JP2005237484A - 血糖値測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】温度測定に基づいて無侵襲に血糖値測定を行う。
【解決手段】体表面に由来する複数の温度を測定し、体表面からの熱放散に関する情報を得る熱量測定部と、血中酸素量に関する情報を得る酸素量測定部と、前期複数の温度及び前記血中酸素量に各々対応するパラメータと血糖値との関係を記憶する記憶部と、前記熱量測定部及び前記酸素量測定部から入力される複数の測定値を前記パラメータへ変換し、前記パラメータを前記記憶部に記憶した前記関係に適用して血糖値を演算する演算部とを有する血糖値測定装置。
【選択図】図２

Description

本発明は、採血せずに生体中のグルコース濃度を測定する無侵襲血糖値測定装置に関する。

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）。

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）。
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 Can. J. Physiol. Pharmacol., "Diabetes mellitus and thermoregulation", by A.R. Scott, T. Bennett, I.A. MacDonald, 1987, 65, 1365-1376 米国特許第５，９２４，９９６号公報 米国特許第５，７９５，３０５号公報 特開２０００−２５８３４３号公報 特開平１０−３３５１２号公報 特開平１０−１０８８５７号公報

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。

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。

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。

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ることができることを見出し、本発明を完成した。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て行うことができる。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。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。なお、血中ヘモグロビン濃度及び血中ヘモグロビン酸素飽和度に関するパラメータに関しては、特に測定を行わず予め記憶した定数を用いても測定精度を大きく損なうことはない。血流量に関するパラメータは、皮膚からの熱移動量を測定することにより求めることができる。

本発明による血糖値測定装置は、一例として、体表面に由来する複数の温度を測定し、体表面からの熱放散に関する対流伝熱量と輻射伝熱量との算出に用いる情報を得る熱量測定部と、血中酸素量に関する情報を得る酸素量測定部と、複数の温度及び血中酸素量に各々対応するパラメータと血糖値との関係を記憶した記憶部と、熱量測定部及び酸素量測定部から入力される複数の測定値を前記パラメータへ各々変換し、前記パラメータを記憶部に記憶した前記関係に適用して血糖値を演算する演算部と、演算部によって算出された血糖値を表示する表示部と、測定の開始を指示する測定開始ボタンと測定開始の指示以外の制御を行う制御ボタンとからなる複数の操作ボタンと、操作ボタンからの入力信号を処理するボタン信号処理用フィルター機構とを備え、酸素量測定部は、血流量に関する情報を得る血流量測定部と、血中のヘモグロビン濃度、ヘモグロビン酸素飽和度を得る光学測定部とを有し、血流量測定部は、体表面接触部と、体表面接触部に隣接して設けられた隣接温度検出器と、体表面接触部から離れた位置の濃度を検出する間接温度検出器と、体表面接触部と間接温度検出器とをつなげる熱伝導部材を有する。

本発明による血糖値測定装置の他の構成例では、環境温度を測定する環境温度測定器と、体表面が接触する体表面接触部と、体表面からの輻射熱を測定する輻射熱検出器と、体表面接触部に接して設けられる熱伝導部材と、体表面接触部に隣接して設けられた隣接温度検出器と、熱伝導部材に隣接しかつ体表面接触部から離れた位置に設けられ、体表面接触部から離れた位置の温度を検出する間接温度検出器と、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、隣接温度検出器、間接温度検出器、環境温度測定器、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、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、演算部から出力される血糖値を表示する表示部と、測定の開始を指示する測定開始ボタンと測定開始の指示以外の制御を行う制御ボタンとからなる複数の操作ボタンと、操作ボタンからの入力信号を処理するボタン信号処理用フィルター機構とを備える。

本発明による血糖値測定装置は、他の構成例として、環境温度を測定する環境温度測定器と、体表面が接触する体表面接触部と、体表面からの輻射熱を測定する輻射熱検出器と、体表面接触部に接して設けられる熱伝導部材と、体表面接触部に隣接して設けられた隣接温度検出器と、熱伝導部材に隣接しかつ体表面接触部から離れた位置に設けられ、体表面接触部から離れた位置の温度を検出する間接温度検出器と、血中のヘモグロビン濃度とヘモグロビン酸素飽和度に関する情報を記憶した記憶部と、隣接温度検出器、間接温度検出器、環境温度測定器、輻射熱検出器の出力を複数の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、演算部から出力される血糖値を表示する表示部と、測定の開始を指示する測定開始ボタンと測定開始の指示以外の制御を行う制御ボタンとからなる複数の操作ボタンと、操作ボタンからの入力信号を処理するボタン信号処理用フィルター機構とを備える。

ボタン信号処理用フィルター機構は、測定待機中、測定開始ボタン以外の操作ボタンからの入力信号を無効化し、測定中、全ての操作ボタンからの入力信号を無効化する。また、測定開始ボタンは装置の電源ボタンを兼用していてもよい。

