階インシュリン応答φ1から微分利得KDを計算しても
よい。最後に、KPに対するKDの比、KIに対するKDの比を使用して、KP及び
KIを計算してもよい。
の大体初めの10分間のインシュリン応答曲線下の領域として観察することがで
きる。グルコースクランプ中のグルコース濃度の増加は以下の式の通りである。
する被験者では、第1段階インシュリン応答φ1のとインシュリン感度(SI)
との積は素因指数として周知の定数であることを示す研究により強調されている
。
リン感度の違う異なる個体でさえもDI/△Gは実質的には一定である。
コース濃度のパーセンテージとして規定される。β−細胞は、第1段階インシュ
リン応答φ1中に分泌するインシュリンの量を調整することにより、インシュリ
ン感度の変化に自然に適応する。これにより、身体は最適レベルのグルコース耐
性を自然に要求することが示唆される。β−細胞のこの特性をより正確に模倣す
る制御装置は身体の自然なインシュリン応答を擬態する。
られると、即時インシュリン応答(RI)を計算することができる。
定数Akと使用者の体重Wに置きかえ、φ1をDI割るSIの比で置換すると、以
下の式が得られる。
積として表してもよい。
得られる。
で公表されたデータから計算される。定数を結合させて単一の定数Qとすると、
以下の式が得られる。
る式が得られる。
計算される。KD/KPの比は10−60分、より典型的には20−40分、好ま
しくは30分の範囲のインシュリン作用に対する基本時定数に設定することがで
きる。例えば、KDが与えられ、30分の時定数を使用してKPを計算すると、以
下の関係が得られる。
ることができる。KDからKIを計算することができる。
感度SIを入力する。その後、制御装置利得は制御装置により自動的に計算され
、使用される。他の実施の形態では、個体は使用者の体重Wとインシュリン感度
SIを装置に入力し、その装置は制御装置に利得を計算するための情報を提供す
る。
することができることを確認するために研究を行った。研究では、高血糖クラン
プをNGT個体に適用しながらグルコースとインシュリン測定を行った。図29
(a)に示されるように、グルコースレベル測定値を、PIDインシュリン応答
制御装置を模倣するように作成された数学的モデルに対する入力として使用した
。図29(b)に示されるように、グルコースクランプに応答して制御装置によ
り命令されたインシュリン投与は非常に厳密に、NGT個体における実際のイン
シュリンの出現に近似している。試験中に個体から採取した定期的な血液サンプ
ル456から測定したインシュリン濃度を図29(b)においてドットで表す。
制御装置により命令されたインシュリン応答を模倣する数学的モデルからの出力
は図29(b)において実線458で示す。
から採取した定期的な血液サンプルからの血液グルコース計測器読み取り値46
0を図29(a)においてドットで表す。(以下の「センサ」と題するセクショ
ンで説明しているセンサのような)2つのミニメッド(MiniMed)センサ
を個体の皮下組織内に配置した。センサ読み取り値462、464を図29(a
)において線で示す。センサ読み取り値462、464は計測器読み取り値46
0に比べわずかに遅れる。この遅れはほとんど、血液グルコースと組織間液(I
SF)間の遅れによるものであり、必要に応じてフィルタを使用すれば実質的に
は較正することができる。この研究では、遅れをフィルタで較正しなかったが、
その遅れはNGT個体の自然な応答に見合うインシュリン応答を命令する制御装
置の能力にはそれほど影響しない。この研究から、PIDインシュリン応答制御
装置モデルは健康なβ−細胞の2段階応答を取り込んだインシュリン分泌の良好
な最小モデルであることが示される。遅れの較正はモデルの精度を増加させるに
すぎないと予想される。
。他の実施の形態では、2以上の組の制御装置利得が使用され、制御装置利得の
組間での選択、制御装置利得の1つの組から他の組への変更時の決定にはファジ
イ論理が使用される。特別な他の実施の形態では、グルコースレベルが望ましい
グルコース基本レベルより高いまたは低いと、制御装置利得が異なる。他の実施
の形態では、グルコースレベルが増加しているまたは減少していると、制御装置
利得が異なる。異なる組の利得に対する正当性は、β細胞が活性化するよりも速
くβ細胞が不活性となることを示す生理学的な研究から生じる。さらに他の実施
の形態では、制御装置利得はグルコースレベルが望ましいグルコース基本レベル
より高いか低いかにより、及びグルコースレベルが増加しているか減少している
かにより異なる。このため4組の制御装置利得が得られる。さらに他の実施の形
態では、制御装置利得は高血糖変移の大きさにより変化する。言い換えると、グ
ルコースの変化が小さい場合の制御装置利得は、グルコースの変化が大きい場合
の制御装置利得とは異なる。
リン感度の変化に対応する制御装置を含んでもよい。特別な実施の形態では、グ
ルコースレベルの以前の測定値を望ましい基本グルコースレベルGBと比較する
。例えば、望ましい基本グルコースレベルGBを以前のグルコースレベル測定値
から引く。その後、予め決めた時間窓(ウィンドウ)内のどの負の値も加算する
(本質的には、基本グルコースレベルGBより低いグルコース測定値を積分する
)。得られた総和が予め選択した高血糖積分しきい値よりも大きいと、制御装置
利得を係数(1+□)だけ増加させる。逆に、予め決められた時間窓内の基本グ
ルコースレベルGBよりも高いグルコースレベル測定値の積分値が予め選択した
高血糖積分しきい値よりも高いと、制御装置利得を係数(1−□)だけ減少させ
る。
間窓は一般に24時間であり、制御装置利得は予め決められた各時間窓の端で必
要に応じて調整される。他の実施の形態では、グルコースレベル測定の積分は時
間窓の移動と共に連続して計算され、いずれかの積分がしきい値を超えると、利
得は直ちに調整される。特別な実施の形態では、移動時間窓は1時間であり、時
間窓は利得が調整された時に再開させてもよい。他の実施の形態では、時間窓は
センサ精度、個体のインシュリン感度が変化する速度、ハードウエアの計算能力
により、より長くあるいは短くされる。
、調整量□は、センサ精度、個体インシュリン感度が変化する速度、センサ感度
SIが変化する速度などにより、より大きくなったり小さくなったりする。さら
に他の実施の形態では、調整量□は、測定したグルコースレベルの積分がしきい
値を超える量により、より多くまたは少なくされる。このように、利得の調整量
は、測定グルコースレベルGが望ましい血液グルコースレベルGBからかなり逸
脱していると大きく、測定グルコースレベルGが望ましい血液グルコースレベル
GBに接近していると小さくなる。さらに他の実施の形態では、制御装置はカル
マンフィルタを使用する。
リンを注入するかに関係無く、コマンドが制御装置から送出される。本質的には
、インシュリンは身体が直ちに使用するように血流中に直接送達される、あるい
は血流以外の体内のどこかにインシュリンを送達することにより生じる時間遅延
は使用者にとっては本質的には重要ではないと仮定される。この場合、コマンド
は一般にβ−細胞のインシュリン分泌プロファイル、一例を図35(a)に示す
、をモデル化したものである。β−細胞はインシュリンを血流中に直接分泌する
ので、β−細胞インシュリン分泌プロファイルは意図された血漿インシュリン濃
度プロファイルである。しかしながら、インシュリン送達の遅れにより、図35
(b)に示されるように、意図された血漿インシュリン濃度プロファイルが歪む
ことがある。インシュリン送達遅延は、インシュリンを注入するようにコマンド
がインシュリン伝達システムに与えられた瞬間とインシュリンが血漿に到達した
時との間の時間量である。インシュリン送達遅延は図20の矢印528が付され
た丸で表される拡散の遅れにより起こることがある。この拡散の遅れは、組織内
に注入されたインシュリンが血流中に拡散するのに必要とされる時間である。イ
ンシュリン送達遅れの他の原因には、送達システムがインシュリンを注入するよ
うにというコマンドを受信した後、身体にインシュリンを送達する時間、インシ
ュリンがいったん血流中に入ってから循環系により広がる時間、及び/または他
の機械的あるいは生理学的な原因が挙げられる。さらに、インシュリン投与量が
インシュリン送達システムから体内に送達されている間でさえ身体はインシュリ
ンを浄化する。インシュリンは身体により血漿から絶えず浄化されているので、
血漿にあまりに遅く送達されるあるいは遅れるインシュリン投与量については、
著しくなければ、少なくとも一部は、全インシュリン投与量が血漿に完全に到達
する前に浄化される。そのため、血漿中のインシュリン濃度プロファイルは、遅
延がなければかつて到達した同じピークに決して到達しない(あるいは同じプロ
ファイルに従わない)。インシュリンが0時にすべて一度に送達されるとすると
、血漿中のインシュリン濃度は実質的には即座に上昇し(図示せず)、その後、
図36(a)に示されるように、以下の式により、時間と共に身体がインシュリ
ンを浄化する(使用するあるいは濾過する)のに従い指数的に減少するであろう
。
い。
の体積である。あるいはインシュリンクリアランスに対する時定数P1は、自分
自身のインシュリンを生成しない個体にインシュリンを供給し、その後個体の血
液サンプルについて定期的にインシュリン濃度の試験を行うことにより求めても
よい。その後、指数曲線フィッティングルーチンを用いて、インシュリン濃度測
定値に対する最良のフィット曲線のための数式を作成し、数式において時定数を
認める。
せる)を皮下組織に行うと、インシュリンは組織間液ISFから血漿中に拡散す
るので、血漿中のインシュリン濃度は、図36(b)に示されるように徐々に上
昇し始める。インシュリンが血漿中に入ると同時に、身体は血液からインシュリ
ンを浄化する。インシュリンが血漿中に入る速度がインシュリンクリアランス速
度を超えている間、血漿中のインシュリン濃度は増加し続ける。インシュリンク
リアランス速度がインシュリンが組織間液ISFから血漿中に入る速度を超える
と、血漿中のインシュリン濃度は減少し始める。そのため、インシュリンを直接
血漿中にではなく組織間液ISF中に送達すると、血漿中のインシュリン濃度は
実質的に瞬時にピークまで増加しその後減少するよりもむしろ時間と共に広がっ
て行く。
nential)式を使用して血漿中のインシュリン濃度をモデル化してもよい
。
速度)であり、 VPは体内血漿の体積であり、 VISFはインシュリンが送達された組織間液ISFの体積であり、 P2は時定数であり、 P3はP2以上の時定数であり、 tはインシュリン投与量が組織間液ISF中に送達されてからの時間である。 時定数は以下の二次方程式を用いて計算してもよい。
償器522を使用してコマンド(UPID)を変更し、インシュリン送達遅延及び
/またはインシュリンクリアランス速度kを補償する。大きな遅延時定数P3は
ポスト−制御装置進み遅れ補償器を用いて補償してもよい。PID制御装置は血
漿中への望ましいインシュリン送達速度に対するコマンド(UPID)を発生させ
る。コマンドUPIDは制御ループのための更新速度に依り定期的に計算され送出
される。この更新速度は、血液グルコースレベルの変化の最大予想速度、インシ
ュリン送達システム最小インシュリン投与量、インシュリン感度、最大及び最小
