估計人的血液中葡萄糖水平變化的無創(chuàng)傷性方法以及執(zhí)行該方法的裝置的制作方法

專利名稱：估計人的血液中葡萄糖水平變化的無創(chuàng)傷性方法以及執(zhí)行該方法的裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及用于估計人的血液中葡萄糖水平變化AG的無創(chuàng)傷性方法并涉及執(zhí) 行該方法的裝置。
背景技術(shù)：
當前，已知用于血糖水平無創(chuàng)傷性估計的多種方法和裝置激光散射和吸收、組合 (拉曼)散射(專利 US7054514、US7454429、US5448"2)、核磁共振(NMR)方法(US7295006) 和阻抗譜(專利US2002/0155615、RU2001/115028)。基于這些技術(shù)的測量設(shè)備具有并且很 可能仍將具有很高的主要成本，因而具有對于個人消費者來說負擔(dān)不起的高昂價格。作為對于大眾消費來說負擔(dān)得起并且因此有前景的方法，已經(jīng)考慮了阻抗法或電 導(dǎo)分析法(盡管嚴格來講是血糖水平估計的間接特征)。這些方法假定組織的電量與血液 中葡萄糖濃度之間存在聯(lián)系。但是，自身組織的電參數(shù)不僅直接取決于葡萄糖或其他物質(zhì) 的保持，而且還取決于它們水合作用的狀況。不管所有這些已知的生理機制怎樣，但是仍然 不存在基于電導(dǎo)率測量而進行工作的令人滿意且可靠的無創(chuàng)傷性血糖儀。

發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明的目的是提供一種基于電導(dǎo)分析方法的用于對人的血液中葡萄糖水 平變化進行無創(chuàng)傷性估計的可靠方法。本發(fā)明的另一個目的是提供一種用于實現(xiàn)本發(fā)明方 法的低成本裝置。這些和其它的目的是通過權(quán)利要求1所述的方法和權(quán)利要求10所述的裝置實現(xiàn) 的。在從屬權(quán)利要求中限定了實現(xiàn)本發(fā)明的優(yōu)選方式和本發(fā)明裝置的優(yōu)選實施方式。為了估計人的血液中葡萄糖水平的變化，本發(fā)明利用了由于細胞外液的滲透壓變 化引起的細胞外室和細胞內(nèi)室之間流體的移動而導(dǎo)致的肌肉組織內(nèi)間質(zhì)液隔室的容積的 變化，細胞外液的滲透壓變化轉(zhuǎn)而與葡萄糖水平關(guān)聯(lián)起來。除了間質(zhì)液以外，細胞外液還包 括血液和淋巴液。所有這些液體中的葡萄糖水平幾乎相同。生物隔室中的生物流體的滲透壓取決于對于細胞質(zhì)膜來說既是滲透活性的又是 滲透性較差的物質(zhì)的濃度。這些物質(zhì)在其中一個隔室中積聚并通過在隔室之間對水進行重 新分配來均衡同滲容摩(osmolarity)水平以有利于其自身。這些物質(zhì)對水具有拉力。葡 萄糖是人類身體中的這些物質(zhì)中的一種。細胞膜對于葡萄糖來說具有低滲透性。葡萄糖停 留在細胞外室中并且僅在必需的延遲后才進入細胞。包括血漿的細胞外液中的葡萄糖水平的變化非常活躍。對于為何生物不會以溶解 到血液中的葡萄糖的形式生成移動的能量貯備的經(jīng)典生理學(xué)解釋如下溶解的葡萄糖強烈 地升高了血液的滲透壓。因此，考慮到成年生物的組織液包括約15g的葡萄糖，這僅足夠 為生物提供不超過數(shù)十分鐘的能量。從滲透壓的角度來看，相同的數(shù)字從大約300增加了 5mM/l至6mM/l (mM/1表示毫摩每升)，即達到2%。正好處于這2%的精度內(nèi)，保持了生物體中的滲透壓的一致性當血漿的滲透壓達到大約2%的變化極限時，生物就啟動保存或 減少水的機制，即，形成的二次尿液在本質(zhì)上變得低滲透性或高滲透性。另一方面，除了嚴 重腹瀉、嘔吐、服用利尿藥物等這些除外情況外，我們每天攝取超過400g的碳水化合物形 式的葡萄糖(至少2.5mol)。