本発明によると、無侵襲測定でありながら従来の侵襲法と変わらない精度で血糖値を求めることが可能になる。

以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。
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、その主要な要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、他の主要な要因である輻射による熱放散量はシュテファン・ボルツマンの法則より体表温の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。

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。

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に説明する。

図１は、ある程度の熱容量を有する固体ブロックを体表面に一定時間接触してから離したときの、体表面からブロックへの熱移動を説明するモデル図である。ブロックの材質はプラスチック等の樹脂、例えば塩化ビニルとすることができる。ここでは、ブロックの体表面と接触した部分の温度Ｔ_１の時間変化と、ブロック上の体表面から離れた位置における温度Ｔ_２の時間変化に着目する。血流量は主に温度Ｔ_２（ブロック上の空間的に離れた点の温度）の時間変化を追跡することで推定することができる。以下に詳細を説明する。

ブロックが体表面と接触する前には、ブロックの２点の温度Ｔ_１，Ｔ_２は室温Ｔ_ｒに等しい。体表温Ｔ_ｓが室温Ｔ_ｒより高い場合、ブロックが体表面と接触すると、温度Ｔ_１は皮膚からの熱移動によって速やかに上昇し、体表面温度Ｔ_ｓに近づく。一方、温度Ｔ_２は、ブロック内を伝導してきた熱がブロック表面から放熱されるため、Ｔ_１よりも減衰され、かつ穏やかに上昇する。温度Ｔ_１，Ｔ_２の時間変化は、体表面からブロックへの熱移動量に依存する。体表面からブロックへの熱移動量は、皮膚下を流れる毛細血管中の血流量に依存する。毛細血管を熱交換器とみなせば、毛細血管から周囲の細胞組織への熱伝達係数は、血流量の関数として与えられる。従って、温度Ｔ_１，Ｔ_２の時間変化を追跡することによって、体表面からブロックへの熱移動量を測定すれば、毛細血管から細胞組織への熱伝達量を推定でき、これから血流量を推定することが出来る。従って、Ｔ_１，Ｔ_２の温度変化を時間的に追跡することによって、体表面からブロックへの熱移動量を測定すれば、毛細血管から細胞組織への熱伝達量を推定でき、これから血流量を推定することが出来る。

図２は、ブロックにおける体表面と接触した部分の温度Ｔ_１、および体表面接触位置から離れたブロック上の位置の温度Ｔ_２の測定値の時間変化を示す図である。ブロックを体表面に接触させるとＴ_１測定値は速やかに立ち上がり、離すと緩やかに立ち下がる。

図３には、輻射温度検出器によって測定した温度Ｔ_３の測定値の時間変化を示す。温度Ｔ_３としては体表面からの輻射による温度を測定するので、他のセンサよりも温度変化に対して敏感に反応する。輻射熱は電磁波として伝播するものであるから、瞬時に温度変化を伝えることができるものである。

つづいて、時刻ｔ_startと時刻ｔ_endの間のＴ_１測定値をＳ字曲線、例えばロジスティック曲線で近似する。ロジスティック曲線は温度をＴ、時刻をｔとして、下記の式で表される。

非線形最小二乗法により係数ａ，ｂ，ｃ，ｄを求めることで測定値を近似することができる。求めた近似式に対して、Ｔを時刻ｔ_startから時刻ｔ_endで積分した値をＳ_１とする。

同様にして、Ｔ_２測定値から積分値Ｓ_２を算出する。このとき、（Ｓ_１−Ｓ_２）が小さいほど、指表面からＴ_２の位置への熱移動量が大きいことを意味する。また、（Ｓ_１−Ｓ_２）は指接触時間ｔ_ＣＯＮＴ（＝ｔ_end−ｔ_start）が長いほど大きくなる。そこで、ｅ_５を比例係数として、ｅ_５／（ｔ_ＣＯＮＴ×（Ｓ_１−Ｓ_２））を血流量を示唆するパラメータＸ_５とする。

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）、体表面温度、体表面に接触されるブロックの温度変化、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。

図４は、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。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Ｔ_１とＴ_２の時間変化を測定する。別途、体表面の輻射温度Ｔ_３と室温Ｔ_４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Ａ_１，Ａ_２を測定する。温度Ｔ_１，Ｔ_２，Ｔ_３，Ｔ_４から血流量に関するパラメータが得られる。温度Ｔ_３から輻射伝熱量に関するパラメータが得られ、温度Ｔ_３と温度Ｔ_４から対流伝熱量に関するパラメータが得られる。また吸光度Ａ_１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Ａ_１とＡ_２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。

Ｔ_１の温度変化を時間的に観察することで、ブロックに体表面が触れたタイミングを検知する。温度変化の変化量を計算し、その変化量がある閾値の間に入っている場合には体表面が触れたと判定する。変化量は体表面からブロックに伝わる熱移動量と比例関係にある。熱は血液によってもたらされるので、血流量が多い人は傾きが大きくなり、血流量が少ない人は変化量が小さくなる。ただし、人間が取りえる血流量には範囲があり、それに伴い変化量にも範囲がある。たとえば運動後には血流量は増え、安静時には血流量は減少する。