許容グルコース濃度、などに基づき選択される。コマンドUPIDはポスト−制御
装置進み遅れ補償器522への入力として使用される。
る補償コマンド(Ucomp)は制御装置からの2以上の値を使用する。特別な実施
の形態では、ポスト−制御装置進み遅れ補償器522は現在のコマンド(UPID n )と以前のコマンド(UPID (n-1))を使用して、以下の補償式により補償コマン
ドUcompを計算する。
り、制御ループのための更新速度としても周知である。 他の実施の形態では、追加の以前のコマンド値を使用してもよい。さらに他の実
施の形態では、補償式は時定数P3とP2の両方を補償する。
の影響を含むように変更され、そのため、インシュリン送達遅延の原因となるコ
マンドを変更するのにポスト−制御装置進み遅れ補償器は必要ない。
に応答して体内に有限のインシュリン投与量を供給する。インシュリン送達シス
テムが送達することができる最少量は最小有限インシュリン投与量である。制御
装置は、最小有限インシュリン投与量の整数倍ではない、送達させるインシュリ
ン投与のためのコマンドを発生させてもよい。そのため、コマンドに応じてイン
シュリン送達システムが送達するインシュリンは多すぎるあるいは少なすぎる。
特別な他の実施の形態では、ポスト−制御装置進み遅れ補償器はコマンドを切り
捨て最小有限インシュリン投与量の最近似整数倍とし、命令された残りのインシ
ュリン体積を次のコマンドに追加する。他の実施の形態では、補償器はコマンド
の端数を丸め最小有限インシュリン投与量の最近似整数倍とする。さらに他の実
施の形態では、他の方法を使用してコマンドと最小有限インシュリン投与量の最
近似整数倍との間の差を補償する。他の実施の形態では、補償は必要ない。
り説明するものであり、限定するものではない。本発明の実施の形態の範囲内で
あれば、部品、様々な部品の配置、要素の結合などにおいて様々な変更をするこ
とができる。
タリング、フィルタリング、較正などの信号調整を受ける。前フィルタ、1つ以
上のフィルタ、較正器及び制御装置12などの部品は分離してもよくあるいは物
理的に共に配置してもよい。これらの部品は遠隔測定特性モニタ送信機30、注
入装置34、あるいは補助装置と共に包含させてもよい。好ましい実施の形態で
は、図8(b)に示されるように、前フィルタ、フィルタ及び較正器を遠隔測定
特性モニタ送信機30の一部として包含させ、制御装置20は注入装置34と共
に包含させる。他の実施の形態では、図8(c)に示されるように、前フィルタ
は遠隔測定特性モニタ送信機30と共に包含され、フィルタと較正器は注入装置
内の制御装置12と共に包含される。他の実施の形態では、図8(d)に示され
るように、前フィルタは遠隔測定特性モニタ送信機30と共に包含されてもよく
、フィルタと較正器は補助装置41内に包含され、制御装置は注入装置内に包含
される。他の様式で様々な実施の形態の説明をするために、図9は図8(a−d
)の様々な装置(遠隔測定特性モニタ送信機、補助装置および注入装置)におけ
る部品(前フィルタ、フィルタ、較正器、制御装置)の分類表を示す。他の実施
の形態では、補助装置はいくつかの(あるいは全ての)部品を含む。
をかけたデジタルセンサ値、フィルタをかけたデジタルセンサ値、較正デジタル
センサ値、コマンドなどのセンサ信号に基づく情報を含むメッセージを発生させ
る。メッセージは、通し番号、IDコード、チェック値、他の感知パラメータに
対する値、診断信号、他の信号などの他の型の情報を含んでもよい。特別な実施
の形態ではデジタルセンサ値Dsigは遠隔測定特性モニタ送信機30内でフィ
ルタをかけられてもよく、その後、フィルタをかけられたデジタルセンサ値は注
入装置34に送られるメッセージ中に含ませてもよい。この場合、フィルタをか
けられたデジタルセンサ値は較正され、制御装置において使用される。他の実施
の形態では、デジタルセンサ値Dsigはフィルタをかけられ、較正され、その
後に注入装置34内の制御装置12に送られる。その代わりに、デジタルセンサ
値Dsigはフィルタをかけられ、制御装置で較正され使用され、コマンド22
を発生させてもよい。コマンド22はその後、遠隔測定特性モニタ送信機30か
ら注入装置34まで送られる。
液グルコース計測器などの追加の必要に応じて設ける部品を、他のいかなる部品
と共に装置内に含めてもよく、あるいは独立型としてもよい。一般に、血液グル
コース計測器が装置の1つに組み込まれる場合、較正器を含む装置内に共に配置
される。他の実施の形態では、1つ以上の部品は使用されない。
入装置34などの装置間の伝達にはRF遠隔測定が使用される。他の実施の形態
では、ワイヤ、ケーブル、IR信号、レーザ信号、光ファイバ、超音波信号など
他の伝達媒体を装置間で使用してもよい。
ンサ値の微分は処理され、フィルタにかけられ、変更され、分析され、平滑化さ
れ、結合され、平均化され、切り抜かれ(clipped)、調整され(sca
led)、較正されるなどして、異常なデータポイントの影響を最小に抑え、そ
の後制御装置に入力として供給される。特別な実施の形態では、図16に示され
るように、デジタルセンサ値Dsigは前フィルタ400、その後にフィルタ4
02を通過し、送信機70に伝えられる。フィルタを使用して異常なデジタルセ
ンサ値Dsigの影響を検出し、最小に抑える。異常なデジタルセンサ値Dsi
gの原因には、皮下組織からのセンサの分離、センサノイズ、電源ノイズ、一時
的な切断または短絡、などにより引き起こされる一時的な信号過渡現象が含まれ
る。特別な実施の形態では、各個々のデジタルセンサ信号値Dsigは最大及び
最小値−しきい値と比較される。他の特別な実施の形態では、デジタルセンサ値
Dsigの連続対間の差が、増加あるいは減少値に対し、変化率しきい値(ra
te−of−change−threshold)と比較される。
ジタルセンサ値Dsigが調整が必要かを決定する。前フィルタ400はデジタ
ルセンサ値Dsigの1つの群の部分集合を使用してパラメータを計算し、その
後そのパラメータを使用して個々のデジタルセンサ値Dsigが全体としてその
群と比較して調整する必要があるかについて決定する。例えば、デジタルセンサ
値Dsigの1つの群の部分集合の平均を計算し、その後に平均より上、または
下にノイズしきい値を設定してもよい。その後、その群内の個々のデジタルセン
サ値Dsigをノイズしきい値と比較し、そのノイズしきい値の外側にあれば除
去または変更する。
な例を示すが、これに限定されるものではない。8つのデジタルセンサ値Dsi
gの1群を図17に示す。時間iでアナログセンサ信号Isigからサンプリン
グした最も最近サンプリングした値、標識L、及び時間(i−1)から(i−7
)までにサンプリングした7つの以前の値K、H、G、F、E、D、Cを含む。
平均値は、時間(i−2)から(i−5)においてサンプリングしたその群内の
4つの時間的な中間値H、G、F、Eを用いて計算する。計算した平均値は断続
線/点線の平均線404として表される。高いノイズしきい値406は平均線4
04の上100%に設定される。言い換えると、高いノイズしきい値406の大
きさは平均線404の大きさの2倍である。負のノイズしきい値408は平均線
404の下50%に設定される。言い換えると、負のノイズしきい値408の大
きさは平均線404の大きさの2分の1である。8つの値L、K、H、G、F、
E、D、Cのそれぞれの個々の大きさを、高いノイズしきい値406と負のノイ
ズしきい値408と比較する。値が高いノイズしきい値406より高いあるいは
負のノイズしきい値408より低いと、値は異常であると考えられ、その異常値
は平均線404の大きさと置き換えられる。図17に示した例では、値Kは高い
ノイズしきい値406より高く、そのため平均値Mと置き換えられる。また、値
Dは負のノイズしきい値408より低く、そのため平均値Nと置き換えられる。
このように、ノイズ信号スパイク(spike)は減少する。そのため、実施例
では、値L、K、H、G、F、E、D、Cは前フィルタ400への入力であり、
値L、M、H、G、F、E、N、Cは前フィルタ400からの出力である。他の
実施の形態では、他のノイズしきいレベル(あるいはパーセンテージ)を使用し
てもよい。他の実施の形態では、しきい値の外側の値を、以前の値、最も近似す
るしきい値の値、以前のデータの傾向線を外挿することにより計算した値、しき
い値の内側にある他の値間での内挿により計算した値など、平均値以外の値と置
き換えても良い。
08の外側にある場合、警告フラグをたてる。1から3の値がノイズしきい値4
06または408の外側にある場合、「ノイズ」フラグをたてる。4以上の値が
ノイズしきい値406または408の外側にある場合、値の群全体を無視すべき
であり、使用すべきでないことを示す「廃棄」フラグをたてる。他の実施の形態
では、「ノイズ」フラグあるいは「廃棄」フラグをトリガするにはほとんどの値
がしきい値406または408の外側にある必要がある。
てチェックする。図17の例を用いて説明を続けると、各個々の値を飽和しきい
値410と比較する。値が飽和しきい値410以上であれば、「飽和」フラグを
たてる。特別な実施の形態では、「飽和」フラグがたてられると、使用者にセン
サ26は較正または交換が必要であるという警告が提供される。他の特別な実施
の形態では、個々のデジタルセンサ値Dsigが飽和しきい値410以上である
と、個々のデジタルセンサ値Dsigは無視され、あるいは平均線404と等し
い値に変更され、あるいは個々のデジタルセンサ値Dsigに関連する値の群全
体が無視されてもよい。好ましい実施の形態では、飽和しきい値410は、発生
することがあるデジタルセンサ値の範囲の最大値よりも約16%低く設定される
。好ましい実施の形態では、最大デジタルセンサ値は150mg/dlを超える
グルコース濃度を表す。他の実施の形態では、最大デジタルセンサ値は予想され
る測定グルコース濃度の範囲、センサ精度、閉ループ制御に必要とされるセンサ
システム分解能(レゾルーション:resolution)などに依り、より多
いあるいは少ないグルコース濃度を表してもよい。値の全範囲は、発生すること
があるデジタルセンサ値の最大と最小の間の差である。予想させるセンサ信号範
囲、センサノイズ、センサ利得などに依り、より高いあるいは低い飽和しきい値
レベルを使用してもよい。
12より低いと、「切断」フラグをたてる。このフラグはセンサが電源に正しく
接続されていないこと、電源またはセンサは交換あるいは再較正が必要であるか
もしれないことを使用者に示す。他の特別な実施の形態では、デジタル信号値D
sigが切断しきい値412より低いと、個々の値は無視され、平均線404と
等しい値に変更されてもよく、あるいは個々のデジタルセンサ値Dsigと関連
する値の群全体を無視してもよい。好ましい実施の形態では、切断しきい値41
0は値の全域の約20%に設定される。予想されるセンサの信号範囲、センサシ
ステムノイズ、センサ利得などに依り、より高いまたはより低い切断しきい値レ
ベルを使用してもよい。
合の平均についてではなく最小二乗フィット線についてのノイズしきい値、より
高いまたはより低いノイズしきい値線、などの他の方法を使用してデジタルセン
サ値Dsigに前フィルタリング処理を施す。
