专利名称：无创血糖检测仪的制作方法
无创血糖检测仪
(一) 技术领域 本发明涉及一种血糖检测仪。
(二)
背景技术：
糖尿病(diabetes mellitus)是由遗传和环境因素相互作用而引起的一组代谢异常综合 征，因胰岛素分泌、胰岛素作用或两者同时存在缺陷，引起碳水化合物、蛋白质、脂肪、水 和电解质等的代谢紊乱，临床以慢性(长期)高血糖为主要共同特征。目前全世界的糖尿病患 者约1.32亿，预计到2010年可达2.4亿，新增糖尿病患者约3/4在发展中国家。我国目前有患 者2，000万-3，000万，糖耐量减退者3，000万-4，000万。这些数据还会以每年近千万的速度增 加。
糖尿病的病因和发病机制尚未完全明了，缺乏有效的病因治疗方法，治疗目标只能是消 除症状，维持正常的生活质量和工作能力，防止急性代谢紊乱发生，预防和延缓慢性并发征 的发生和发展。因此，糖尿病的治疗是终身性的过程。除了胰岛素和降糖药物之外，饮食控 制也是糖尿病治疗的基础，而这些措施都离不开对病人血糖值的正确获取。
目前，国内外关于血糖的检测方法大多是有创性的，即需抽取患者血液后再采用葡萄糖 氧化酶法测定。静脉全血、血浆或血清葡萄糖检测在医院进行，毛细管全血葡萄糖检测可用 小型血糖仪由病人自测.为达到理想的血糖控制目标，一日内必须进行多次检测，至少包 括三餐前、后和睡前。疑有夜间低血糖，还需加测。这类方法虽然准确率高，但也有不可避 免的缺点。首先是每日多次反复抽血给病人带来很大的痛苦，其次是不论在医院或在家自 检，都需昂贵的葡萄糖氧化酶试剂或试纸，所以检测费用会造成患者的较大经济负担。此 外，在家自检还可能产生采血污染和细菌感染等问题。所以长期以来各国的科研机构和公司 都在加紧开发无创式的血糖检测技术和设备。
由于尿糖阳性只能作为诊断糖尿病的重要线索，不能作为诊断依据，即使尿糖阴性也不 能排除糖尿病的可能。所以无创而简易的尿糖检测方式已逐渐被淘汰。中国专利申请(申请 号99257958)提出一种不用试纸直接检测尿酮含量的方法和设备，显然是较过时的技术。人 们又把注意力转向唾液。中国专利申请(申请号99125993)提出检测唾液中血糖的设备，但血 糖传感器如何工作并未描述。中国专利申请(申请号200420063305)在这方面有改进，提出用 光学方法检测唾液中的血糖。由于唾液中的血糖浓度只有血液中浓度的l/50至1/100，所以
这类技术对传感器检测精度的要求非常高，不易实现。汗液也成为人们关注的对象。中国专 利申请(申请号98111360)较早提出的方法是用一连接气泵的探头抽取手指头表面的汗液和组 织液，再用葡萄糖氧化酶法检测其中的血糖浓度。日本专利(2004-003826，中国申请号 200410081808)提出一种皮下组织液的提取器，通过仅穿过皮肤角质层的提取孔抽取分泌物 后，再用酶法检测。这类方法的缺点一是精度难以保证，二是结构复杂，同时也未解决依赖 葡萄糖氧化酶的问题。
除从尿，唾液，汗液和皮肤组织液上想办法外，许多专利还提出了利用各种物理化学效 应直接从皮肤检测血糖的方法。中国专利申请(申请号03158142)提供了一个反离子电渗装 置。该装置将非常小的电流通过完整皮肤，葡萄糖标本被收集到胶盘上，进行测定。凝胶盘 含葡萄糖氧化酶，可将葡萄糖转化为过氧化氢；生物传感器测定生成的过氧化氢，产生电信 号，信号强度与病人的血糖浓度成正比。实际上该方法是一种变相提取组织液的技术。中 国专利申请(申请号200410020169)提出一种所谓脉搏阻抗谱血糖或其他血液成分的无创检测 装置及其检测方法，其检测装置由主控单元以及与主控单元连接的扫频恒流源、测量单元、 显示报警单元、存储单元和通讯接口构成。