一方、Ｔ_３の温度変化を観察することで、ブロックから体表面が離れたタイミングを検知する。Ｔ_１では体表面が離れてもブロックに熱が残り大きな温度変化が生じないため、体表面がタイミングの検知にはＴ_３を用いる方が精度が向上する。

次に、本発明の原理に従って無侵襲血糖値測定を実現する具体的な装置構成について説明する。

図５は、本発明による無侵襲血糖値測定装置の上面図と側断面図である。この装置では、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。

装置上面には、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などを表示する表示部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。このなかの一つたとえば１１ｄが測定開始ボタンである。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。また、色で装置の状態や測定タイミングなどを知らせるＬＥＤ１９と、音で装置の状態や測定タイミングを知らせるブザーがある。

装置断面図を用いて装置内部を説明する。測定部１２には体表面を置くための体表面接触部５１と、室温などを測定する温度センサ部５３、光学センサ部１８がある。センサはセンサケース５４で覆われ、センサとセンサカバーは基盤５６ａに装着されている。表示部とＬＥＤは基盤５６ｂに固定されている。基盤５６ｃは外ケース５７に固定されている。基盤５６ｃには基盤５６ａや基盤５６ｂのほかに、測定データを計算する演算部や各部を統括制御する制御部を備えた、マイクロプロセッサ５５も装着されている。

装置の電源を投入して測定開始ボタン１１ｄを指などで押すと、測定開始ボタン１１ｄの信号がオンになってマイクロプロセッサ５５に入力される。さらに、測定部１２に指などの体表面が接触したときの信号がマイクロプロセッサ５５に入力されると、マイクロプロセッサ５５は測定用の制御ルーチンを開始する。このとき、液晶表示部にカウントダウンが表示される。カウントダウンと同時期に信号用ＬＥＤを点灯させてもよい。また、カウントダウンの間には測定用の発光ダイオードが点灯される。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。なお、測定開始１１ｄボタンを一定時間、例えば３秒以上長押しすることで装置の電源を投入するようにして、測定開始１１ｄボタンが電源スイッチを兼用するようにしてもよい。

測定部から指が離れると、装置はそのタイミングの良し悪しを判断して、そのタイミングが適当なとき、液晶表示部に「データ処理中」が表示される。液晶表示部に「指を離してください」と表示される前に指を離すと、液晶表示部に「指はカウントダウン終了前に離さないで下さい」と表示され、５秒以上経過して離した場合は、液晶表示部に「指はカウントダウン終了後速やかに離してください」と表示される。このとき、測定開始１１ｄボタンを押すことでエラーメッセージを解消しても良い。正常に指置き、指離しが実施されると、装置は血糖値を液晶表示部に表示する。

電源を切断する際には、電源スイッチを押すが、測定開始１１ｄボタンで電源スイッチを兼用する場合には、測定開始１１ｄボタンを例えば３秒以上長押しすることで電源が切れるように設計する。また、測定部に指を、例えば０．３から１．０秒の間に２回小刻みに置くことで、電源を切断するように設計しても良い。

このように、体表面が例えば指であったときに、指一本の動作で測定開始から終了まで装置を動作させることができる。さらに電源の投入、切断までの操作も指一本で実施することもできる。図６に指動作をトリガーにした測定のフローを示す。

ボタン１１ａ，１１ｂ，１１ｃは血糖値測定以外の機能である時間設定や履歴参照などを実施するための設定ボタンである。装置の電源を投入した後に、装置はウォーミングアップを開始する。ウォーミングアップを開始して３０秒以上経過すると装置は初期状態になる。このタイミングでボタン１１ａ，１１ｂ，１１ｃのいずれかが押されると、装置は測定以外の機能モードに移行する。初期状態から所定の時間が経過すると、装置は測定待ちの状態になる。この測定待ちの待機状態のとき、設定用ボタン１１ａ，１１ｂ，１１ｃが押されても装置はこのボタン入力を無視し、測定待ちの状態を継続する。この機能を達成するために装置にはボタン信号処理用フィルターがある。測定開始ボタン１１ｄの入力がＯＮのとき、ボタン信号処理用フィルターは常にボタン１１ａ，１１ｂ，１１ｃからの入力信号を無効にする。

測定が開始されたときには、ボタン信号処理用フィルターのモードが切り替わり、全てのボタン入力信号を無効にする。したがって、測定中にはどのボタンが押されても装置は測定を中断することは無い。測定開始から１０秒以下でかつ指が測定部１２に置かれているときは、測定を継続する。すなわち、測定開始から任意の時間（１０秒程度以下）、指が測定部１２に置かれていることを、Ｔ_１の温度変化やＴ_３の温度変化等を検出する検出器群からなる指接触認識機構により判定し、測定を継続するための信号として扱うことができる。測定が終了したら、装置は血糖値を計算して、ディスプレイに血糖値を表示する。