更した後、デジタルセンサ値Dsigはフィルタ402に伝えられる。フィルタ
402を使用して特別な周波数帯のノイズを減少させてもよい。一般に、身体の
血液グルコースレベル18の変化は、デジタルセンサ値Dsigが収集される速
度に比べかなり遅い。そのため、高周波数信号成分は典型的にはノイズであり、
低域フィルタを用いて信号対ノイズ比を改善させてもよい。
る有限インパルス応答(FIR)フィルタである。特別な実施の形態では、FI
Rフィルタは、図18の一例の周波数応答曲線414に示されるように、0から
3サイクル/時間(c/hr)の周波数に対する通過帯域及び約6c/hrを超
える周波数に対する阻止帯域で同調された7次フィルタである。しかしながら、
典型的には、0から2c/hrと5c/hrとの間までの周波数に対する通過帯
域及び選択した通過帯域周波数の1.2から3倍までの周波数に対する阻止帯域
で同調されたFIRフィルタは十分ノイズを減少させながら、センサ信号を通過
させる。特別な実施の形態では、0から約2c/hrと10c/hrとの間まで
の周波数に対する通過帯域及び選択した通過帯域周波数の1.2から3倍までの
周波数に対する阻止帯域で同調されたFIRフィルタは十分ノイズを減少させる
。7次フィルタでは、独特な重み付け係数が8つのデジタルセンサ値Dsigの
それぞれに適用される。デジタルセンサ値Dsigには、最も最近サンプリング
された値と7つの以前の値とが含まれる。1分間隔で収集されたデジタルセンサ
値に対する低域フィルタの効果を図19(a)及び図19(b)に示す。デジタ
ルセンサ値のフィルタリングされていないセンサ信号曲線416を、7次FIR
フィルタの影響を受けた後の同じ信号の曲線418と対比させた。フィルタリン
グされた信号曲線418はフィルタリングされていない信号曲線416に比べ遅
延し、ピークがより滑らかである。他の実施の形態では、より高次のまたは低次
のフィルタを使用してもよい。さらに他の実施の形態では、身体生理学、遠隔測
定特性モニタ送信機30の計算能力、センサ応答時間、などに基づく望ましいセ
ンササンプル速度に依り、1分より短いまたは長い間隔で収集されたデジタルセ
ンサ値Dsigにフィルタ重み付け係数を適用してもよい。他の実施の形態では
、センサの型、電源または他の電子機器からのノイズ、身体とのセンサ相互作用
、センサ信号への身体の動きの影響、などに依り、他の周波数応答を有するフィ
ルタを使用して他のノイズ周波数を排除してもよい。さらに他の実施の形態では
、フィルタは無限インパルス応答(IIR)フィルタである。
理想的には、センサは制御システムが制御することになっている、血液グルコー
ス測定値などのパラメータの実時間の、ノイズのない測定値を提供するであろう
。しかしながら、現実には、センサ測定値が現在の血液グルコース測定値より遅
れてしまう時間遅延の生理学的、化学的、電気的な及びアルゴリムの原因が存在
する。
動するのに必要な時間によるものである。遅延は図20において丸で囲まれた両
方向の矢印422により表される。一般に、以上で説明したように、センサ26
は身体20の皮下組織44内に挿入され、センサ40の先端近くの電極42は組
織間液(ISF)と接触する。しかし、測定すべき望ましいパラメータは血液グ
ルコースである。グルコースは血漿420中において身体全体に搬送される。拡
散プロセスにより、グルコースは血漿420から皮下組織44のISF中に、及
びその反対に移動する。血液グルコースレベル18が変化すると、ISF中のグ
ルコースレベルも変化する。しかし、ISF中のグルコースレベルは、血漿42
0とISF間でグルコース濃度平衡に到達するのに身体が必要とする時間のため
、血液グルコースレベル18より遅れる。研究により、血漿420とISFとの
間のグルコース遅れ時間の変動は0から30分の間であることが示されている。
血漿420とISF間のグルコース遅れ時間に影響することがあるいくつかのパ
ラメータは個体の代謝、現在の血液グルコースレベル、グルコースレベルが上昇
しているか、下降しているか、などである。
の先端を取り囲む円424で表される。センサ電極42は、電極42がISFに
より湿り続けさせ、グルコース濃度を減衰させ、電極表面上でのグルコース濃度
の変動を減少させる保護膜によりコートされる。グルコースレベルが変化すると
、保護膜はISFと電極表面との間のグルコース変化速度を遅らせる。さらに、
単に、グルコースがグルコースオキシダーゼGOXと反応して過酸化水素が発生
する反応時間により、及び過酸化水素が分解して水と酸素と自由電子となる2次
反応の反応時間により、化学反応遅延が存在する。
、処理遅延が発生する。好ましい実施の形態では、アナログセンサ信号Isig
は1分の間隔にわたり積分され、その後カウント数(number of co
unts)に変換される。本質的にはA/D変換時間により平均30秒の遅れが
生じる。特別な実施の形態では、1分値が平均化され5分値とされ、制御装置に
送られる。得られた平均遅れは2分半である。他の実施の形態では、より長いま
たは短い積分時間を使用し、そのため遅延時間がより長くまたは短くなっている
。他の実施の形態では、アナログセンサ信号電流Isigは連続的にアナログ電
圧Vsigに変換され、A/D変換器は10秒ごとに電圧Vsigのサンプリン
グを行う。6つの10秒値を予めフィルタリングし、平均化し1分値を生成させ
る。最後に、5つの1分値をフィルタリングし、その後平均化し、5分値を発生
させると2分半の平均遅延となる。他の実施の形態は他の電気部品あるは他のサ
ンプリング速度を使用し、他の遅延期間となる。
のに必要とされる時間のため、フィルタもまた遅れを導入する。定義上、高次フ
ィルタはより多くのセンサ値Dsigを必要とする。最も最近のデジタルセンサ
値Dsigの他に、FIRフィルタはフィルタの次数と等しい数の以前の値を使
用する。例えば、7次フィルタは8つのデジタルセンサ値Dsigを使用する。
各デジタルセンサ値Dsigの間に時間間隔がある。この例で続けると、デジタ
ルセンサ値Dsig間の時間間隔が1分であると、7次FIRフィルタで使用さ
れる最も古いデジタルセンサ値Dsigは7分古いことになるだろう。このため
、このフィルタにおいて使用される値全体に対する平均時間遅延は3分半である
。しかしながら、各値に関連する重み付け係数が等しくなければ、その係数の影
響に依り、時間遅延は3分半よりも長くあるいは短くなるかもしれない。
遅延、及び上述したように約10c/hrを超える高周波数ノイズの両方を補償
するFIRフィルタを含む。特別な実施の形態は7次ウィナー(Weiner)
型FIRフィルタを使用する。フィルタに対する係数は、時間遅れを較正し、同
時に高周波ノイズを減少させるように選択される。周波数応答曲線426の例を
図21に示す。一例の周波数応答曲線416は、感度が約20μA/100mg
/dlのセンサに対し、0から約8c/hrまでの周波数に対する通過帯域及び
約15c/hrを超える周波数に対する阻止帯域を有するウィナーフィルタにお
いて作成される。イヌにおいてセンサを用いて研究したところ、FIRフィルタ
を使用して時間遅延を補償してもよいことが実証されている。その研究中、約1
2分の時間遅延を補償するのにフィルタを使用した。結果を図22に示す。図2
2において点428は血液グルコース計測器で測定した実際の血漿グルコースレ
ベルを表し、破線430は遅延補償をしていないセンサ測定値を表し、実線43
2は遅延補償をしたセンサ測定値を表す。試験中のセンサは異常に感度が低かっ
た。ヒトにおける平均感度のセンサを用いた研究では、約3から10分の時間遅
延はいっそう正常であることが示される。他のフィルタ係数及び他のフィルタ次
数を使用して時間遅延および/またはノイズを補償してもよい。
の型のフィルタを使用してもよい。他の実施の形態では、血液グルコースレベル
の変化速度が時間遅延に比べ遅い場合、時間補償を使用しない。例えば、血漿グ
ルコースとセンサ測定値との間の5分の遅延は、閉ループグルコース制御システ
ムを機能させるためには較正する必要はない。
去するためのフィルタを含んでもよい。微分はデジタルセンサ値Dsigから求
められ、デジタル微分センサ値(dDsig/dt)となる。デジタル微分セン
サ値dDsig/dtはFIRフィルタを通過する。特別な実施の形態では、微
分フィルタは高周波数ノイズを除去するように同調された少なくとも7次のFI
Rフィルタである。他の実施の形態では、より高いまたは低い次数のフィルタを
使用してもよく、フィルタは様々な周波数のノイズを除去するように同調されて
もよい。他の実施の形態では、図37に示されるように、微分はグルコースレベ
ル誤差GE値から求められ、微分フィルタ526を通過する。さらに他の実施の
形態では、微分はアナログセンサ信号Isigから求められ、ノイズを除去する
のにハードウエアフィルタが使用される。
つ以上のグルコース基準値に関し較正される。グルコース基準値は較正器に入力
され、デジタルセンサ値Dsigと比較される。較正器は較正アルゴリズムを適
用し、典型的にはカウントで表されるデジタルセンサ値Dsigを血液グルコー
ス値に変換する。特別な実施の形態では、較正方法は「グルコースモニタ較正方
法」と題する2000年2月23日に出願された米国特許出願番号第09/51
1,580号において説明されている型である。この出願については参照により
明細書に組み込むものとする。特別な実施の形態では、較正器は注入装置34の
一部として包含され、グルコース基準値は使用者が注入装置34に入力する。他
の実施の形態では、グルコース基準値は遠隔測定特性モニタ送信機30に入力さ
れ、較正器はデジタルセンサ値Dsigを較正し、較正されたデジタルセンサ値
を注入装置34に伝送する。他の実施の形態では、グルコース基準値は較正が実
行される補助装置に入力される。他の実施の形態では、血液グルコース計測器は
注入装置34、遠隔測定特性モニタ送信機30または補助装置と連絡されており
、そのためグルコース基準値は直接、血液グルコース計測器と連絡している装置
に伝送されてもよい。さらに他の実施の形態では、「特性計測器を備えた特性モ
ニタ及びそれを使用する方法」と題する1999年1月17日に出願された米国
特許出願番号第09/334,996号において示されているように、血液グル
コース計測器は注入装置34、遠隔測定特性モニタ送信機30または補助装置の
一部である。この出願については参照により明細書に組み込むものとする。
サンプルを身体20から抽出し、普通の市販の血液グルコース計測器を使用して
サンプルの血漿グルコース濃度を測定する。その後、デジタルセンサ値Dsig
を計測器からの血液グルコース測定値と比較し、数学的な較正を適用してデジタ
ルセンサ値Dsigを血液グルコース値に変換する。他の実施の形態では、周知
のグルコース濃度の溶液を、「皮膚(cubcutaneous)配置部位へ流
体を供給するための方法及びキット」と題する1999年9月14日に出願した
米国特許出願第09/395,530号に説明されているような方法及び装置を
用いて、センサ26の周りの皮下組織中に導入する。この特許出願については参
照により明細書に組み込むものとする。あるいはその溶液を、注射、注入、噴射
圧(ジェットプレッシャー:jet pressure)、管腔を通す導入、な