扫频恒流源设置有一对激励电极，测量单元设置 有一对测量电极，主控单元用于对整个测量系统进行控制，对动态脉搏波阻抗谱数据进行处 理，由此计算血糖和其它血液成分的浓度。此方法的基础是建立在动态脉搏波阻抗谱与血糖 有对应关系的假定条件下。然而这种关系并未得到很严格的实验证实。美国专利(申请号 60/173， 240和60/234002，国际申请号PCT/US2000/035554)采用磁场作用于样品(如血糖全 血)，从特征频率上R f信号幅度减少的大小可以确定分析物(如血糖)的浓度。
从申请数量看，采用光学方法直接检测皮肤毛细管全血中的血糖是目前最热门的研究方 向。主要相关专利列举如下韩国专利(15584/89， 11241/90)，美国专利(08/479， 164)， 美国专利(08/634， 849)，美国专利(60/103， 883)，美国专利(60/384， 609)，美国专利 (10/372,004)，日本专利(403518/00)，日本专利(83587/2002)，中国专利申请(申请号 01145153)，中国专利申请(申请号02146704)，中国专利申请(申请号200410034000)。这类 专利提出的方法不外乎采用各种不同类型的光(如远红外线)照射人体某些部位(如皮肤和耳 朵)，根据血糖浓度的不同，其反射光或透射光将出现差异，再用光电转换和数值分析技术 将差异转换为血糖浓度值。这类方法必须解决的问题有患者个体的差异，检测部位的差异 和皮肤状态的差异造成的误差；测量的精度和可靠性；血中其它成份变化的影响；检测数据 的处理等。
从商业化的角度看，目前已上市的无创血糖检测仪还很少，只有美国和日本开发出检测汗液和皮肤组织液中血糖的几个产品。但常规的有创血糖仪已随处可见。所以虽然已有众多 的无创检测专利，但要成为真正满足患者实际需求的产品，还有很长的路要走。
与本发明有一定关联的国内外专利列举如下
美国专利(60/103， 883，中国申请号99813406)提出一种非针刺的葡萄糖测量装置和用 这种测量装置测量人体中血糖浓度的方法。在该操作中，葡萄糖测量装置是自标准化的，可 不用单独的参考样品。该装置利用血糖浓度影响全反射红外光谱的衰减的原理，向人体组织 (如手指)发射红外光，并比较在两个区域测定的红外光谱的特征，由此可测定使用人的血糖 浓度。这种方法同样面临前述光学方法的很多困难，比如皮肤表皮角质层的差异(厚薄，透 明度，干燥程度，油脂多少等)造成检测数据失真等问题。
日本株式会社日立制作所提出了一系列通过检测皮肤温度来获取血糖的专利 (2003-195455， 2003-178619， 2003-129020， 2003-338580， 2003-331857， 2003-349792， 2003-404677， 2003-331857， 2004-040493， 2004-052072， 2004-055391)这些发明涉及在 不进行血液取样的条件下对生物活体内的葡萄糖浓度进行非入侵式测定的方法和设备。通过 温度进行的非侵入式测量获得的血糖浓度需经血氧饱和度和血液流动体积进行校正，从而得 到稳定的测量数据。这种血糖水平测量设备包括了三种测量装置:热量测量装置，用于测量 多个体表温度，以获得用于与计算从体表耗散的热量有关的对流热传递的热量和辐射热传递 的热量的信息；血液流动体积测量装置，用于获得测量点血液流动的状况；血氧饱和度测量 装置用于获得测量点血液氧含量的情况。这种方法必须考虑各种影响体表温度测量准确性的 因素，如环境温度，风速，阳光，衣裤，传感器与皮肤的接触状况，皮肤厚度甚至肤色的影 响。所以单作血液流动体积和氧含量的修正是不够的。可以想见，这种设备即使有效，也十 分复杂而昂贵，各种参数之间的关系，预设函数和数据的处理等问题也都不好办。