図７に、ボタン入力に伴う装置の動作フローを示す。ここでは、測定開始ボタン１１ｄが電源スイッチを兼ねているものとして説明する。また、他のボタン１１ａ，１１ｂ，１１ｃは装置の設定や履歴参照などに利用するボタンであるとする。

血糖値測定を行う被検者は、最初にボタン１１ｄを３秒以上長押しする。この操作によって、装置の電源が入る。すると、装置は自動的に３０秒間のウォーミングアップを開始し、初期状態になる。このタイミングで、ボタン１１ａ，１１ｂ，１１ｃのいずれかを押すと、装置の設定を行うための設定機能モードに移行する。装置設定が終了すると、再び初期状態に戻る。初期状態の後、装置は測定のための待機状態になる。待機状態になると、ボタン信号処理用フィルター機構がＯＮになり、ボタン１１ｄ以外のボタン入力を受け付けなくなる。その後、ボタン１１ｄを押し、測定部に指を置くと、装置はそれを検知して測定を開始する。測定が開始されると、ボタン信号処理用フィルター機構の働きにより、全てのボタン１１ａ，１１ｂ，１１ｃ，１１ｄの入力を無効にする。その後、測定が終わって、演算された血糖値が液晶表示部に表示されると、ボタン信号処理用フィルター機構はＯＦＦになり、ボタン入力を受け付けるようになる。この状態で、被検者がボタン１１ｄを３秒以上長押しすると、装置の電源が切れる。

図８は測定部の詳細例を示す図であり、（ａ）は上面図、（ｂ）はそのＸＸ断面図、（ｃ）はそのＹＹ断面図である。

最初に、本発明の無侵襲血糖値測定装置による温度測定について説明する。被検部（指の腹）が接触する部分には熱伝導率の高い材料、例えば金でできた薄いプレート２１が配置され、そのプレート２１に熱的に接続されたプレート２１より熱伝導率の低い材料、例えばポリ塩化ビニルからなる棒状の熱伝導部材２２が装置内部に伸びている。温度センサとしては、プレート２１の温度を測定し、被検部に対して隣接的な温度検出器であるサーミスタ２３と、プレート２１から一定距離だけ離れた熱伝導部材の部分の温度を測定し、被検部に対して間接的な温度検出器であるサーミスタ２４とが設けられている。指置き部１５に置かれた被検部（指の腹）を見通せる装置内部の位置に赤外線レンズ２５が配され、赤外線レンズ２５の下方に赤外線透過窓２６を介して焦電検出器２７が配置されている。また、焦電検出器２７に近接して別のサーミスタ２８が設置されている。

このように測定部の温度センサ部は４個の温度センサを有し、次の４種類の温度を測定する。
（１）指表面の温度（サーミスタ２３）：Ｔ_１
（２）熱伝導部材の温度（サーミスタ２４）：Ｔ_２
（３）指の輻射温度（焦電検出器２７）：Ｔ_３
（４）室温（サーミスタ２８）：Ｔ_４

測定部上部に何らかの物体が近づくと、焦電検出器２７はその輻射熱を感知する。またサーミスタ２３は測定部に指などの被検部が接触すると、その熱を感知する。したがって、焦電検出器２７の出力が上昇して、かつサーミスタ２３の温度が上昇変化したときに、被検部が測定部に接触したことがわかる。サーミスタ２３の温度が上昇もしくは上昇から平衡状態にあるときは、被検部が測定に接触し続けていることがわかる。図３においてt_startで焦電検出器２７の温度が上昇しており_、図２において、t_startでは温度が上昇変化していることがわかる。このときt_startにおいて披検部が測定部に接触したことがわかる。また、センサ下部に圧力センサやスイッチなどを取り付けて、指が置かれたことを圧力センサの信号変化やスイッチの投入で判断してもよい。

測定部から指が離れると、焦電検出器２７の信号が急激に下降し、サーミスタ２３の温度も下降を開始する。このようにして指が離れたことを感知する。図２においてt_endにいたるまで温度が上昇してやや平衡状態になっていることから、t_endで被検部が測定部から離れたことがわかる。なお、センサ下部に圧力センサやスイッチなどを取り付けて、指が離れたことを圧力センサの信号変化やスイッチの切断で判断してもよい。

次に、光学センサ部１８について説明する。光学センサ部は、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８（ｃ）は２個の光源３３，３４と１個の検出器３５によって２波長測定を行うための構成例を示している。