因此，血液中的葡萄糖每天更新25至30次并且非?；钴S。另一方面，細胞內(nèi)葡萄糖的濃度維持在相當穩(wěn)定并且低的水平lmM/l至1. 2mM/ 1。葡萄糖分子在進入細胞后磷酸化并且變?yōu)槠咸烟橇姿幔咸烟橇姿徂D(zhuǎn)而在糖酵解反 應(yīng)中被消耗掉或聚合形成高分子糖原。實際上，在由于任何其他非“葡萄糖”因素引起的細胞外室的滲透壓升高的情況 下，相同的規(guī)律同樣成立。例如，鈉就是這種因素。但是，為了通過鈉使血漿的滲透壓升高 2 %，必須吃下大約2. 5g至3g氯化鈉，這是每日標準的一半！通常情況下，我們不會吃下數(shù) 克的食鹽，并且我們不會在數(shù)十分鐘內(nèi)釋放相同量的電解液。但是，在最常見(“通常的”) 并且非“獨有”的情形下，通常的一餐(僅一個花式蛋糕)正好產(chǎn)生細胞外室滲透壓的上述 變化。游離氨基酸進入血液并且被利用以使得它們的濃度在血液中以高穩(wěn)定性保持在mM/ 1的水平，并且脂肪酸形成膠體并且因此“隱藏”它們的滲透壓(基本上完全不以自由分子 的形式存在)。細胞外液的礦物質(zhì)成分占滲透壓水平的主要部分(超過95%)，但是它們在 活的生物中保持得相當穩(wěn)定并且它們每日的循環(huán)并不顯著?？梢岳^續(xù)給出多個示例，但是 結(jié)論是清楚的葡萄糖主要負責(zé)血液的可變成分和其它細胞外液滲透壓的日常范圍。因此，細胞中葡萄糖維持在相當恒定的水平，并且在細胞外，葡萄糖發(fā)生本質(zhì)上的 變化。這導(dǎo)致間質(zhì)隔室容量的波動葡萄糖增加，并且由于水從細胞移動到細胞外室，間質(zhì) 液容量也增大，均衡了細胞內(nèi)和細胞外的生物流體的滲透壓。通過利用以與人的覆蓋了包括肌肉纖維的部分軟組織的皮膚相接觸的方式放置 的電極的無創(chuàng)傷性電導(dǎo)率測量，根據(jù)本發(fā)明檢測了間質(zhì)液隔室的容量變化。至少以具有1 X IO4Hz至5X IO4Hz的相對低頻率的交變電流來執(zhí)行該電導(dǎo)率測量。 由于細胞膜的高活性和電容電阻，這種頻率的電流主要是離子電流，這些離子電流主要沿 著包住細胞和其他膜結(jié)構(gòu)的細胞外空間傳播。它們的大小取決于細胞外液的電解液成分和 其容量或有效截面積的大小。脫水的、凍干的組織是電絕緣體并且實際上不運載電流。細胞外液中的血液和淋巴液成分在血管中流動。因此所測量的電導(dǎo)率的一部分是 由于作為主要是本發(fā)明感興趣的組織(例如特別是橫條紋的肌肉)中的毛細血管的血管的 電導(dǎo)率引起的。然而，在人體中，血管的容量由各種反射和體液調(diào)節(jié)的生理機制控制，這些 機制支持血管中血液循環(huán)容量的恒定性，并且與間質(zhì)隔室的容量不同的是，血管的容量與 滲透壓和葡萄糖水平無關(guān)。為了消除毛細血管電導(dǎo)率的不利影響，本發(fā)明在兩個方向(即，與肌肉纖維平行 的方向和與肌肉纖維橫向的方向)上獨立地測量組織的電導(dǎo)率。由于毛細血管的無序的取 向，由血管容量的變化引起的電導(dǎo)率變化在兩個測量方向上應(yīng)當幾乎相等。另一方面，和與 肌肉纖維的方向橫向的方向的電導(dǎo)率相比，與肌肉纖維的方向平行的方向的電導(dǎo)率在更大 程度上由間質(zhì)液容量確定。因此，間質(zhì)隔室的容量變化對與肌肉纖維平行的方向的電導(dǎo)率 的影響比對與肌肉纖維橫向的方向的電導(dǎo)率的影響更大。利用這種關(guān)系，本發(fā)明做出如下假定如果與肌肉纖維的方向平行地測量的電導(dǎo) 率的相對變化大于或小于與肌肉纖維橫向地測量的電導(dǎo)率的相對變化，則間質(zhì)隔室的容量變化在給定的時間周期At內(nèi)受到影響(由于滲透壓的變化并且接著由于間質(zhì)液中葡萄糖 水平的變化而受到影響)。