どにより導入する。センサ26を周知のグルコース濃度溶液中に浸しながら、デ
ジタルセンサ値Dsigを収集する。デジタルセンサ値Dsigを周知のグルコ
ース濃度に変換する係数、オフセット、式などの数式を導く。その後、数式をそ
の後のデジタルセンサ値Dsigに適用し血液グルコース値を得る。他の実施の
形態では、デジタルセンサ値Dsigを較正した後フィルタリングを行う。さら
に他の実施の形態では、前フィルタリングの後、フィルタリングの前にデジタル
センサ値Dsigを較正する。他の実施の形態では、センサを体内で使用する前
に較正する、あるいは較正する必要は全くない。
理形態からフィルタ及び/または較正器において使用することができるような形
態に変換される。好ましい実施の形態では、図10に示されるように、アナログ
センサ値IsigはA/D変換器68を介してデジタル方式で定量化され、デジ
タルセンサ値Dsigとされ、送信機70により遠隔測定特性モニタ送信機30
から他の装置に伝送される。特別な実施の形態では、図11(a)に示されるよ
うに、アナログセンサ信号Isigはアナログ電流値であり、これはデジタル周
波数測定値の形態のデジタルセンサ値Dsigに変換される。一般的な回路は、
積分器72と、コンパレータ74と、カウンタ76と、バッファ78と、クロッ
ク80と、送信機70とを含む。積分器72は実質的に傾斜した電圧信号(A)
を発生させ、傾斜した電圧信号の瞬間勾配は瞬間アナログセンサ信号Isigの
大きさに比例する。コンパレータ74は積分器72からの傾斜した電圧信号(A
)を方形波パルス(B)に変換する。コンパレータ74からの各パルスはカウン
タ76を増加させると共に、積分器72のリセットを行う。クロック80は定期
的にバッファ78をトリガーし、カウンタ76からの現在の値を保存させ、その
後カウンタ76をリセットする。バッファ78に保存された値はデジタルセンサ
値Dsigである。クロック80はまた定期的に送信機70に信号を送り、バッ
ファ78から値が送られるようにする。好ましい実施の形態では、クロック期間
は1分である。しかしながら、他の実施の形態では、クロック期間は必要とされ
る測定回数、センサ信号ノイズ、センサ感度、必要な測定分解能、伝送される信
号の型、などを基本に調整されてもよい。他の実施の形態では、バッファは使用
されない。
の例は例示であり、制限するものではなく、他のA/D変換器を使用してもよい
。
ペアンプ(Op−Amp)とコンデンサ82とから構成される。積分器72はコ
ンデンサ電圧(A′)が高基準電圧(VrefH)に到達するまでコンデンサ8
2に充電することによりアナログセンサ信号Isig電流を加算する。コンデン
サ電圧(A′)は第1のオペアンプ92の出力で測定する。第2のオペアンプ9
4はコンパレータとして使用する。コンデンサ電圧(A′)がVrefHに到達
すると、コンパレータ出力(B′)は低(low)から高(high)に変化す
る。高コンパレータ出力(B′)は、電源(V+)を介してコンデンサ82を放
電するリセットスイッチ84を閉じる。高コンパレータ出力(B′)はまた基準
電圧スイッチをトリガーし閉じさせ、実質的に同時にインバーター86はコンパ
レータ出力(B′)を逆にする。インバーター出力(C′)は基準電圧スイッチ
90をトリガーして開かせる。その結果、コンパレータの基準電圧はVrefH
から低基準電圧VrefLに変更される。
B′)は低に戻り、このようにパルスを形成する。低コンパレータ出力(B′)
によりリセットスイッチ84が開きコンデンサ82が再び充電し始める。
トリガーして開かせ、インバーター出力(C′)は基準電圧スイッチ90をトリ
ガーして閉じさせ、その結果、コンパレータ基準電圧はVrefLからVref
Hに変化して戻る。
デンサの極性が制御される。特別な実施の形態を図13に示す。一般に、2つの
積分器スイッチ110と112のうち唯一1つだけが閉じられ、他の積分器スイ
ッチは開いている。第1の積分器スイッチ110が閉じられると、第2の積分器
スイッチ112は開き、積分器オペアンプ114は、コンデンサ電圧(A″)が
高基準電圧(VrefH)に到達するまでコンデンサ116を充電することによ
りアナログセンサ信号Isig電流を加算する。コンパレータ120は積分器出
力(A″)を基準電圧VrefHと比較する。コンデンサ電圧(A″)がVre
fHに到達すると、コンパレータ出力(B″)は低から高へシフトし、パルスが
開始する。
いて反転する。高コンパレータ出力(B″)は第2の積分器スイッチ112をト
リガーして閉じさせ、実質的に同時にインバーター118はコンパレータ出力(
B″)を逆にする。低インバーター出力(C″)パルスにより第1の積分器スイ
ッチ110がトリガーされ開く。いったんコンデンサの極性が反転すると、コン
デンサ116はアナログセンサ信号Isigに比例する速度で放電する。高コン
パレータ出力(B″)パルスはまたコンパレータの基準電圧をトリガーしてVr
efHから低基準電圧(VrefL)に変化させる。コンデンサ電圧(A″)が
VrefLまで放電されると、コンパレータ出力(B″)は低に戻る。低コンパ
レータ出力(B″)は第2の積分器スイッチ112を開かせ、実質的に同時に高
インバーター出力(C″)は第1の積分器スイッチ110を閉じさせ、これによ
りコンデンサ116は再び充電し始める。低コンパレータ出力(B″)はまたコ
ンパレータ基準電圧をトリガーしVrefLからVrefHまで変化させて戻す
。
サ信号誤差が減少することである。というのは、アナログセンサ信号Isigの
大きさがコンデンサ116の充電速度及び放電速度の両方を決定するからである
。
方のコンデンサはアナログセンサ信号Isigの大きさに比例する速度で充電し
、もう一方のコンデンサは放電する。この実施の形態の一例を図14に示す。各
コンデンサに対し一連の3つのスイッチが使用される。第1の群のスイッチ21
0はラッチ電圧C′′′により制御され、第2の群のスイッチ212は、電圧C
′′′の逆の電圧D′′′により制御される。実質的には、1つの群のスイッチ
のみが一度に閉じられる。第1の群のスイッチ210が閉じられると、第1のコ
ンデンサ216を横切る電圧は、オペアンプ214の出力での積分器電圧(A′
′′)が基準電圧Vrefに到達するまでアナログセンサ信号Isigに比例す
る速度で増加する。同時にスイッチの1つが第2のコンデンサ222を横切る回
路を短絡させ、そのコンデンサを放電させる。コンパレータ220は積分器出力
(A′′′)を基準電圧Vrefと比較する。積分器出力(A′′′)がVre
fに到達すると、コンパレータ出力(B′′′)はパルスを発生させる。コンパ
レータ出力パルスはカウンタ76を増加させ、ラッチ221からのラッチ出力電
圧C′′′をトリガーして低電圧から高電圧に切り換える。ラッチ電圧C′′′
の変化により、第2の群のスイッチ212は閉じ、第1の群のスイッチ210は
開く。第2の群のスイッチ212からのスイッチの1つは第1のコンデンサ21
6を横切る回路を短絡させ、放電させる。同時に、第2のコンデンサ222を横
切る電圧は、オペアンプ214の出力での積分器電圧(A′′′)が基準電圧(
Vref)に到達するまでアナログセンサ信号Isigに比例する速度で増加す
る。再び、コンパレータ220は積分器出力(A′′′)を基準電圧Vrefと
比較する。積分器出力(A′′′)がVrefに到達すると、コンパレータ出力
(B′′′)はパルスを発生させる。コンパレータ出力パルスはカウンタ76を
増加させ、ラッチ出力電圧C′′′をトリガーし、高電圧から低電圧に切り換え
させる。これにより、スイッチは最初の位置に戻り、第1の群のスイッチ210
は閉じ、第2の群のスイッチ212は開く。
sigが増加し、これにより積分器72から出てくる電圧はより早く高基準電圧
VrefHに切り換わり、これによりコンパレータはよりしばしばパルスを発生
させ、より早くカウンタ76のカウントが追加される。そのため、血液グルコー
スレベルが高いほど、1分あたりに発生するカウントが大きくなる。
及びVrefLは、200mg/dlのグルコースレベルでの1分間で収集され
るカウントに対するカウント分解能が1mg/dlより小さい血液グルコース測
定値誤差を表すように選択される。特別な実施の形態では、VrefHは1.1
ボルト、VrefLは0.1ボルトである。アナログセンサ信号Isigの大き
さ、コンデンサの容量、望ましい測定分解能に基づき、より高いあるいはより低
い基準電圧を選択してもよい。電源電圧V+は、放電時間により200mg/d
lの血液グルコースレベルでの1分あたりのカウント数が大きく減少しないよう
に、十分迅速に1つ以上のコンデンサを放電させるのに十分高い電圧に設定され
る。
つでも、バッファ78からデジタルセンサ値Dsigを伝送する。しかしながら
、特別な実施の形態では、使用者あるいは他の個体は、図11(b)に示される
ように、セレクタ96を使用して、送信機70から伝送される他の出力を選択し
てもよい。好ましい実施の形態では、セレクタ96は、遠隔測定特性モニタ送信
機30の表面上のボタンを使用することにより使用者あるいは他の個体がアクセ
スするスクリーン上に表示されたメニューの形態である。他の実施の形態では、
ダイヤルセレクタ、専用ボタン、タッチスクリーン、遠隔測定特性モニタ送信機
30に伝送される信号などを使用してもよい。伝送されるように選択される信号
には、デジタルセンサ値Dsigのほかに、信号パルス持続期間、前フィルタリ
ング前のデジタルセンサ値、前フィルタリング後でフィルタリング前のデジタル
センサ値、フィルタリング後のデジタルセンサ値、などが挙げられるが、これら
に限定されるものではない。
れるように、パルス持続期間カウンタ98がコンパレータ74からのパルスの上
昇端または下降端によりリセットされるまで、パルス持続期間クロック100か
らのクロックパルスをカウントする。パルス持続期間カウンタ98がリセットさ
れた時に蓄積されたカウントはコンパレータ74からの単一パルスの一部のパル
ス持続期間を表す。パルス持続期間カウンタ98からの蓄積カウントは、リセッ
ト信号によりトリガされると、単一パルスバッファ102中に保存される。個体
が単一パルス出力を選択すると、送信機70は単一パルスバッファ102からの
値を伝送する。パルス持続期間クロック100の周期は、高アナログセンサ信号
Isigが与えられた場合、コンパレータ74からの個々のパルス端間の期間よ
りも十分短くなければならず、コンパレータ74からの異なるパルス持続期間を
定量化するのに十分な分解能を有しなければならない。
ジタル電圧信号に変換してもよい。アナログセンサ信号Isigは、図15に示
されるように、オペアンプ302と抵抗器304を用いてアナログ電圧Vsig
に変換される。その後、周期的に、クロック308はA/D変換器306をトリ
ガし、アナログ電圧Vsigからサンプル値を取り、それを電圧の大きさを表す
デジタル信号に変換するようにさせる。A/D変換器306の出力値はデジタル
センサ値Dsigである。デジタルセンサ値Dsigはバッファ310に送られ
、その後送信機70に送られる。特別な実施の形態では、抵抗器304は、セン
サ感度、測定される最大グルコース濃度、電圧A/D変換器306の望ましい分
解能などに依り、Vsigを調整し電圧A/D変換器306の範囲の重要な部分