光学センサ部１８には、２個の光ファイバー３１，３２の端部が位置する。光ファイバー３１は光照射用の光ファイバーであり、光ファイバー３２は受光用の光ファイバーである。図８（ｃ）に示すように、光ファイバー３１は支線となるファイバー３１ａ，３１ｂ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３３，３４が配されている。受光用光ファイバー３２の末端には、フォトダイオード３５が配されている。発光ダイオード３３は波長８１０ｎｍの光を出射し、発光ダイオード３４は波長９５０ｎｍの光を出射する。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。

２個の発光ダイオード３３，３４は指が指置き部に置かれたタイミングをトリガーとして、時分割的に発光し、発光ダイオード３３，３４から発生された光は光照射用光ファイバー３１から被検者の指に照射される。指に照射された光は、指の皮膚で反射し、受光用光ファイバー３２に入射してフォトダイオード３５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３５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、各々につきＲを測定し、かつlog（１／Ｒ）を求めることにより、波長８１０ｎｍの吸光度Ａ_１と波長９５０ｎｍの吸光度Ａ_２が測定される。

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［ＨｂＯ_２］とすると、吸光度Ａ_１および吸光度Ａ_２は次式で表される。

Ａ_Ｈｂ（８１０ｎｍ）とＡ_Ｈｂ（９５０ｎｍ）、Ａ_ＨｂＯ２（８１０ｎｍ）とＡ_ＨｂＯ２（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］＋［ＨｂＯ_２］）、ヘモグロビン酸素飽和度｛［ＨｂＯ_２］／（［Ｈｂ］＋［ＨｂＯ_２］）｝は上式から次のように求められる。

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。

図９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２７、サーミスタ２８、フォトダイオード３５からなる５個のセンサがある。フォトダイオード３５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。

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ｘ_ｉ（ｉ＝１，２，３，４，５）が計算される。ｘ_ｉを具体的に表記すると以下のとおりとなる。（ｅ_１〜ｅ_５は比例係数）

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ｘ_ｉ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ｘ_ｉから正規化パラメータＸ_ｉ（ｉ＝１，２，３，４，５）を次の式で計算する。

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。図１０は、装置内部の構成例を示す模式図である。指置き部１５に指を置いたときに、使用者の視野に入る位置に液晶表示器１３、信号用ＬＥＤ１９を配置する。また、押しボタン１１ａ〜１１ｄはそれぞれマイクロプロセッサ５５と接続されている。マイクロプロセッサ５５はソフトウェアを格納するＲＯＭを内蔵している。またマイクロプロセッサ５５は、ボタン１１ａ〜１１ｄを押すことによって、外部からの指令を受けることができる。

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５５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ＲＡＭ４２に確保される。センサ部のアナログ信号はアナログ・デジタル変換器ＡＤ１〜ＡＤ５によってデジタル信号になり、バスライン４４を経由して転送され、ＲＯＭに格納された関数を利用してマイクロプロセッサで計算処理される。計算処理の結果に応じて、信号用ＬＥＤ１９が点灯もしくは点滅する。センサ部の信号が指置きを意味するとき、リアルタイムクロック４５からの命令で液晶表示部にカウントダウンが表示され、それと同時にＲＯＭに記憶された血糖測定プログラムを開始する。計算処理された結果は、液晶表示部に表示されると同時に、ＩＣカード４３に保存することもできる。また、バッテリー４１の残量が少なくなった場合には、液晶表示部に警告を表示したり、信号用ＬＥＤを点灯もしくは点滅させることもできる。

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（１）で表現される。ａ_ｉ（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。ａ_ｉを求める手順は以下のとおりである。
（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ａ_ｉ（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Ｘ_１，Ｘ_２，Ｘ_３，Ｘ_４，Ｘ_５の関係を示す次の回帰式（１）を作る。

つづいて、酵素電極法によるグルコース濃度測定値Ｃ_ｉ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（２）で表される。

残差の二乗和Ｄが最小になるのは、式（２）をａ_０，ａ_２，…，ａ_５で偏微分してゼロとなるときなので、次式が得られる。

Ｃ，Ｘ_１〜Ｘ_５の平均値をそれぞれＣ_ｍｅａｎ，Ｘ_{１ｍｅａｎ}〜Ｘ_{５ｍｅａｎ}とすると、Ｘ_{ｉｍｅａｎ}＝０（ｉ＝１〜５）であるので、式（１）から式（４）が得られる。

また、正規化パラメータ間の変動・共変動は、式（５）で表され、正規化パラメータＸ_ｉ（ｉ＝１〜５）とＣとの共変動は式（６）で表される。

式（４）（５）（６）を式（３）に代入して整理すると、連立方程式（正規方程式）（７）が得られ、これを解くことでａ_１〜ａ_５が求まる。

定数項ａ_０は、式（４）を用いて求める。以上で求めたａ_ｉ（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Ｘ_１〜Ｘ_５を回帰式（１）に代入することで、グルコース濃度Ｃが算出される。

以下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回帰式（１）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。

Ｘ_１〜Ｘ_５はパラメータｘ_１〜ｘ_５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から＋２の間の値をとる。