如果與肌肉纖維的方向平行地測量的電導(dǎo)率的相對變化和與肌 肉纖維的方向橫向地測量的電導(dǎo)率的相對變化幾乎相同，則假定沒有這種變化。在后一種 情況下，電導(dǎo)率的相對變化僅是由于血管容量的變化。如果與肌肉纖維的方向平行地測量的電導(dǎo)率的相對變化大于與肌肉纖維的方向 橫向地測量的電導(dǎo)率的相對變化，則假定間質(zhì)液中葡萄糖水平的正變化。如果與肌肉纖維 的方向平行地測量的電導(dǎo)率的相對變化小于與肌肉纖維的方向橫向地測量的電導(dǎo)率的相 對變化，則假定間質(zhì)液中葡萄糖水平的負變化。葡萄糖水平的變化的絕對值被估計為在0. 15 μ Μ/1每秒至1. 00 μ Μ/1每秒的范圍 內(nèi)。上述的電導(dǎo)率變化可以在不超過15秒(特別是在2至12秒內(nèi))的測量時間間隔 At內(nèi)以足夠的精確度測量。通過電極和皮膚表面的接觸電阻對所測量的電導(dǎo)率有另一個不利影響。遺憾的 是，這種電阻還取決于血糖濃度。通過升高皮膚表面干燥度，血糖水平的上升引起了接觸電 阻的增大。排汗和水合作用減少。因此，所測量的電導(dǎo)率由于細胞外液的容量增加而增加， 但是由于增大的接觸電阻而降低。為了消除接觸電阻的影響，本發(fā)明利用了具有外部電極對和內(nèi)部電極對的四端電 極結(jié)構(gòu)。向這些電極中的一對電極(優(yōu)選地，外部電極對)施加電流，同時測量另一個電極 對之間的電壓。由于這兩個電極對和皮膚表面的接觸電阻幾乎相等并且相互補償，因此消 除了接觸電阻的影響。四端電極自然用于與肌肉纖維平行方向的測量和與肌肉纖維橫向方 向的測量。根據(jù)實現(xiàn)本發(fā)明的優(yōu)選方式，附加地利用具有0. 5Χ IO6Hz至5Χ IO6Hz范圍內(nèi)的相 對高頻的第二交變電流執(zhí)行電導(dǎo)分析測量。這種頻率的電流主要是偏壓電流，因為質(zhì)膜對 于它們幾乎是透明的，并且這種電流的大小取決于所有(細胞內(nèi)和細胞外)組織液的有效 截面積。同樣與人的同一組織的肌肉纖維的方向平行地和橫向地并同樣利用四端電極來執(zhí) 行附加的高頻測量。所測量的高頻電導(dǎo)率的相對變化用于獲得對葡萄糖水平變化的更精確估計如果 在高頻中也可以“觀察到”與肌肉纖維的方向平行地測量的電導(dǎo)率的相對變化大于或小于 與肌肉纖維的方向橫向地測量的電導(dǎo)率的相對變化，則假定在時間周期At內(nèi)存在葡萄糖 水平的更大變化(通常已經(jīng)通過低頻測量檢測到)。否則，也就是當在高頻中沒有發(fā)生這種 差異時，假定葡萄糖水平的變化較小。葡萄糖水平的變化的絕對值被估計為在小變化的情況下處于0. 15 μ Μ/1每秒至 0. 5 μ Μ/1每秒的范圍內(nèi)，并且在較大變化的情況下處于0. 3 μ Μ/1每秒至1. 0 μ Μ/1每秒的 范圍內(nèi)。與低頻測量相比，高頻測量對于與所有組織液相關(guān)的細胞外液中的變化較不敏 感。在另一方面，電極/皮膚的接觸不那么重要。根據(jù)實現(xiàn)本發(fā)明的更優(yōu)選方式，通過與皮 膚接觸的溫度傳感器附加地測量該部分組織的溫度，以能夠針對它們的溫度依賴性來校正 所測量的電導(dǎo)率值。通常地，電解液(如生物流體)的特定電導(dǎo)率取決于溫度如果溫度升高，則離子電導(dǎo)率增加。當前，血液中葡萄糖的增多會引發(fā)胰島素的排放，胰島素是基本的同化激素。 異化反應(yīng)被暫時壓制，因此身體溫度下降。這具有電導(dǎo)率下降的效果，該效果與由細胞外液 隔室容量增加引起的針對電導(dǎo)率增加葡萄糖的效果相反。本發(fā)明通過利用溫度傳感器測量在測量部位附近的皮膚的溫度并且通過將溫度 校正因數(shù)引入到所測量的電導(dǎo)率的水平而說明了這種效果。不同的溫度校正因數(shù)用于高頻 和低頻的電導(dǎo)率值校正。溫度每下降一攝氏度，高頻電導(dǎo)率就下降1.5%至2.5%，而低頻 電導(dǎo)率的下降超過高頻電導(dǎo)率的下降的兩倍。