を使用するように適合されてもよい。
igはA/D変換器から直接送信機70に送られる。他の実施の形態では、デジ
タルセンサ値Dsigは処理され、フィルタリングされ、変更され、分析され、
平滑化され、結合され、平均化され、切り抜かれ、調整され(scaled)、
較正されるなどして、その後に送信機70に送られる。好ましい実施の形態では
、クロック308は10秒毎に測定をトリガする。他の実施の形態では、クロッ
ク308は、どれだけ迅速に血液グルコースが変化するか、センサ感度、送達シ
ステム14を制御するにはどれくらいの頻度で新規測定値が必要かなどに依り、
より頻度を多くまたは少なく、より速くまたはより遅く測定をトリガする。
で記述されているように、必要であれば、デジタルセンサ値Dsigを他の装置
に伝送する前に、他の型のセンサからの他のセンサ信号をデジタルセンサ値Ds
igに変換する。
入力としてグルコース(デジタルセンサ値Dsig)のみを使用する。逆に、正
常なグルコース耐性人体では、健康なβ−細胞は神経刺激、消化管ホルモン刺激
、遊離脂肪酸(FFA)の変化、蛋白質刺激などの追加の入力を利用している。
このように他の実施の形態では、上述したように、PID制御装置は1つ以上の
追加の入力で補うことができる。特別な他の実施の形態では、使用者は手作業で
、食事の開始、食事の予想炭水化物量、睡眠サイクルの開始、予想睡眠時間、運
動期間の開始、予想運動期間、運動強度推定値、などの補足情報を入力してもよ
い。その後、モデル予測制御特徴(model predictive con
trol feature)により、制御装置は補足情報を使用してグルコース
濃度の変化を予測し、それに従い出力コマンドを変更する。例えば、NGT個体
では、神経刺激によりβ−細胞は食事が始まる前に血流中にインシュリンを分泌
し始め、これは血液グルコース濃度が上昇し始める十分前である。そのために、
他の実施の形態では、使用者は食事が始まることを制御装置に知らせることがで
き、制御装置は食事を見越してインシュリンを分泌し始める。
にし、あるいは異なる制御装置アルゴリズムを選択してもよい。例えば、特別な
他の実施の形態では、個体は直ちに基本グルコースレベルに正常化することを選
択してもよく、及びβ−細胞を真似たPID制御装置を使用する代わりに、異な
る利得を有するPID制御装置、迅速なグルコース調整用のPD制御装置、など
の他の制御装置がとって代わるであろう。さらに他の実施の形態では、個体は、
いったんグルコースレベルが正常化され、食事が予想されないと、PID制御装
置の積分成分を消すことができる。他の特別な実施の形態では、使用者は制御装
置を完全に切ることを選択してもよく、そのため閉ループシステムが分離される
。閉ループシステムがインシュリン投与を制御しないと、使用者は注入装置を1
つの基本速度、可変基本速度、ボルス、などを用いてプログラムし、あるいは使
用者は手作業で必要な時に各個々の投与量を入力してもよい。
して制御装置に供給される。制御装置が使用することがある測定した身体特性に
は、血液グルコースレベル、血液及び/またはISFのpH、体温、血液中の(
アルギニン及び/またはリシンなどを含む)アミノ酸濃度、血液またはISF中
の(ガストリン、セクレチン、コレシストキニン及び/または胃抑制ペプチドな
どを含む)胃腸ホルモン濃度、血液またはISF中の(グルカゴン、成長ホルモ
ン、コルチゾール、プロゲステロン及び/またはエストロゲンなどを含む)他の
ホルモン濃度、血圧、身体運動、呼吸速度、心拍数、及び他のパラメータが包含
されるが、これらに限定されるものではない。
分泌は、アミノ酸が過剰に存在すると2倍にも増えることがある。しかし、過剰
のアミノ酸のみが存在し、血液グルコースが増加しなければ、医学生理学のテキ
ストブック(Textbook of Medical Physiology
)第8版、アーサー(Arthur)C.グイトン(Guyton)著、W.B
.サンダース(Saunders)社発行、1991年、Ch.78、pg.8
61、セクション「インシュリン分泌を刺激する他の因子」に従い、インシュリ
ン分泌は穏やかに増加するにすぎない。特別な他の実施の形態では、アミノ酸濃
度が見積もられあるいは測定され、制御装置のインシュリン応答はアミノ酸濃度
が十分高いと増加する。
ュリンが先行して増加し、これにより、β−細胞が個体の食事予想により血液グ
ルコースが増加する前にインシュリンを放出することが示唆される。特別な他の
実施の形態では、胃腸ホルモン濃度が測定あるいは推定され、食事が予想される
ことを示すほど濃度が十分高いと、制御装置コマンドは血液グルコースレベルが
変化する前でさえも体内にインシュリンを導入するように調整される。他の実施
の形態では、制御装置は他のホルモンの測定値または推定値を使用して、インシ
ュリン分泌速度を変更する。
ュリンによりグルコースを摂取する。他の実施の形態では、身体の動き、血圧、
心拍数、呼吸速度、などの生理学的パラメータを使用して、身体の激しい運動期
間を検出し、グルコース濃度を補償するために体内に注入するインシュリンの量
を減少させる(あるいは除去する)ように、制御装置に入力を提供する。
時間と共に劣化することがある。センサ感度510が変わると、センサ信号精度
は劣化する。センサ感度510が大きく変化すると、センサは再較正あるいは交
換しなくてはならない。診断信号を使用してセンサ精度が変化したかどうかを評
価してもよく、及び/または診断信号を使用して信号を調整するまたはセンサを
再較正または置換する時を示してもよい。センサ感度510が減少すると、図3
1(a)に示されるように、センサ信号を使用する測定グルコースレベル512
は実際の血液グルコースレベル514よりも少なく見積もられ、測定グルコース
レベル512と実際の血液グルコースレベル514との間の測定誤差516が時
間と共に大きくなる。センサ感度510は図31(c)に示されるようにセンサ
抵抗Rsの増加により減少する。センサ抵抗Rsは、作用電極WRKと対電極C
NTとの間で身体により与えられる抵抗であり、図7の回路図においてR1とR
2の合計として示される。センサ抵抗Rsはアナログセンサ信号Isigと対電
極電圧Vcntを測定し、抵抗を計算することにより間接的に得ることができる
。
号Isig応答は減少する。好ましい実施の形態ではアナログセンサ信号Isi
gの減少は、最後の較正以後センサ抵抗Rsが変化した量を認識し、その後、較
正アルゴリズム454において抵抗変化を使用してアナログセンサ信号値を調整
することにより補償してもよい。較正アルゴリズム454により計算した補償値
を使用してセンサアナログ信号値を増加させる。補償値は、センサ抵抗Rsの増
加に伴い、時間と共に増加する。較正アルゴリズム454はセンサ抵抗Rsの変
化と共に変動する少なくとも1つの値を含む。特別な実施の形態では、センサ抵
抗Rsが最終較正後にどれくらい変化したかを評価する前に、センサ抵抗Rs測
定値に低域フィルタを適用して高周波数ノイズを減少させる。
ば、センサ抵抗Rs2は以下のように計算してもよい。
点は電圧レベルVsetに起因し、これはセンサ間で及び/またはモニタ間で、
及び/またはアナログセンサ信号の変化に伴い変動することがある。これにより
Vsetの変動に関係するノイズ及び/またはオフセットが除去され、より正確
にセンサ抵抗を示すことができる。他の特別な実施の形態では、V0は〜0.5
35ボルトに設定される。この値は普通Vsetに使用される電圧である。さら
に他の実施の形態では、V0はVcntとIsigの対合測定から計算される。
最小2乗フィッティング法または他の曲線フィッティング法を使用して、曲線を
表す数式(典型的には直線式)を、VcntとIsigとの間の関係から導く。
その後、その曲線を外挿しIsgiが0の時のVcntの値を見出すことにより
V0を得る。図38(a−h)はV0を用いて及び用いずにセンサ抵抗を計算した
場合の比較を示したものである。図38(g)に示されているRs2の微分のプ
ロットは、図38(f)に示されたRsの微分プロットに比べより明瞭で、より
鮮明にセンサの故障を示す。このように、上述したセンサ抵抗Rsの代わりに、
あるいはそれと共に、センサ抵抗Rs2を使用してもよい。
えると、あるいはセンサ抵抗の変化速度dRs/dtが他のしきい値を超えると
センサを再較正あるいは交換する。特別な実施の形態では、センサ抵抗の変化速
度dRs/dtは、図32に示されるように2つのしきい値と比較させてもよい
。dRs/dtが「交換」しきい値を超えると、使用者にセンサを交換するよう
に警告が提供される。dRs/dtが「再較正」しきい値を超えると、使用者に
センサを再較正するように警告が提供される。
33(a)に示されるように約0.3日で著しく減少する。単一のアナログセン
サ信号Isigのみが与えられていると、使用者はアナログセンサ信号Isig
の減少が血液グルコースの減少によるものであると信じてしまう。しかし、実際
にはアナログセンサ信号Isigの降下はセンサ感度の急激な変化によるもので
ある。図33(b)において示されているセンサ抵抗Rsはアナログセンサセン
サ信号Isigが約0.3日で降下すると、増加する。図33(c)に示されて
いるセンサ抵抗の微分dRs/dtは明確に、アナログセンサ信号Isigが急
降下すると約0.3日にスパイク524を示す。センサ抵抗dRs/dtの変化
におけるスパイク524により、血液グルコースの実際の降下ではなくセンサ異
常が示される。しきい値をdRs/dtで+/−4に設定すると、使用者は約0
.3日にセンサを交換するように警告を受理した。図33(a)に示されるよう
に、センサは約1.4日まで交換されなかった。アナログセンサ信号Isigは
、約0.3日からセンサが約1.4日に交換されるまで真のグルコースレベルを
低く見積もっていた。
較正後の全時間である。他の実施の形態では、微分がとられる時間dtの量は、
過去1時間、90分、2時間などに固定される。
の積分=∫Rsd/dt)が所定の抵抗積分しきい値を超えると、センサは再較
正または交換される。このアプローチの利点は、不定期のスパイク、急な電圧レ
ベルの変動などを含む信号から発生することがあるポテンシャルノイズを排除す
る傾向があることである。好ましくは、センサ抵抗Rsの積分は、時間窓中の設
定速度(例えば1分、5分など)で得られるRs測定値に基づき、時間窓(例え
ば15分など)にわたり計算される。他の実施の形態では、時間窓はより長いま
たは短い時間でもよく、異なるサンプリング速度を使用してもよく、その選択は
ノイズ、システムの応答、制御装置において使用されるサンプリング速度などに
依る。さらに他の実施の形態では、時間窓及びサンプリング速度は時間と共に変
化させてもよい。例えば予測されたセンサ寿命の終わりに達した時、あるいはセ
ンサが劣化していることを式が示す時、などである。
「交換」しきい値を超えると、センサを交換するように使用者に警告が発せられ
る。∫Rsd/dtが「再較正」しきい値を超えると、センサを最較正するよう
に使用者に警告が発せられる。さらに他の実施の形態では、対電極電圧Vcnt
を使用して、センサ精度、センサ生物付着、センサ機能、センサ電圧動作範囲、
センサ取り付けなどの他の特性を評価する。
サの周りのISF中の局所pHの両方の測定値を使用して、注入装置用のコマン