发明内容
本发明的目的是提供一种无创血糖检测仪，要解决传统的血糖检测设备结构复杂、测量 精度差的技术问题。
为实现上述目的，本发明采用如下技术方案
这种无创血糖检测仪，包括外壳l、外壳内部的机芯和与外壳连接的探测头，其特征在
于
外壳表面上有操作按键7和用于标定的有创检测血糖值输入键8;
机芯由以下顺次连接的组件
(a)、用于将探测头输入的微弱温度电信号放大的前置放大器；
(b) 、内设参考电压和时钟的A/D转换电路；
(c) 、用于数据处理的单片机系统，该单片机系统内含有控制器、用于储存检测数据
和储存有检测程序和定量关系式的存储器、用于将检测数据与预存关系式进行比较、分析和 处理的计算器，上述定量关系式是在离检测较接近的时间内，对同一患者采用标准有创血糖
检测方法得到的血糖值与温度变化特征参数的相互关系式；
(d) 、显示器；
(e) 、声响提示/报警电路；
(f) 、开关稳压电源电路；
(g) 、电源开关和交流电源插座； 探测头由前端的温度传感器测温触头和后部的耳孔适配器3连接而成，耳孔适配器3由中
部的热敏电阻温度传感器3. 1、包覆的良导热体填料3.2和与金属外皮3.3组合而成，热敏电 阻温度传感器3. l由导线4与将温度信号转换为电信号的转换电路和机芯内的前置放大器连 接。
上述探测头内的温度传感器测温触头可以是热敏电阻传感器、热电偶传感器、半导体PN
结型传感器、石英晶体振荡测温传感器或热释电红外传感器。
上述将温度信号转换为电信号的转换电路可以是惠斯通电桥转换电路。 上述探测头2可以与加热-冷却单元5连接，加热-冷却单元5用于对测温探头进行加热和
冷却，使其达到预设的初始温度，加热-冷却单元可以是半导体器件，或者是外加冷源或/和
外加热源。
上述金属外皮可以是与耳孔或腋下相配的贴块式金属外皮。 上述显示器是LCD显示器或数码管显示器，电源是交流电源或电池。 上述机芯内还可置有时钟、收音机和/或手机芯片。
上述(c)中的定量关系式可以是简单的系数、解析公式、经验公式或存于数据库中的 曲线形式。
上述(c)中的标准有创血糖检测方法可以是葡萄糖氧化酶法的静脉全血检测方法或毛 细管全血检测方法。
上述(c)中的存储器内可存有环境温度与人体温度特征参数之间的关系式，用于输入 计算器，对计算结果进行校正。
本发明提出的无创血糖检测原理如下
众所周知，机体所需能量的70%以上是由食物中的糖提供的。糖的消化产物葡萄糖可以糖原形式存储在肝脏和肌肉中。但体内组织中很多细胞存储的糖原很少，必须依靠经常从血 液摄取葡萄糖以满足代谢和功能活动的需要。而血液中的葡萄糖主要通过易化扩散的方式进 入这些组织细胞。所以，血液中的葡萄糖浓度维持在一定水平，具有重要意义。浓度过低， 不利于葡萄糖扩散进入各组织细胞；浓度过高，大量葡萄糖浆通过肾脏随尿流失。肝脏内含 有一定量的糖原储备，在神经-体液机制的调节下与血糖含量保持动态平衡， 一方面，血糖 的消耗可以从肝糖原得到补充；另一方面，血糖浓度增高，如餐后吸收了较多的糖，则又在 肝脏合成糖原，存储备用。其中，胰岛素和其他激素起了重要作用。血糖浓度升高会迅速引 起胰岛素的分泌。它使全身各组织加速摄取，利用和存储葡萄糖，结果使血液葡萄糖浓度下 降。