針對低頻，溫度校正因數(shù)每攝氏度下降4. 5% 至 6. 5%。為了使測量結(jié)果可靠，周圍的溫度不應(yīng)當太極端(例如，低于_5°C或高于25°C ) 并且也不應(yīng)當在短時間內(nèi)變化太大。第二溫度傳感器可以用于測量周圍溫度和用于在例如 在上述情況下生成警告信號。上面已經(jīng)給出了適于本發(fā)明的頻率范圍低頻在IXIO4Hz至5X IO4Hz之間；并且 高頻在0. 5X IO6Hz至5X IO6Hz之間。由于電極的偏振和阻抗對組織-電極接觸質(zhì)量的依 賴性，將低頻降低到低于IOKHz具有嚴格的限制。將高頻升高到IOMHz或更高會引起電感 和電容(JET)干擾電導(dǎo)率依賴于周圍元件的位置、大小和電導(dǎo)率。通過利用八個四端電極器件而不是僅僅利用兩個四端電極，能夠協(xié)助發(fā)現(xiàn)四端電 極器件在人的組織的特定部位處的正確和/或最佳測量取向。以與所述人的皮膚接觸的方 式將八個四端電極器件放置在沿著八個軸取向的所述部位處，形成徑向?qū)ΨQ結(jié)構(gòu)。利用所 述八個四端電極器件中的每一個四端電極器件來測量所述組織的電導(dǎo)率，以限定具有最小 電導(dǎo)率的軸和具有最大電導(dǎo)率的軸。沿著具有最大電導(dǎo)率的軸取向的四端電極器件接著被 用于沿著肌肉纖維的方向進行的測量。同樣，沿著具有最小電導(dǎo)率的軸取向的四端電極器 件接著被用于與肌肉纖維的方向橫向地進行的測量。通過這種方式，反映組織的電導(dǎo)率的各向異性的正確的和/或最佳的測量方向無 需根據(jù)解剖學(xué)(肌肉的或者血管的)標志先驗地輸入，而是作為測量結(jié)果后驗地限定。通 過這種方式，即使不具有關(guān)于解刨學(xué)標志的人也可以在他們想要執(zhí)行本發(fā)明的方法的部位 處正確地應(yīng)用該方法。


下面將參照附圖來描述實現(xiàn)本發(fā)明的實施方式和優(yōu)選方式，其中圖1是具有兩個電導(dǎo)率傳感器的本發(fā)明的框圖；圖2是示出了測量周期的時間圖；圖3是圖1的裝置的兩個電導(dǎo)率傳感器中任一個的圖示；圖4是兩個電導(dǎo)率傳感器的電極的優(yōu)選的相對幾何布置的表示；圖5是病人手臂的表示，該手臂具有通過袖帶固定于其上的圖1的裝置的至少一 部分；圖6至圖8是示出了根據(jù)本發(fā)明獲得的三個病人葡萄糖水平變化與通過常規(guī)的創(chuàng) 傷性測量系統(tǒng)獲得的數(shù)據(jù)相比較的時間圖；以及圖9是在本發(fā)明優(yōu)選的實施方式中使用的總計八個電導(dǎo)率傳感器的電極的優(yōu)選 的相對幾何布置的表示。
具體實施例方式圖1的裝置包括數(shù)字信號處理器(DSP) 1、隨機存取存儲器(RAM)2、只讀存儲器 (ROM) 3、計算機輸入輸出(RS232接口)4、模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)5、復(fù)用器(MUX)6、正交檢波器 7、雙頻振蕩器8、數(shù)字電位計9、電流傳感器10、兩個電導(dǎo)率傳感器開關(guān)Ila和lib、兩個差 分放大器12/1和12/2、兩個電導(dǎo)率傳感器13和14以及兩個溫度傳感器15和16。數(shù)字信號處理器1控制測量處理、接收來自模數(shù)轉(zhuǎn)換器5的測量結(jié)果、對信號進行 初步處理并通過接口 4將其傳送到外部計算機或者PDA (未示出并且不是該裝置的組成部 分)。處理器操作程序存儲在可再編程的只讀存儲器(ROM) 3中。該裝置運行如下振蕩器8以頻率Fl (30khz)和F2 (IMhz)交替地形成交變電壓。 這些電壓通過數(shù)字電位計9、電流傳感器10和開關(guān)器件11a，開關(guān)器件Ila將電壓交替地連 接到傳感器13和14的電流輸入電極“IN”(圖3)。