ドを発生させる。特別な他の実施の形態では、皮下組織内に配置された単一のマ
ルチセンサ508を使用してグルコースレベルとpHの両方を測定する。3つの
電極を備え、皮下組織中に配置されたマルチ−センサ508の先を図30に示す
。作用電極502は白金黒でめっきされ、グルコースオキシダーゼ(GOX)で
コートされる。参照電極506は銀−塩化銀でコートされる。対電極504は酸
化イリジウム(IrOx)でコートされる。アナログセンサ信号Isigは、好
ましいセンサの実施の形態を用いて説明したように、グルコースオキシダーゼG
OXとISFグルコース間の反応により作用電極502で発生する。しかしなが
ら、この他の実施の形態では、ISF中のグルコースは作用電極上でグルコース
オキシダーゼGOXと反応しグルコン酸が生成するので、センサの周囲のISF
中の局所pHは減少し、これにより対電極504上の酸化イリジウムの電位が参
照電極REFに対して変化する。そのため、pHが減少すると、対電極504の
電圧が増加する。そのため、グルコース濃度が増加すると、局所pHが減少し、
これにより対電極電圧が増加する。そのため、対電極電圧を基にグルコース濃度
を見積もってもよい。グルコース濃度の対電極電圧推定値はアナログセンサ信号
Isigからのグルコースレベル推定値と比較することができる。グルコースレ
ベルの2つの推定値を重量平均により結合してもよく、あるいは1つの推定値を
単純にチェックとして使用して他の感知方法が正しく機能しているかを立証して
もよい。例えば、一定期間の間2つの推定値間の差が10%であり、その後急に
差が50%まで増加すると、センサは交換あるいは再較正する必要があるかもし
れないことを使用者に示す警告が発せられる。
てもよい。時間に伴うpHの傾向を追跡することにより、pHの劇的な変化を使
用してセンサの付近で感染が起きたことを識別してもよい。警告を使用して使用
者にセンサを交換するように通知する。
体がグルコースを使用するのを補助することができないと、身体はエネルギーの
ために脂肪を消費するようにシフトする。身体がエネルギーのためにグルコース
を使用することからほとんど排他的に脂肪を使用することにシフトすると、ケト
酸(アセト酢酸及び□−ヒドロキシ酪酸)の濃度は約1mEq/lから10mE
q/lもの高さまで増加してしまう。特別な他の実施の形態では、pHレベルは
体内のケト酸の増加を検出するために測定される。この発明の実施の形態では、
ISFレベルが低すぎると警告が使用者に発せられる。
酸と結合し、そのため身体が酸を排出することがあることである。これにより水
素イオンの量が増加し、アシドーシスが大きく増大する。重篤な場合には、急性
深呼吸、アシドーシス昏睡及び死亡にさえつながる。他の実施の形態では、イオ
ン選択性電極(ISE)を使用してナトリウム濃度の変化を検出する。特別な膜
を使用してISEをコートすると、ISEはナトリウム濃度の変化のみを感知す
る。特別な他の実施の形態では、ISEはグルコースセンサに付加された第4の
電極である。さらに他の実施の形態では、3電極システムを銀−塩化銀参照電極
REF、Ir−Ox対電極CNT、ナトリウムイオン選択性(Na ISE)作
用電極WRKと共に使用する。
度に大きく影響することがある制御装置への入力に追加されるが、制御装置への
基本入力は一般にグルコース測定値である。グルコース測定値はセンサシステム
により提供される。また、いったん制御装置がグルコース測定値を使用してコマ
ンドを発生させると、送達システムはそのコマンドを実行する。以下はセンサシ
ステムと送達システムに対する幾つかの装置の実施の形態の詳細な説明である。
ンサシステムはセンサと、必要に応じてセンサを保持するためのセンサセットと
、遠隔測定特性モニタ送信機と、センサと遠隔測定特性モニタ送信機との間で必
要に応じて電力及び/またはセンサ信号を搬送するためのケーブルと、を含む。
作製方法」と題する米国特許第5,391,250号、「改良分析センサ及びそ
の製造方法」と題する2000年2月10日に出願された米国特許出願番号第0
9/502,204号において開示されている型、あるいは共に譲渡された米国
特許第5,390,671号、第5,482,473号、第5,586,553
号において説明されているような他の典型的な薄膜センサなどの薄膜電気化学セ
ンサを含む。これらの特許及び特許出願については参照により明細書に組み込む
ものとする。米国特許第5,299,571号も参照のこと。
国特許第5,586,553号(PCT出願WO96/25088として公開)
、「経皮センサ用の挿入セット」と題する米国特許第5,954,643号(P
CT出願WO98/56293として公開)、「挿入部位への流体の除去及び送
達が可能な経皮埋め込み可能なセンサセット」と題する米国特許第5,951,
521号に説明されているようなセンサ26を支持するためのセンサセット28
を含む。これらの特許については参照により明細書に組み込むものとする。
6を介して挿入される。この針はいったんセンサが皮下組織44内に配置される
と除去され、処分される。挿入針58は、図3(c)及び図3(d)、図4に示
されるように、尖った先端59と、皮膚46中への挿入中にセンサを保持するた
めの開放溝60とを有する。針58及びセンサセット28のさらに詳細な説明は
、「経皮センサ挿入セット」と題する米国特許第5,586,553号(PCT
出願WO96/25088として公開)、「経皮センサ用の挿入セット」と題す
る米国特許第5,954,643号(PCT出願WO98/56293として公
開)において示されている。これらの特許については参照により明細書に組み込
むものとする。
ているように、皮下組織44内の組織間液(ISF)に暴露された3つの電極4
2を有する。作用電極WRK、参照電極REF及び対電極CNTを使用して、図
7に示されるように、回路を形成する。適当な電圧を作用電極WRKと参照電極
REFを横切るように供給すると、ISFは電極42間にインピーダンス(R1
及びR2)を供給する。アナログ電流信号Isigは作用電極WRKから身体を
通って(R1及びR2、合計するとRs)、対電極CNTまで流れる。好ましく
は、作用電極WRKは白金黒でめっきされ、グルコースオキシダーゼ(GOX)
によりコートされ、参照電極REFは銀−塩化銀によりコートされ、対電極は白
金黒でめっきされる。作用電極WRKでの電圧は一般に接地され、参照電極RE
Fの電圧は実質的に設定電圧Vsetに保持される。Vsetは300mVと7
00mVとの間であり、好ましくは約535mVまでである。
り、グルコースは最初にGOXと反応しグルコン酸と過酸化水素(H2O2)が発
生する。その後、作用電極WRKの表面でH2O2が水(H2O)と(O-)に分解
する。O-はセンサ電気部品から正電荷を抜き取り、このように電子をはねつけ
、電流が流れる。これにより、アナログ電流信号Isigは、センサ電極42と
接触しているISF中のグルコース濃度に比例する。アナログ電流信号Isig
は作用電極WRKから対電極CNTまで流れ、典型的にはフィルタを通ってオペ
アンプ66の低レール(low rail)に戻る。オペアンプ66への入力は
設定電圧Vsetである。グルコース濃度に伴いIsigが変化するので、オペ
アンプ66の出力は対電極CNTでの逆電圧Vcntを調整する。作用電極WR
Kの電圧は一般に接地され、参照電極REFの電圧は一般にVsetに等しく、
対電極CNTの電圧Vcntは必要に応じて変動する。
特別な実施の形態では、冗長センサが使用される、使用者は遠隔測定特性モニタ
送信機エレクトロニクスによりセンサが故障した時に通知を受ける。指示器はま
た使用者に、どのセンサがまだ機能しているか及び/またはまだ機能しているセ
ンサの数を知らせる。他の特別な実施の形態では、センサ信号は平均化あるいは
他の手段により結合される。センサ信号間の差がしきい値を超えると、使用者は
少なくとも1つのセンサを較正あるいは交換するように警告される。他の実施の
形態では、2つ以上のグルコースセンサが使用され、グルコースセンサは同じ設
計ではない。例えば、内部グルコースセンサと外部グルコースセンサを使用して
血液グルコースを同時に測定してもよい。
てもよい。特別な他の実施の形態では、センサシステムは「微小貫通(micr
opiercing)部材を備えた挿入セットとその使用方法」と題する199
9年12月13日に出願された米国特許出願番号第09/460,121号にお
いて説明されているような顕微針分析物サンプリング装置である。この出願につ
いては参照により明細書に組み込むものとする。あるいはセンサシステムは米国
特許第5,497,772号、第5,660,163号、第5,791,344
号、第5,569,186号において説明されているような内部グルコースセン
サ及び/または米国特許第6,011,984号において説明されているような
蛍光を使用するグルコースセンサである。これらの特許は全て参照により明細書
に組み込むものとする。他の実施の形態では、センサシステムは特許協力条約出
願第WO99/29230号において説明されているような他の感知テクノロジ
ー、光線、導電率、ジェットサンプリング、微量透析(micro dialy
sis)、マイクロポレーション(micro−poration)、超音波サ
ンプリング、逆イオン導入などを使用する。さらに他の実施の形態では、作用電
極WRKのみを皮下組織内に配置しISFと接触させ、対CNT及び参照REF
電極は身体の外に配置し皮膚と接触させる。特別な実施の形態では、図34(a
)に示されるように、対電極CNT及び参照電極REFはモニタハウジング51
8の表面上に配置され、遠隔測定特性モニタの一部として皮膚に固定される。他
の特別な実施の形態では、対電極CNT及び参照電極REFは、ワイヤを電極ま
で延ばし電極を皮膚にテーピングする、皮膚に接触する時計の下側に電極を組入
れるなど、他の装置を使用して皮膚に固定される。さらに他の実施の形態では、
冗長のために2つ以上の作用電極WRKが皮下組織内に配置される。さらに他の
実施の形態では、対電極は使用されず、参照電極REFは皮膚に接触して身体の
外側に配置され、1以上の作用電極WRKがISF中に配置される。モニタハウ
ジング520上に参照電極REFを配置することにより実現されるこの実施の形
態の一例を図34(b)に示す。他の実施の形態では、ISFは個体の身体から
採取され、体内に実装されていない外部センサ上を流れる。
トプラグ及びケーブル」と題する1999年2月25日に出願された米国特許出
願番号第60/121,656号において説明されている型である。この出願に
ついては参照により明細書に組み込むものとする。他の実施の形態では、nA電
流を搬送するための遮蔽、低ノイズケーブル、光ファイバケーブル、などの他の
ケーブルを使用してもよい。他の実施の形態では、短いケーブルを使用してもよ
く、あるいはセンサを直接装置に接続してもよくケーブルは必要ない。
モニタシステムとその使用方法」と題する1999年12月17日に出願された
米国特許出願番号第09/465,715号(「遠隔測定特性モニタシステム」
と題し、PCT出願WO00/19887号として公開)において説明されてい
る型であり、図3(a)及び図3(b)に示されるようにセンサセット28に接