健常者の測定値の一例として、正規化パラメータＸ_１＝−０．０６、Ｘ_２＝＋０．０４、Ｘ_３＝＋０．０５、Ｘ_４＝−０．１２、Ｘ_５＝＋０．１０を上記の式に代入するとＣ＝９６ｍｇ／ｄｌとなる。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Ｘ_１＝＋１．１５、Ｘ_２＝−１．０２、Ｘ_３＝−０．８３、Ｘ_４＝−０．９１、Ｘ_５＝−１．２４を上記の式に代入するとＣ＝２１３ｍｇ／ｄｌとなる。

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Ｘ_１＝−０．０６、Ｘ_２＝＋０．０４、Ｘ_３＝＋０．０５、Ｘ_４＝−０．１２、Ｘ_５＝＋０．１０を上記の式に代入するとＣ＝９６ｍｇ／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Ｘ_１＝＋１．１５、Ｘ_２＝−１．０２、Ｘ_３＝−０．８３、Ｘ_４＝−０．９１、Ｘ_５＝−１．２４を上記の式に代入するとＣ＝２１３ｍｇ／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。

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（相関係数＝０．９３２４）。

以上説明した実施例では、血中ヘモグロビン濃度及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することにより求めた。ところで、ヘモグロビン濃度は、貧血、出血及び赤血球増加症などの症状が無い人であれば安定していること、また、ヘモグロビン濃度は男性で１３〜１８g/dL、女性で１２〜１７g/dLが正常値であり、ヘモグロビン濃度の正常値からの変化幅の範囲は５〜６％であること、前述の血糖値算出式で血流量に関する項の重みが他の項より小さいことから、定数として扱っても測定精度を大きく損なうことがない。同様に、ヘモグロビン酸素飽和度についても、大気圧下で空気呼吸を行い、安静にし、リラックスした状態であれば97〜98％で安定していることから、定数として扱うことが可能である。よってヘモグロビン濃度及びヘモグロビン酸素飽和度は定数として扱うことができ、酸素供給量はヘモグロビン濃度定数と、ヘモグロビン酸素飽和度定数と、血流量との積から求めることができる。

ヘモグロビン濃度及びヘモグロビン酸素飽和度を定数として扱うことにより、血糖値測定に用いるセンサ構成について、光学センサ等を外して簡単化することができる。また光学的測定の時間及び光学的測定結果処理の時間を略することにより、血糖値測定一連の迅速化を図ることができる。

なお、ヘモグロビン酸素飽和度については特に安静時に安定した値となることから、ヘモグロビン濃度及びヘモグロビン酸素飽和度を定数として扱えば、特に安静時の血糖値測定において測定精度を高め、かつ血糖値測定一連の迅速化を図ることができる。ここで、安静時とは、椅子に座ったり体を横たえたりすることにより体を殆ど動かさない状態で、５分程度経過した時のことをいう。

以下、血中ヘモグロビン濃度及び血中ヘモグロビン酸素飽和度を定数として扱う実施例について説明する。本実施例は、血中ヘモグロビン濃度及び血中ヘモグロビン酸素飽和度を定数として扱う点以外は、上記実施例と同様であるため、ここでは主として前述の実施例と異なる点について説明する。

本実施例は、図４の説明図におけ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ことなく、定数として扱うものである。従って、本実施例の測定部は、図１２に示すように、図８に示した前述の実施例の測定部から光源３３，３４、フォトダイオード３５及び光ファイバー３１，３２を除去した構造とする。本実施例で使用するパラメータは熱輻射に比例したパラメータｘ_１、熱対流に比例したパラメータｘ_２、及び酸素供給量に比例したパラメータｘ_３（以下、酸素供給量に比例したパラメータをｘ_３と表記する）であり、これらのパラメータから前述のようにして正規化パラメータを算出し、その３個の正規化パラメータＸ_ｉ（i=1,2,3）をもとにグルコース濃度を演算する。データ処理においては、前述の実施例では必要であった「光学計測データから正規化パラメータへの変換処理」（図９参照）を省略できる。

図１３は、本実施例による装置の機能ブロック図を示す図である。この装置はバッテリー４１で駆動される。温度センサで構成されるセンサ部４８で測定した信号は各々の信号に対応して設置されるアナログ・デジタル変換器４４（アナログ・デジタル変換器ＡＤ１〜ＡＤ４）へ入りデジタル信号へ変換される。マイクロプロセッサ５５の周辺回路としては、アナログ・デジタル変換器ＡＤ１〜ＡＤ４、液晶表示器１３、ＲＡＭ４２があり、これらは各バスライン４６を介してマイクロプロセッサ５５からアクセスされる。また、押しボタン１１ａ〜１１ｄはそれぞれマイクロプロセッサ５５と接続されている。マイクロプロセッサ５５はソフトウェアを格納するＲＯＭを内蔵している。またマイクロプロセッサ５５は、ボタン１１ａ〜１１ｄを押すことによって、外部からの指令を受けることができる。