振蕩器8還形成為了同步的目的而施 加于正交檢波器7的控制信號。被處理器1控制的數(shù)字電位計9自動地支持適于個人的初始的皮膚接觸電阻的電 導(dǎo)率傳感器13和14的載流電極“IN” (圖3)上的電壓幅度。這使得可以擴大電導(dǎo)率測量 的動態(tài)范圍并提高測量的精確度。來自電導(dǎo)率傳感器13和14的中心電極“OUT” (圖2)的信號被差分放大器12放 大并通過第二電導(dǎo)率傳感器開關(guān)lib到達正交檢波器7的由U 標識的其中一個輸入端。 與載流電極“IN”(圖3)上的電流成比例的電壓從電流傳感器10施加到正交檢波器7的由 I 標識的第二輸入端。正交檢波器7具有四個輸出端。在由U。2標識的輸出端處，正交檢波器7在時間、 處提供與其由U 標識的輸入端處的交流信號的平方成比例的直流信號。在由U /22標識的 輸出端處，正交檢波器7在時間、/2處提供與其由U 標識的輸入端處的交流信號的平方 成比例的直流信號。在由Itl2標識的輸出端處，正交檢波器7在時間、處提供與其由I 標 識的輸入端處的交流信號的平方成比例的直流信號。在由I π/22標識的輸出端處，正交檢波 器7在時間、/2處提供與其由I 標識的輸入端處的交流信號的平方成比例的直流信號。這些直流信號通過復(fù)用器(MUX) 6和使這些直流信號數(shù)字化的模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC) 5 到達數(shù)字信號處理器(DSP) 1。來自兩個溫度傳感器15和16的連續(xù)電壓也通過復(fù)用器6和模數(shù)轉(zhuǎn)換器5以數(shù)字 化形式到達數(shù)字信號處理器(DSP) 1。數(shù)字信號處理器(DSP) 1根據(jù)正交檢波器7的四個輸出信號計算平均值Π和I如 下U = SQRT(U02+U,/22)I = SQRT(I02+I,/22)并且通過下面的式子根據(jù)這些平均值Π和I來計算電導(dǎo)率值C = U利用由溫度傳感器15獲得的溫度值對這些電導(dǎo)率值進行進一步校正。根據(jù)由溫度傳感器16獲得的溫度值，還可以由數(shù)字信號處理器(DSP) 1產(chǎn)生警告信號。
該裝置周期性地操作。圖2示出了整個周期以及下一個周期的一部分。一周期以正交檢波器7的輸入端U 通過第二電導(dǎo)率傳感器開關(guān)lib連接到傳 感器13開始。雙頻振蕩器8首先生成通過第一電導(dǎo)率傳感器開關(guān)Ila而施加于傳感器13 的頻率Fl。接著，雙頻振蕩器8生成同樣通過第一電導(dǎo)率傳感器開關(guān)1 Ia而施加于傳感器 13的頻率F2。接下來，分別獲得來自溫度傳感器15和16的溫度值，這完成了前半個周期。 在后半個周期中，重復(fù)前半個周期的各個步驟，不同之處在于，通過第一電導(dǎo)率傳感器開關(guān) Ila將頻率Fl和F2施加于傳感器14。此外，正交檢波器7的輸入端U 也通過第二電導(dǎo) 率傳感器開關(guān)lib連接到傳感器14。如圖2中同樣指出的，執(zhí)行了數(shù)據(jù)存儲、對先前收集的數(shù)據(jù)的初步處理以及對計 算機的數(shù)據(jù)傳送。在圖2的示例中，兩個傳感器上的高頻電導(dǎo)率測量和低頻電導(dǎo)率測量的整個周期 耗時12秒。應(yīng)當理解，這個周期只是示例性的，可以將其縮短到僅僅幾秒。該裝置可以由可充電電池供電。針對電導(dǎo)率傳感器13和14，使用了四端電極方案。在圖3中示出了這種類型的傳 感器的“IN”電極和“OUT”電極的相對位置。圖4示出了傳感器13和14 二者的四端電極 在共用平坦基底上的優(yōu)選的相互垂直布置。溫度傳感器15置于相同基底上的八個電極的 中心?；卓梢杂蛇m于固定到例如病人手臂的袖帶形成。