所以，当血液中葡萄糖浓度升高时，至少有两方面的作用因素使得机体产热量增加，或 者说代谢率提高。 一是葡萄糖浓度升高使得扩散过程加速，组织细胞易于获得葡萄糖，其利 用葡萄糖的代谢过程将加速，必然产生额外的热，因为热能是最低形式的能。这是物理作用 为主的因素。二是胰岛素的迅速分泌，促使各组织加速摄取和利用葡萄糖，其结果同样会产 生额外的热能。这是生化作用为主的因素。后者常被看作食物特殊动力效应产生的原因。所 谓食物特殊动力效应(spicific dynamic effect)，是指进食后，机体产热比未进食前额 外增加的现象。但是，这种效应一般是从进食后l小时左右开始，可延续到7-8小时以后。而 且其产热与食物种类有关。对于混合食物，仅额外增加10%左右的热量。
发明者大量精密设计的实验表明，这种额外产热效应在机体中并非均匀分布。在某些部 位，如脑部及接近头部的耳腔，额外产热效应远比其他部位明显，而且进食后数分钟内就开 始显现，其额外产热率可高达80%以上。这与脑组织耗能远高于其他组织，且均来自葡萄糖 的氧化代谢相关。在这些部位，应该是前述两种因素作用的结果，并非一般的食物特殊动力 效应。换言之，即使胰岛素分泌少或胰岛素抵抗，由于第一种因素的作用，机体还是能够产 生明显额外的热量。反过来，由于脑组织代谢主要依靠血液中的葡萄糖， 一旦葡萄糖浓度过 低，易化扩散困难，代谢率下降，产热就会减少。如果不能在胰高血糖素的作用下让肝糖原 转化为葡萄糖进入血液中，就会产生昏迷甚至抽搐。
综上所述，血液中葡萄糖浓度的高低通过两种作用机制与机体的产热有正相关关系。如 果能将某时刻机体产热效应精确测出并标准化，就可能得到此时刻的血糖值，如果这种测量 方法是无创和快速的，就能实现血糖的无创快速检测。
但是，机体某时刻产热的多少，并不代表此时刻体温的升高或降低。这是因为人体产生 的热，除了由呼出气体，排泄和分泌物带走很小一部分外，主要有身体表面发散到外环境 中。在一般生理情况下，生热速度和散热速度基本一致，产热量大，散热也就越大，反之亦 反，使体温总能保持相对恒定。当然，体温在一昼夜中，会有周期性的波动。清晨2-5时最 低，下午2-5时最高。但体温的日节律(circadian rhythm)只与地球自转周期相吻合，而 与肌肉活动，耗氧量和进食等无因果关系，是一种内在的节律。所以，单纯靠深部体温的检 测很难将机体的产热效应量化。考虑到体表温度受环境温度，风速，穿着等因素的影响很 大，如果仅测体表温度，其难度将更大。除非同时检测血流量和耗氧量(它与葡萄糖代谢率 相关)等参数，作为温度检测结果的修正，才可能接近真实的产热效应。这正是前述日本株 式会社日立制作所提出的一系列通过检测皮肤温度来获取血糖的专利技术。考虑到这种方式 的难度和成本，本发明采取完全不同的另一种技术，以实现相同的目的。 与现有技术相比本发明具有以下特点和有益效果
本发明涉及一种全新、可靠而又相对简单的无创血糖快速检测设备。这种设备已经过发 明者反复测试，并与有创检测结果进行了大量对比，吻合很好。此仪器是基于血糖浓度影响 人体组织发热，从而使放于人体特别部位的检测探头温度变化特征不同的原理而开发出来 的。实验表明，如果检测探头的形状、尺寸、材质和热容量等参数不变，且环境温度和探头 的初始温度位于低于人体体温的一定范围内，则血糖浓度与探头温度的上升速率，从某一温 度升到某一温度所需的时间，以及能达到的最高温度等参数均有明显的相关关系。所以，可 以通过检测这些参数来推断血糖浓度的高低。
以下是采用本发明进行血糖测试得到的部分结果