続される。この出願については参照により明細書に組み込むものとする。
装置ハウジングに直接接続され、これにより遠隔測定特性モニタ送信機30が必
要なくなる。注入装置はセンサ26を動作させセンサ信号値を保存する電源と電
気部品とを含む。
する更新またはリクエストを受信し、あるいは情報が正しく受信されたことを示
す確認(ハンドシェーク信号)を受信する受信機を含む。特に、遠隔測定特性モ
ニタ送信機は注入装置から確認信号を受信しないと、情報を再び送る。特別な他
の実施の形態では、注入装置は周期的に血液グルコース値または他の情報を受信
することを予想する。予測された情報が必要な時に供給されないと、注入装置は
「起きろ(wake−up)」信号を遠隔測定特性モニタ送信機に送り、情報を
再び送らせる。
ド22が発生し、注入装置34が動作する。好ましい実施の形態では、一般に米
国特許第4,562,751号、第4,678,408号、第4,685,90
3号、及び「遠隔プログラミング、ボルス推定量(estimator)及び/
または振動能力を備えた外部注入装置」と題する1999年6月17日に出願さ
れた米国特許出願番号第09/334,858号(PCT出願番号WO00/1
0628号として公開)において説明されているように、外部型の半自動薬物注
入装置が使用される。これらの特許及び特許出願については参照により明細書に
組み込むものとする。他の実施の形態では、一般に米国特許第4,373,52
7号及び第4,573,994号において説明されているような埋め込み可能な
自動薬物注入装置が使用される。これらの特許出願については参照により明細書
に組み込むものとする。
ログ(Humalog、登録商標)リスプロ(lispro)インシュリンを含
む。その代わりに、他の型のインシュリンを使用してもよく、例えば、フマリン
(Humalin、登録商標)、ヒトインシュリン、ウシインシュリン、ブタイ
ンシュリン、同族体、あるいは「単量体蛋白質の送達のための方法および組成物
」と題する米国特許第5,807,315号及び「ポリペプチド調合物を安定化
するための混合緩衝系」と題する2000年1月24日に出願された米国特許出
願番号第60/177,897号において説明されているインシュリン型などの
他のインシュリンなどが挙げられる。これらの特許及び特許出願については参照
により明細書に組み込むものとする。さらに他の実施の形態では、「多様な薬物
糖尿病治療」と題する1999年6月25日に出願された米国特許出願番号第0
9/334,676号において説明されているポリペプチド、「小分子インシュ
リン擬似物質の注入装置及び方法」と題する5/8/00に出願された米国特許
出願番号第09/566877号において説明されているような小分子インシュ
リン擬似物質などの他の成分をインシュリンに添加する。これらの2つの特許出
願については参照により明細書に組み込むものとする。
リン装置34から注入セット38まで搬送する。他の実施の形態では、注入管は
インシュリン24を注入装置34から直接体内20に搬送する。さらに他の実施
の形態では、例えば注入装置が直接皮膚に取り付けられ、インシュリン24がイ
ンシュリン装置からカニューレまたは針を通って体内に直接流れる場合、注入管
は必要ない。他の実施の形態では、注入装置は身体内部にあり、インシュリンを
注入装置位置から離れたところに搬送するのに注入管を使用してもしなくてもよ
い。
ト」と題する米国特許第4,755,173号において説明されている型である
。この特許については参照により明細書に組み込むものとする。他の実施の形態
では、デセトロニック(Desectronic)のラピッド(Rapid)セ
ット、ミニメッド(MiniMed)のシルホッテ(Silhouette)な
どの他の注入セットを使用してもよい。さらに他の実施の形態では、例えば注入
装置が内部注入装置である、あるいは注入装置が直接皮膚に取り付けられる場合
、注入セットは必要ない。
装置12は遠隔測定特性モニタ送信機30と注入装置34の両方に連絡された補
助装置内に配置される。補助装置の例としては、「医療装置を備えた手持ち式の
パーソナルデータアシスタント(PDA)とその使用方法」と題する2000年
1月20日出願された米国特許出願番号第09/487,423号(参照により
明細書に組み込むものとする)において説明されているような手持ち式のパーソ
ナルデジタルアシスタント、コンピュータ、遠隔測定特性モニタ送信機30に取
りつけることができるモジュール、注入装置34に取りつけることができるモジ
ュール、「遠隔プログラミング、ボルス推定量及び/または振動能力を備えた外
部注入装置」と題する1999年6月17日に出願された米国特許出願番号第0
9/334,858号(PCT出願WO 00/10628として公開。参照に
より明細書に組み込むものとする)において説明されているようなRFプログラ
マーなどが挙げられる。特別な実施の形態では、補助装置はポスト較正フィルタ
、ディスプレイ、記録計、及び/または血液グルコース計測器を含む。さらに他
の実施の形態では、補助装置は使用者が注入装置34、及び/またはボタン、キ
ーボード、タッチスクリーンなどの遠隔測定特性モニタ送信機30に伝達される
情報を追加するまたは変更するための方法を含む。
合されたコンピュータである。分析物モニタは遠隔測定特性モニタ送信機30か
らのRF信号を受信し、その信号を保存し、必要に応じてその信号をコンピュー
タにダウンロードする。RFプログラマーは制御信号を注入装置34に送り、イ
ンシュリン注入速度を再プログラムする。分析物モニタ及びRFプログラマーは
どちらも別個の伝達ステーションに配置される。伝達ステーションはIR送信機
及びIR受信機を含み、分析物モニタ及びRFプログラマーと連絡する。センサ
信号値は遠隔測定特性モニタ送信機30を介して伝達ステーションの1つに配置
された分析物モニタに伝送される。その後、センサ信号値は第1の伝達ステーシ
ョンにあるIR受信機を介してコンピュータに伝達される。コンピュータは1つ
以上のフィルタ、較正器、制御装置によりセンサ信号値を処理してコマンド22
を発生させる。コマンドは第2の伝達ステーションに送られ、その伝達ステーシ
ョンのIR送信機によりRFプログラマーに送られる。最後に、RFプログラマ
ーはコマンド22を注入装置34に伝送する。伝達ステーション、分析物モニタ
及び注入装置34は「注入ポンプ、分析物モニタ、分析物計測器などとのインタ
ーフェースをとるための伝達ステーション」と題する1999年9月29日に出
願された米国特許出願第09/409,014号(PCT出願WO 00/18
449として公開)に説明されている型であってもよい。この出願については参
照により明細書に組み込むものとする。その代わりに、RFプログラマーを省略
してもよく、注入装置を伝達ステーションに配置してもよく、あるいは注入装置
はRFプログラマー及び/または伝達ステーションを使用せずにコマンドを受信
してもよい。
であれば多くの変更が可能であることは理解されるであろう。添付の請求の範囲
はこの発明の範囲と精神内であればそのような変更を含むものである。
り限定するものではないと考えられる。この発明の範囲は、前述の説明ではなく
添付の請求の範囲により示される。そのため、請求の範囲が意味するもの及び等
価なものの範囲内であれば全ての変更はこの請求の範囲に含まれる。
ブロック図である。
ウエアの正面図である。
ンサシステムの斜視図である。
。
グルコースセンサシステムのセンサセットの斜視図である。
バドアを備える注入装置の上面図である。
注入セットの側面図である。
図である。
た図である。
た他の図である。
た図である。
システムに対するA/D変換器の詳細なブロック図である。
オプションを備えた図10のグルコースセンサシステムに対するA/D変換器の
詳細なブロック図である。
した図10のI−F A/D変換器の回路図である。
した図10のI−F A/D変換器の他の回路図である。
した図10のI−F A/D変換器の更に他の回路図である。
回路図である。
10のグルコースセンサシステムのブロック図である。
のデジタルセンサ値Dsigへの影響のチャートである。
応答チャートである。
けた及びフィルタをかけていないセンサ信号のプロットである。
の一部のクローズアップである。
トと注入セットの断面図である。
er)フィルタの周波数応答チャートである。
定値と比較した時間遅延較正前後のデジタルセンサ値Dsigのプロットである
。
の図である。
答する、正常なグルコース耐性(NGT)個体におけるインシュリン濃度のプロ
ットである。
クランプに対する比例インシュリン応答の図である。
クランプに対する積分インシュリン応答の図である。
クランプに対する微分インシュリン応答の図である。
クランプに対する比例、積分、微分インシュリン応答を結合させた図である。
スクランプに対するインシュリン応答のプロットである。
ス摂取速度の棒グラフである。
クに基づくインシュリン注入によりグルコースレベルを制御する閉ループシステ
ムのブロック図である。
一部の詳細なブロック図である。
ースクランプに対する2つの異なる正常なグルコース耐性(NGT)個体の測定
インシュリン応答のプロットである。
ルコース計測器読み取りと比較した2つの異なるグルコースセンサ出力のプロッ
トである。
クランプに応答する制御装置により命令されたインシュリン濃度と比較した血中
の実際のインシュリン濃度のプロットである。
定するためのマルチセンサの一端の上面図である。
測定した血液グルコースと比較した血液グルコースの代表的な図である。
わたるセンサ感度の代表的な図である。
わたるセンサ抵抗の代表的な図である。
ンサを再較正するあるいは交換する時を決定するブロック図である。
信号Isigのプロットである。
わたるセンサ抵抗のプロットである。
の微分のプロットである。
図である。
の底面図である。
GT)個体におけるグルコースクランプに対する血漿インシュリン応答の図であ
る。
わりに皮下組織にインシュリンを送達させることにより遅れが生じた場合の、図
35(a)の血漿インシュリン応答の図である。
流中に直接送達した後の時間に伴う血漿インシュリン濃度の図である。
下組織に送達した後の時間に伴う血漿インシュリン濃度の図である。
ィルタとを追加した図26の閉ループシステムのブロック図である。
定値とVia測定値のプロットである。
電極電圧Vcntのプロットである。
サ感度のプロットである。
s1の計算プロットである。
s2の計算プロットである。
のセンサ抵抗Rs1の微分のプロットである。
のセンサ抵抗Rs2の微分のプロットである。
した時のプロットである。
Claims (37)
- 【請求項1】 使用者の体内のグルコースレベルを測定するセンサシステム
と、 前記測定したグルコースレベルを使用してコマンドを発生させる制御装置と、 前記コマンドに応答して体内にインシュリンを注入するインシュリン注入シス
テムと、 を備える使用者の体内の血液グルコース濃度を制御するための閉ループ注入シ
ステム。 - 【請求項2】 使用者の状態をモニタするためのセンサを含み、前記使用者
の状態を表すセンサ信号を発生させるセンサシステムであって、前記センサ信号
は制御装置入力を発生させるために使用されるセンサシステムと、 前記制御装置入力を使用してコマンドを発生させる制御装置と、 前記使用者に液体を注入する送達システムであって、前記送達システムの動作