圖5示出了固定有這種袖帶17的病人的手臂，該袖帶17的內(nèi)側(cè)的傳感器13和14 的不可見的電極以及不可見的溫度傳感器15與皮膚接觸。在袖帶17的外側(cè)，提供了優(yōu)選 地將本發(fā)明的裝置的上述電子組件和電池容納其中的小型外殼18?？梢越?jīng)由該外殼與計算 機之間的電纜連接或者甚至以無線方式來實現(xiàn)對計算機的所述數(shù)據(jù)傳送。應(yīng)當理解，手臂上的測量僅僅是示例性的，在人體的覆蓋著柔軟的肌肉組織的任 何其他部位上的測量也是可能的。特別地，在上述的實施方式中，可以容易地佩戴本發(fā)明的裝置，并且不會對在夜間 和睡眠時佩戴該裝置達數(shù)小時的人的舒適造成嚴重干擾。因此，測量周期得到穩(wěn)定地重復(fù)。從時間上的某點開始，可以對血液中葡萄糖水平的變化進行監(jiān)測并且優(yōu)選地進行 存儲以在時間圖中顯示。圖6至圖8是示出了分別根據(jù)本發(fā)明獲得的患有II型糖尿病的 三個病人在幾小時內(nèi)的葡萄糖水平變化的這種時間圖。橫坐標軸表示以小時表示的時間。 縱坐標軸表示以mmol/1表示的葡萄糖濃度。應(yīng)當注意，本發(fā)明僅提供了葡萄糖水平的變化但沒有提供絕對值。為了獲得絕對 值，需要一些校準，這些校準可以例如在測量周期的開始時通過標準的創(chuàng)傷性方法來實現(xiàn)。在圖6至圖8的圖表中，示出了通過公知并被廣泛使用的ACCU CHECK 系統(tǒng)獲 得的葡萄糖值以用于比較。圖6示出了對49歲的女性病人執(zhí)行的葡萄糖耐量測試。該病人在09:51到09:52 之間服下了每130ml水中70g的葡萄糖。圖7示出了 81歲的男性病人在10:40到10 48之間進餐后血液中葡萄糖水平的變化。圖8示出了 69歲的女性病人在10:00到10 05之間進餐后血液中葡萄糖水平的變化。
盡管最初是梯形曲線，但已經(jīng)對圖6至圖8的曲線進行了多項式平滑以更好地顯 示葡萄糖水平變化的整體趨勢。如已經(jīng)描述的，圖4示出了傳感器13和14的四端電極在公共平坦基底上的優(yōu)選 的相互布置。圖9示出了根據(jù)本發(fā)明更加優(yōu)選的實施方式的總共八個傳感器的四端電極在 公共平坦基底上的布置。這八個傳感器中的每一個傳感器的四個電極均沿著從a到h的八 個軸布置，形成了徑向?qū)ΨQ的結(jié)構(gòu)。溫度傳感器15在該結(jié)構(gòu)的旋轉(zhuǎn)軸上仍然位于該結(jié)構(gòu)的 中心，這個中心也是所有四端電極器件的中心。如在圖4和圖5中那樣，基底可以由適于固 定至病人手臂的袖帶17形成。利用圖9的布置，可以自動地發(fā)現(xiàn)具有最高電導(dǎo)率差異的方向。對此，沿著從a到h 的每個軸連續(xù)地執(zhí)行初始的測試測量以限定具有最大電導(dǎo)率的軸和具有最小電導(dǎo)率的軸。 接著，沿著具有最大電導(dǎo)率的軸取向的傳感器被用作圖1的傳感器13。同樣，沿著具有最小 電導(dǎo)率的軸取向的傳感器接著被用作圖1的傳感器14。參考符號列表1數(shù)字信號處理器(DSP)2隨機存取存儲器(RAM)3只讀存儲器(ROM)4計算機輸入輸出(接口 RS232)5模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)6 復(fù)用器(MUX)7正交檢波器8雙頻振蕩器9數(shù)字電位計10電流傳感器Ila第一電導(dǎo)率傳感器開關(guān)(平行的和橫向的)lib第二電導(dǎo)率傳感器開關(guān)(平行的和橫向的)12/1差分放大器12/2差分放大器13電導(dǎo)率傳感器(C(I)，平行的)14電導(dǎo)率傳感器(C⑵，橫向的)15溫度傳感器(T (1)，皮膚)
16溫度傳感器(T⑵，環(huán)境)17 袖帶18夕卜殼a到h取向軸
權(quán)利要求