仪器参数电源220V/50Hz;功率5W;检测范围3.0-25.0 mmol/L;检测时间 〈120s;分辨率0. lmmol/L;存储数据30次；操作温度10-3CTC;贮存温度-20-40。C;机盒 尺寸110x70x28mm (不含电源适配器)；仪器重量〈0. 5kg (不含电源适配器)。
标定对比用有创血糖检测仪信息如下
型号罗康全TM活力型(ACCU-CHECK)血糖检测仪。需血量l-2微升，检测试纸为葡萄糖 氧化酶试纸。数据存储量200个。血糖显示单位mmol/L，在下面的实验中用G表示。 检测对象李XX(1型糖尿病患者，胰岛素依赖，女性，73岁)；
谢XX(2型糖尿病患者，因药物过敏未服药，男性，77岁)； 张XX(2型糖尿病患者，服双胍类降糖药，男性，52岁) 检测方式饭前空腹和饭后一段时间。用本发明的无创血糖检测仪和作为标定对比 的葡萄糖氧化酶方法同时检测受试者血糖 李XX
检测时间无创值(mmol/L)有创值
11:059. 39. 0
11:209. 7
11:409. 39. 6
11:5210. 2
12:128. 58. 0
12:15 午餐
12:449. 710. 0
12:589. 8
13:1810. 410. 1
13:3210. 3
13:4811. 511. 8
14:0412. 2
14:2011. 69. 70
14:3311. 0
14:4811. 510. 0
15:0310. 9
15:189. 39. 5
15:3310. 8
15:4810. 39. 7
16:0311. 5
16:1811. 912. 2
谢xx
检测时间无创值(mmol/L)有创值(mmol/L
11:1717. 319. 0
11:3216. 8
11:4715. 414. 6
12:0216. 6
12:15 午餐12:3720. 820. 8
12:5822. 2
13:1318. 519. 2
13:2817. 9
13:4319. 8
13:5818. 820. 5
14:1318. 7
14:3318. 9
14:4822. 021. 5
15:0319. 8
15:1818. 920. 0
15:3318. 0
15:4817. 9
16:0320. 019. 4
16:1819. 0
张xx
检测时间无创值(mmol/L)有创值(mmol/L)
9:455. 56. 0
10:005. 0
10:205. 35. 8
10:405. 8
11:005. 26. 0
11:205. 9
11:405. 35. 5
12:005. 9
12:085. 55. 9
12:10 午餐
12:309. 710. 0
12:509. 1
13:1012. 413. 1
13::3010. 3
13::3814. 511. 9
13::509. 9
14::109. 5
14::308. 99. 5
14::508. 1
15::109. 0
15::308. 77. 9
15::508. 0
16::106. 85. 9
16::306. 5
16::505. 65. 0
从上述检测结果可以看出，用本发明的无创血糖检测仪所得到血糖数据与常规葡萄糖 氧化酶法得到的血糖值有很好的相关性。
本发明提出的无创血糖检测仪器与已有的各种血糖检测技术相比，具有以下先进性。
1. 无创检测，不需频繁地抽取患者或仪器使用者的血液，减轻了痛苦，避免了抽血过程 带来的感染风险。
2. 不需易耗材料或配件，不需频繁使用价格高昂的葡萄糖氧化酶试纸或探头。
3. 简洁实用，安全性好，可靠性高。
4. 操作方便，检测快速，成本低于其他大多数检测产品。
5. 在本发明的基础上容易实现血糖的实时监控。