マイクロプロセッサ５５に内蔵されたＲＯＭ４７は、処理計算に必要なプログラムを記憶する。すなわち、演算部の機能を有する。マイクロプロセッサ５５はさらに、ヘモグロビン濃度の定数を格納するヘモグロビン濃度定数格納部５０と、ヘモグロビン酸素飽和度の定数を格納するヘモグロビン酸素飽和度定数格納部４９を内蔵している。計算プログラムは指の測定終了後、ヘモグロビン定数格納部５０およびヘモグロビン酸素飽和度定数格納部４９から最適定数を呼び出して計算する。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ＲＡＭ４２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。

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(8)で表現される。a_i（i=0,1,2,3）は、複数の測定データから前もって決定されている。a_iを求める手順は以下のとおり。
（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a_i（i=0,1,2,3）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Ｘ_１，Ｘ_２，Ｘ_３の関係を示す次の回帰式(8)を作る。

つづいて、酵素電極法によるグルコース濃度測定値Ｃ_ｉ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(9)で表される。

残差の二乗和Ｄが最小になるのは、式(9)をａ_０〜ａ_３で偏微分してゼロとなるときなので、次式が得られる。

Ｃ、Ｘ_１〜Ｘ_３の平均値をそれぞれＣ_ｍｅａｎ、Ｘ_{１ｍｅａｎ}〜Ｘ_{３ｍｅａｎ}とするとＸ_{ｉｍｅａｎ}＝０（ｉ＝１〜３）であるので、式(8)から式(11)が得られる。

また、正規化パラメータ間の変動・共変動は、式(12)で表され、正規化パラメータＸ_ｉ（ｉ＝１〜３）とＣとの共変動は式(13)で表される。

式(11)(12)(13)を式(10)に代入して整理すると、連立方程式（正規方程式）(14)が得られ、これを解くことでａ_１〜ａ_３が求まる。

定数項ａ_０は、式(11)を用いて求める。以上で求めた a_i（i=0,1,2,3）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Ｘ_１〜Ｘ_３を回帰式(8)に代入することで、グルコース濃度Ｃが算出される。

以下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回帰式(8)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。

Ｘ_１〜Ｘ_３はパラメータｘ_１〜ｘ_３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から＋２の間の値をとる。

健常者の測定値の１例として、正規化パラメータＸ_１=-0.06、Ｘ_２=+0.04、Ｘ_３=+0.10 を上記の式に代入するとＣ＝101mg/dlとなる。また、糖尿病患者の測定値の１例として、正規化パラメータＸ_１=+1.35、Ｘ_２=-1.22、Ｘ_３=-1.24 を上記の式に代入するとＣ＝181mg/dlとなる。なお、上記の式ではヘモグロビン濃度を１５g/dL、ヘモグロビン酸素飽和度を９７％として定数化した。

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１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１例として、酵素電極法によるグルコース濃度が93mg/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Ｘ_１=-0.06、Ｘ_２=+0.04、Ｘ_３=+0.10 を上記の式に代入するとＣ＝101mg/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208mg/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Ｘ_１=+1.35、Ｘ_２=-1.22、Ｘ_３=-1.24 を上記の式に代入するとＣ＝181mg/dlとなる。この計算結果は約１３％の誤差を示しているが、一般に血糖測定のための装置は通常１５〜２０％の誤差は許容されるものとして扱われているため、このレベルの精度であれば十分な精度と考えられる。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。

図１４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。本法の様に測定することで良好な相関が得られる（相関係数＝０．８９３２）。

体表面からブロックへの熱移動を説明するモデル図。 温度Ｔ_１および温度Ｔ_２の測定値の時間変化を示す図。 温度Ｔ_３の時間変化の測定例。 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。 本発明による無侵襲血糖値測定装置の上面図及び側断面図。 指の動作フローを示す図。 ボタン入力に伴う装置の動作フローを示す図。 測定部の詳細例を示す図。 装置内におけるデータ処理の流れを示す概念図。 装置内部の構成例を示す模式図。 本発明によるグルコース濃度算出値と酵素電極法によるグルコース濃度測定値のプロット図。 測定部の他の例を示す詳細図。 装置内におけるデータ保管場所を示す概念図。 本発明によるグルコース濃度算出値と酵素電極法によるグルコース濃度測定値のプロット図。

符号の説明

１１…操作部、１２…測定部、１３…表示部、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、１９…信号用ＬＥＤ、２１…プレート、２２…熱伝導部材、２３…サーミスタ、２４…サーミスタ、２５…赤外線レンズ、２６…赤外線透過窓、２７…焦電検出器、２８…サーミスタ、３１，３２…光ファイバー、３３，３４…光源、３５…フォトダイオード

Claims (12)