1.用于估計在時間間隔At內(nèi)人的血液中葡萄糖水平變化AG的無創(chuàng)傷性方法，該方 法包括以下步驟以與所述人的覆蓋了包括肌肉纖維在內(nèi)的部分軟組織的皮膚相接觸的方式放置第 一四端電極器件，所述第一四端電極器件與所述肌肉纖維的方向平行地取向；以與所述人的覆蓋了所述部分軟組織的所述皮膚相接觸的方式放置第二四端電極器 件，所述第二四端電極器件與所述肌肉纖維的方向橫向地取向；在時間間隔At，利用所述第一四端電極器件在低頻與所述肌肉纖維的方向平行地測 量所述組織的電導(dǎo)率值C1 i,LF的相對變化AC11,LF/C, i,LF ；在所述時間間隔At，利用所述第二四端電極器件在所述低頻與所述肌肉纖維的方向 橫向地測量所述組織的電導(dǎo)率值C^f的相對變化； 如果AC11M11C11W^八(丄舊/(丄,『將AG估計為0.0; 如果 ACi1M11C^f > ACllf/CLlf，將 AG 估計為+a; 如果ACi1M11Ci1JfC八(丄舊/(丄,『將AG估計為-a;其中，a的范圍是0. 15μΜ/1每秒至Ι.ΟμΜ/l每秒；所述低頻的范圍是1 X IO4Hz至 5X IO4Hz ；并且“ ”表示在+/-2. 5%M +/-7. 5%的范圍內(nèi)相等。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，At在不超過15秒的范圍內(nèi)。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的方法，該方法還包括以下步驟在所述時間間隔At，利用所述第一四端電極器件在高頻與所述肌肉纖維的方向平行 地測量所述組織的電導(dǎo)率值Ciuf的相對變化ACiufAiuf ；在所述時間間隔At，利用所述第二四端電極器件在所述高頻與所述肌肉纖維的方向 橫向地測量所述組織的電導(dǎo)率值C±,HF的相對變化AC±,hf/C±,hf ；如果 AC11,LF/CU,LF>并且 ACiufZCiuf^AG 估計為如果 ACum/CHM〉并且 AC^/Cm〉A(chǔ)G 估計為如果AC丨丨，LF/C丨丨，LF<八(丄』/(丄舊并且ACu.hf/CU.HF。八(丄,冊/(丄,冊，將AG估計為-a ；如果AC丨丨，LF/C丨丨，LF<八(丄』/(丄舊并且ACu.hf/CU.HFS八(丄,冊/(丄,冊，將AG估計為_b;其中，a的范圍是0. 15μΜ/1每秒至0.5 μ Μ/1每秒；b的范圍是0. 3μΜ/1每秒至 Ι.ΟμΜ/l每秒；并且所述高頻的范圍是0.5Χ IO6Hz至5Χ KfHz。
4.根據(jù)權(quán)利要求1至3中一項所述的方法，其中，所述四端電極器件具有內(nèi)部電極對和 外部電極對，并且其中，為了獲得所述阻抗值，將具有所述低頻或所述高頻的交變電流施加 于所述四端電極器件的所述電極對中的一個電極對，并且其中，在所述電極對中的另一個 電極對處測量從這種電流生成的交變電壓。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其中，所述電導(dǎo)率值C是通過在對施加的交變電流和測 量的交變電壓進行校正和數(shù)字化之后根據(jù)所述施加的交變電流和所述測量的交變電壓進 行計算獲得的。
6.根據(jù)權(quán)利要求1至5中一項所述的方法，該方法還包括以下步驟以與所述人的覆蓋了所述部分軟組織的所述皮膚相接觸的方式放置溫度傳感器；測量所述皮膚的溫度T ；以及以因數(shù)f來校正所述電導(dǎo)率值，其中，在溫度降低的情況下，f是減低因數(shù)；針對所述低頻測量，對于與Ttl的溫度差異， f處于4. 5%至6. 5%每攝氏度的范圍內(nèi)；并且Ttl是對所述人的覆蓋了所述部分軟組織的所 述皮膚的之前測量的溫度。
7.根據(jù)權(quán)利要求3和6所述的方法，其中，針對所述高頻測量，對于與Ttl的溫度差異， f處于1.5%至2. 5%每攝氏度的范圍內(nèi)。