下面结合附图对本发明作进一步详细的说明。
图l为本发明实施例一的结构示意图。
图2为本发明实施例一中所用的电桥连接图。
图3为本发明实施例二的结构示意图。
图4为本发明实施例三的结构示意图。
图5为本发明实施例三所使用的监测的贴块-温度探头的结构示意图。
l-外壳、2-探测头、3-耳孔适配器、3. l—热敏电阻温度传感器、3.2 -填 料、3.3-金属外皮、4-导线、5-加热-冷却单元、6-用于标定的有创检测血糖值输入键、7-
操作按键、8-电池。
具体实施例方式
实施例一参见图l，图l是一种台式无创血糖检测仪的结构原理图，其检测部位是耳孔， 由一支耳朵对温度探测头作预加热，用另一支耳孔进行正式检测。它包括外壳l、外壳内部 的机芯和与外壳连接的探测头，其特征在于
外壳表面上有操作按键7和用于标定的有创检测血糖值输入键8;用于标定的有创检测血 糖值输入键有两个，分别标有上下箭头。通过按键，可以将有创血糖值输入仪器中，以便标 定。
机芯由以下顺次连接的组件
(a) 、用于将探测头输入的微弱温度电信号放大的前置放大器。前置放大器的作用是 将前端送入的微弱温度电信号放大。为了确保信号的线性补偿特征不受后继电路的影响，在 温度信号的输出端接一跟随器，将通过跟随器的温度电压反向放大，使随温度升高而递减的 电压变为递增。形成温度与电压之间的正的线性关系。
(b) 、内设参考电压和时钟的A/D转换电路。采用MAX1911的12位集成电路作为A/D转 换电路，电路内设参考电压和时钟。A/D转换受单片机(中央控制-处理单元)的控制，后 者通过片选口和读写口启动A/D转换，转换完毕又单片机分两次读出转换数据的低8位和高 4位。当然也可采用其他更好或较差的转换集成电路。
(c) 、用于数据处理的单片机系统，该单片机系统内含有控制器、用于储存检测数据 和储存有检测程序和定量关系式的存储器、用于将检测数据与预存关系式进行比较、分析和 处理的计算器，数据处理包括对温度无效数据的去除，温度增加速率，最高温度，平均温 度，最高温度持续时间等参数的提取和误差分析。
上述定量关系式是在离检测较接近的时间内(如10分钟内)，对同一患者采用标准有创 血糖检测方法得到的血糖值与温度变化特征参数的相互关系式。上述定量关系式可以是简单 的系数、解析公式、经验公式或存于数据库中的曲线形式以及其它类似的数学关系。
上述标准有创血糖检测方法可以是葡萄糖氧化酶法的静脉全血检测方法或毛细管全血检 测方法。与有创式的血糖检测标准方法进行对比是用在同一时刻或基本上同一时间段，对同 一患者采用葡萄糖氧化酶法的静脉全血检测(通常在医院进行)或毛细管全血(通常在家由患 者用小型血糖检测仪检测)检测得到的血糖值作为标准，将该标准与得到的温度变化特征参 数作比较，以得到一个或多个定量关系。前述用本技术得到的"血糖值"是指患者在某一 检测时刻的毛细血管全血葡萄糖值，用mmol/L或mg/dL为单位表示。
可采用80C31单片机作为检测控制和数据处理的中央单元。当然也可采用其他更好或较 差的单片机或集成电路及芯片。
单片机系统的基本功能如下确定温度电压采集的正确步骤，判断采集时初始条件的正 确与否。对采样数据进行统计和计算。将计算结果送至显示器显示。存储检测结果或通过接 口连接RAM数据存储器存储数据。标定时，判断有创血糖值输入是否正确，并自动计算出针 对仪器使用者个人的血糖浓度和温度特征参数之间的定量关系。检测提示音响或报警控制。 其他参数预设和按键控制。
上述机芯内还可以置有时钟、收音机和/或手机芯片。实现一机多用，即测血糖，时间 显示，收听广播和手机通讯。使在血糖检测完成后，存储在中央芯片中过去一段时期内的 若干检测结果，可通过手机功能发送到医院或给家人供参考。