は前記コマンドに影響される送達システムと、 を備える使用者に流体を注入するための閉ループ注入システム。 - 【請求項3】 前記使用者の状態はグルコース濃度であり、前記液体はイン
シュリンを含む請求項2記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項4】 前記センサは組織間液と接触する皮下センサである請求項3
記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項5】 前記センサシステムには2つ以上のセンサが含まれる請求項
3記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項6】 前記センサシステムは前記センサ信号を用いて発せられたメ
ッセージを送達システムに送り、前記メッセージは制御装置入力を発生させるた
めに使用される請求項3記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項7】 前記センサシステムの大部分は使用者の体内にある請求項3
記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項8】 前記センサシステムの大部分は使用者の体外にある請求項3
記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項9】 前記送達システムの大部分は使用者の体内にある請求項3記
載の閉ループ注入システム。 - 【請求項10】 前記送達システムの大部分は使用者の体外にある請求項3
記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項11】 前記センサ信号はデジタルセンサ値を発生させるために使
用され、制御装置入力を生成するために、前記デジタルセンサ値は1つ以上の前
フィルタと、1つ以上のフィルタと、1つ以上の較正器と、1つ以上のポスト較
正フィルタを含む部品の群の少なくとも1つにより処理される請求項3記載の閉
ループ注入システム。 - 【請求項12】 前記1つ以上の前フィルタは一群のデジタルセンサ値を使
用し、前記一群のデジタルセンサ値の少なくとも一部を使用してパラメータを計
算し、前記パラメータに関して1つ以上のしきい値を確立し、前記群内の各デジ
タルセンサ値を前記1つ以上のしきい値と比較し、前記1つ以上のしきい値の外
側にあるどのデジタルセンサ値も変化させる請求項11記載の閉ループ注入シス
テム。 - 【請求項13】 前記1つ以上の前フィルタは前記デジタルセンサ値を1つ
以上のしきい値と比較し、1つ以上のデジタルセンサ値が少なくとも1つのしき
い値の外側にあるとフラグをたてる請求項11記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項14】 前記1つ以上のフィルタは少なくとも1つのFIRフィル
タである請求項11記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項15】 前記少なくとも1つのFIRフィルタは少なくとも7次F
IRフィルタである請求項14記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項16】 前記少なくとも1つのFIRフィルタは0から約2サイク
ル/時間と5サイクル/時間との間までの周波数に対する通過帯域と、選択した
通過帯域周波数の1.2から3倍までの阻止帯域とを有する請求項14記載の閉
ループ注入システム。 - 【請求項17】 前記少なくとも1つのFIRフィルタは0から約2サイク
ル/時間と10サイクル/時間との間までの周波数に対する通過帯域と、選択し
た通過帯域周波数の1.2から3倍までの阻止帯域とを有する請求項14記載の
閉ループ注入システム。 - 【請求項18】 前記少なくとも1つのFIRフィルタは0から10サイク
ル/時間以下までの周波数に対する通過帯域を有する請求項14記載の閉ループ
注入システム。 - 【請求項19】 前記少なくとも1つのFIRフィルタは0から30分の間
の時間遅延を補償する請求項14記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項20】 前記少なくとも1つのFIRフィルタは3から10分の間
の時間遅延を補償する請求項14記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項21】 前記グルコース濃度が望ましい基本グルコース濃度より高
いと前記制御装置は1つ以上の制御装置利得の第1の組を使用し、前記グルコー
ス濃度が望ましい基本グルコース濃度より低いと前記制御装置は1つ以上の制御
装置利得の第2の組を使用する請求項3記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項22】 前記グルコース濃度が増加し、1つ以上の制御装置利得の
第2の組は減少していると、前記制御装置は1つ以上の制御装置利得の第1の組
を使用する請求項3記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項23】 前記グルコース濃度が望ましい基本グルコース濃度より高
く、前記グルコース濃度が増加していると前記制御装置は1つ以上の制御装置利
得の第1の組を使用し、前記グルコース濃度が望ましい基本グルコース濃度より
高く、前記グルコース濃度が減少していると前記制御装置は1つ以上の制御装置
利得の第2の組を使用し、前記グルコース濃度が望ましい基本グルコース濃度よ
り低く、前記グルコース濃度が増加していると前記制御装置は1つ以上の制御装
置利得の第3の組を使用し、前記グルコース濃度が望ましい基本グルコース濃度
より低く、前記グルコース濃度が減少していると前記制御装置は1つ以上の制御
装置利得の第4の組を使用する請求項3記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項24】 使用者のグルコース濃度をモニタするためのセンサを含み
、前記使用者の前記グルコース濃度を表すセンサ信号を発生させるセンサシステ
ムであって、前記センサ信号は制御装置入力を発生させるために使用されるセン
サシステムと、 前記制御装置入力を使用してコマンドを発生させる比例プラス積分プラス微分
(PID)制御装置と、 前記使用者にインシュリンを含む液体を注入する送達システムであって、前記
送達システムの動作は前記コマンドに影響される送達システムと、 を備える使用者に流体を注入するための閉ループ注入システム。 - 【請求項25】 前記制御装置は前記使用者からの手作業による1つ以上の
入力により影響される請求項24記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項26】 前記使用者からの手作業による1つ以上の入力には、食事
の開始、食事中の炭水化物の数、前記使用者の身体運動の開始、前記使用者の身
体運動期間、前記使用者の睡眠の開始、前記使用者の睡眠期間からなる群の少な
くとも1つが含まれる請求項24記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項27】 1つ以上の制御装置利得は、前記制御装置により発せられ
る前記コマンドにより前記送達システムがグルコース濃度に応じて、健康で正常
に機能する膵臓をもつ個体内でβ細胞がインシュリンを放出する速度に類似する
速度で、前記使用者の体内にインシュリンを注入するように選択される請求項3
記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項28】 1つ以上の制御装置利得は、健康で正常に機能する膵臓を
持つ少なくとも1つの個体のインシュリン応答を測定する工程と、少なくとも1
つの個体のインシュリン応答に大体適合するコマンドを引き起こす制御装置利得
を計算する工程と、を含む方法により選択される請求項27記載の閉ループ注入
システム。 - 【請求項29】 前記制御装置は2つ以上の測定された身体特性の入力によ
り影響される請求項3記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項30】 前記2つ以上の測定された身体特性には、1つ以上のアミ
ノ酸濃度、1つ以上の胃腸ホルモン濃度、1つ以上の他のホルモン濃度、血液p
H、組織間液(ISF)pH、1つ以上の血液グルコース濃度、1つ以上の組織
間液(ISF)グルコース濃度を含む1群からの1つ以上の測定された身体特性
が含まれる請求項29記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項31】 前記センサはグルコース濃度とpHの両方を測定するマル
チセンサである請求項3記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項32】 前記センサシステムは前記センサ信号の他に診断信号を発
生させ、前記診断信号は前記センサ信号の精度が減少した時を示すために使用さ
れる請求項2記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項33】 1つ以上の制御装置利得は、前記制御装置が発する前記コ
マンドにより、前記送達システムが、グルコース濃度に応答して、前記使用者の
血流中のインシュリン濃度プロファイルが健康で正常に機能する膵臓を持つ個体
内でのインシュリンβ細胞の放出により作成されるインシュリン濃度プロファイ
ルに類似するような速度で、前記使用者の体内にインシュリンを注入するように
選択される請求項3記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項34】 前記微分利得KDは正常なグルコース耐性(NGT)個体
から測定された第1段階インシュリン応答(φ1)を用いて計算される請求項3
記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項35】 1つ以上の制御装置利得は1つ以上の制御装置利得の比率
から計算される請求項3記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項36】 ポスト制御装置進み遅れ補償器が使用され、前記制御装置
が発する前記コマンドが変更され、これにより、前記送達システムが、グルコー
ス濃度に応答して、前記使用者の血流中のインシュリン濃度プロファイルが健康
で正常に機能する膵臓を持つ個体内でのインシュリンβ細胞の放出により作成さ
れるインシュリン濃度プロファイルに類似するような速度で、前記使用者の体内
にインシュリンを注入する請求項3記載の閉ループ注入システム。 - 【請求項37】 ポスト制御装置進み遅れ補償器が使用され、前記制御装置
が発する前記コマンドが変更され、使用者の血流に直接ではなく使用者の組織に
インシュリンを注入することにより生じたインシュリン伝達遅れが補償される請
求項3記載の閉ループ注入システム。
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