8.根據(jù)權(quán)利要求6或7所述的方法，其中，將所述皮膚的測量溫度T數(shù)字化并且通過計 算來執(zhí)行以所述因數(shù)f對所述電導(dǎo)率值的校正。
9.根據(jù)權(quán)利要求1至8中一項所述的方法，其中，“以與所述人的覆蓋了包括肌肉纖維 在內(nèi)的部分軟組織的皮膚相接觸的方式放置第一四端電極器件，所述第一四端電極器件與 所述肌肉纖維的方向平行地取向”的步驟和“以與所述人的覆蓋了所述部分軟組織的所述 皮膚相接觸的方式放置第二四端電極器件，所述第二四端電極器件與所述肌肉纖維的方向 橫向地取向”的步驟包括以下步驟以與所述人的覆蓋了所述部分軟組織的所述皮膚相接觸的方式放置八個四端電極器 件，所述八個四端電極器件沿著八個軸取向，形成徑向?qū)ΨQ結(jié)構(gòu)；利用所述八個四端電極器件中的每一個來測量所述組織的電導(dǎo)率值，以限定具有最小 電導(dǎo)率的軸和具有最大電導(dǎo)率的軸；使用沿著所述具有最大電導(dǎo)率的軸取向的所述四端電極器件作為所述第一四端電極 器件；以及使用沿著所述具有最小電導(dǎo)率的軸取向的所述四端電極器件作為所述第二四端電極 器件。
10.用于執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求1至9中一項所述的方法的裝置，該裝置具有第一四端電極 器件和第二四端電極器件，其中，所述四端電極器件相互橫向地固定取向。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的裝置，該裝置用于執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，該裝置 具有沿著八個軸取向形成徑向?qū)ΨQ結(jié)構(gòu)的八個四端電極器件。
12.根據(jù)權(quán)利要求10和11中一項所述的裝置，該裝置具有用于生成交變電流的裝置。
13.根據(jù)權(quán)利要求10所述的裝置，該裝置用于執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，該裝置 具有用于校正所述交變電流和所測量的交變電壓、將校正的電流和校正的電壓數(shù)字化并且 對數(shù)字化的數(shù)據(jù)進行處理的裝置。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的裝置，該裝置具有用于將處理后的數(shù)據(jù)傳送到外部數(shù)據(jù)處 理設(shè)備的裝置。
15.根據(jù)權(quán)利要求10至14中一項所述的裝置，該裝置用于執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求6所述的 方法，該裝置具有溫度傳感器，其中，所述溫度傳感器位于所述四端電極器件的中央。
全文摘要
為了估計人的血液中葡萄糖水平的變化，本發(fā)明利用了由于細胞外液的滲透壓變化引起的細胞外室和細胞內(nèi)室之間流體的移動所導(dǎo)致的肌肉組織中間質(zhì)液的隔室容量的變化，細胞外液的滲透壓變化又與葡萄糖水平相關(guān)。通過利用以與人的覆蓋了包括肌肉纖維的部分軟組織的皮膚相接觸的方式放置的電極進行的無創(chuàng)性電導(dǎo)分析測量，對間質(zhì)液的隔室容量變化進行檢測。為了消除毛細血管電導(dǎo)率的不利影響，本發(fā)明在兩個方向上獨立地測量組織的電導(dǎo)率，這兩個方向分別是與肌肉纖維平行和橫向的方向。
文檔編號A61B5/103GK102131457SQ200980133281
公開日2011年7月20日 申請日期2009年8月26日 優(yōu)先權(quán)日2008年8月29日
發(fā)明者伊凡·伊萬諾維奇·圖爾克夫斯基, 莫妮卡·格里克, 鮑潤斯·A·帕拉莫諾夫 申請人:吉蘭諾瓦公司