1. 体表面に由来する複数の温度を測定し、前記体表面からの熱放散に関する対流伝熱量と輻射伝熱量との算出に用いる情報を得る熱量測定部と、
   血中酸素量に関する情報を得る酸素量測定部と、
   前記複数の温度及び前記血中酸素量に各々対応するパラメータと血糖値との関係を記憶した記憶部と、
   前記熱量測定部及び前記酸素量測定部から入力される複数の測定値を前記パラメータへ各々変換し、前記パラメータを前記記憶部に記憶した前記関係に適用して血糖値を演算する演算部と、
   前記演算部によって算出された血糖値を表示する表示部と、
   測定の開始を指示する測定開始ボタンと測定開始の指示以外の制御を行う制御ボタンとからなる複数の操作ボタンと、
   前記操作ボタンからの入力信号を処理するボタン信号処理用フィルター機構とを備え、
   前記酸素量測定部は、血流量に関する情報を得る血流量測定部と、血中のヘモグロビン濃度、ヘモグロビン酸素飽和度を得る光学測定部とを有し、
   前記血流量測定部は、体表面接触部と、前記体表面接触部に隣接して設けられた隣接温度検出器と、前記体表面接触部から離れた位置の濃度を検出する間接温度検出器と、前記体表面接触部と前記間接温度検出器とをつなげる熱伝導部材を有することを特徴とする血糖値測定装置。
2. 請求項１記載の血糖値測定装置において、ボタン信号処理用フィルター機構は、測定待機中、前記測定開始ボタン以外の操作ボタンからの入力信号を無効化することを特徴とする血糖値測定装置。
3. 請求項１記載の血糖値測定装置において、ボタン信号処理用フィルター機構は、測定中、前記複数の操作ボタンからの入力信号を無効化することを特徴とする血糖値測定装置。
4. 請求項１記載の血糖値測定装置において、前記測定開始ボタンは装置の電源ボタンを兼用していることを特徴とする血糖値測定装置。
5. 環境温度を測定する環境温度測定器と、
   体表面が接触する体表面接触部と、
   前記体表面からの輻射熱を測定する輻射熱検出器と、
   前記体表面接触部に接して設けられる熱伝導部材と、
   前記体表面接触部に隣接して設けられた隣接温度検出器と、
   前記熱伝導部材に隣接しかつ前記体表面接触部から離れた位置に設けられ、前記体表面接触部から離れた位置の温度を検出する間接温度検出器と、
   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、
   前記隣接温度検出器、前記間接温度検出器、前記環境温度測定器、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血糖値を表示する表示部と、
   測定の開始を指示する測定開始ボタンと測定開始の指示以外の制御を行う制御ボタンとからなる複数の操作ボタンと、
   前記操作ボタンからの入力信号を処理するボタン信号処理用フィルター機構とを備えることを特徴とする血糖値測定装置。
6. 請求項５記載の血糖値測定装置において、ボタン信号処理用フィルター機構は、測定待機中、前記測定開始ボタン以外の操作ボタンからの入力信号を無効化することを特徴とする血糖値測定装置。
7. 請求項５記載の血糖値測定装置において、ボタン信号処理用フィルター機構は、測定中、前記複数の操作ボタンからの入力信号を無効化することを特徴とする血糖値測定装置。
8. 請求項５記載の血糖値測定装置において、前記測定開始ボタンは装置の電源ボタンを兼用していることを特徴とする血糖値測定装置。
9. 環境温度を測定する環境温度測定器と、
   体表面が接触する体表面接触部と、
   前記体表面からの輻射熱を測定する輻射熱検出器と、
   前記体表面接触部に接して設けられる熱伝導部材と、
   前記体表面接触部に隣接して設けられた隣接温度検出器と、
   前記熱伝導部材に隣接しかつ前記体表面接触部から離れた位置に設けられ、前記体表面接触部から離れた位置の温度を検出する間接温度検出器と、
   血中のヘモグロビン濃度とヘモグロビン酸素飽和度に関する情報を記憶した記憶部と、
   前記隣接温度検出器、前記間接温度検出器、前記環境温度測定器、前記輻射熱検出器の出力を複数の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血糖値を表示する表示部と、
   測定の開始を指示する測定開始ボタンと測定開始の指示以外の制御を行う制御ボタンとからなる複数の操作ボタンと、
   前記操作ボタンからの入力信号を処理するボタン信号処理用フィルター機構とを備えることを特徴とする血糖値測定装置。
10. 請求項９記載の血糖値測定装置において、ボタン信号処理用フィルター機構は、測定待機中、前記測定開始ボタン以外の操作ボタンからの入力信号を無効化することを特徴とする血糖値測定装置。
11. 請求項９記載の血糖値測定装置において、ボタン信号処理用フィルター機構は、測定中、前記複数の操作ボタンからの入力信号を無効化することを特徴とする血糖値測定装置。
12. 請求項９記載の血糖値測定装置において、前記測定開始ボタンは装置の電源ボタンを兼用していることを特徴とする血糖値測定装置。

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