为进一步提高检测的准确性，可以通过对环境温度的检测，修正获得的温度变化特征 参数。即通过大量实验，了解环境温度对血糖检测准确性的影响，再详细分析处理获得的温 度数据，然后用数理统计方法建立环境温度与人体温度特征参数之间的关系式。在此后的 检测中，通过考虑这种关系，就可以在环境温度变化较大的情况下也能得到较准确的血糖 值。上述存储器内还可存有环境温度与人体温度特征参数之间的关系式，用于输入计算器， 对计算结果进行校正。
(d) 、显示器。显示器可采用4位或4位以上高亮度LED，也可采用较廉价的数码管。分 辨率至少保留小数点后一位。每位LED受一个CD4511BCD码驱动器驱动，单片机的P1口向各 驱动器提供数据。
(e) 、声响提示/报警电路。声响提示/报警电路可通过将蜂鸣器与单板机的INTO口连 接来组成。当条件合适时，蜂鸣器发声，提示检测可以开始。检测完成或标定完成时，提示 可以结束。当操作失误或血糖严重超标时，还能自动报警。
(f) 、开关稳压电源电路；开关稳压电源电路可直接购买合适的产品安装。要求输出 的直流电压稳定性好，功率足以满足所有部件需求。
(g) 、电源开关和交流电源插座，电源可以是交流电源或电池8。 探测头2连接前端的温度传感器测温触头和后部的耳孔适配器3，耳孔适配器3由中部的
热敏电阻温度传感器3. 1、包覆的良导热体填料3.2和与金属外皮3.3组合而成，热敏电阻温 度传感器3. 1由导线4与将温度信号转换为电信号的转换电路和机芯内的前置放大器连接。
耳孔适配器3由装入金属外皮中的热敏电阻传感器和良导热体填料3.2浇铸后凝固所组 成。良导热体填料3.2可以是导热良好的树脂。
上述金属外皮是与耳孔或腋下相配的贴块式金属外皮。耳孔适配器与温度传感器探测头 相连，其形状和尺寸应与耳孔相配，其功能是使探头固定在耳孔内一定位置，保证每次检测 的条件(探头进入深度和接触状况) 一致，以提高检测准确性。
上述探测头2与加热-冷却单元5连接，可用于对测温探头进行加热和冷却，使其达到预 设的初始温度。加热单元或冷却单元是半导体器件或外加冷源或外加热源。合适的初始温度 的预热，预冷方式。可采用半导体器件来预热或预冷，也可直接采用外加热源做短时加热。 也可直接采用人体对测温体进行预热。比如，先将测温体放入腋窝，待其温度达到要求的初 始温度后在放入耳孔进行正式测试。类似地，还可用一只耳孔预热，然后放入另一只耳孔检
上述探测头内的温度传感器测温触头是指能通过接触热传导，对流或/和辐射方式正确 检测温度变化的仪器，包括热敏电阻传感器、热电偶传感器、半导体PN结型传感器、石英 晶体振荡测温传感器或热释电红外传感器，采用热电偶，半导体PN结，石英振荡和红外等 方式检测温度变化，再通过电桥等方式将其转换为电压或电流值。对其性能的要求是(l)精 度不低于O. IOC。 (2)对温度变化的响应时间短，最好不大于5秒。(3)检测探头对被检测温度 场影响尽可能小(即探头的热容量应越小越好)。(4)工作可靠，体积以小为好。
参见图2，上述转换电路是惠斯通电桥(wheatstone bridge)或非电桥方式连接热敏电 阻，通过它将温度信号转换为电信号。图中R1， R2， R3为固定电阻，Rt为热敏电阻，Vs是 外加电压，Vout是输出电压。若取R^R2，当R3二Rt时，电桥输出电压Vout^;但当人体 血糖变化引起耳孔温度升降时，Rt将大于或小于R2，电桥输出Vout将不为零，于是可将此输 出电压放大后作进一步处理。
实施例二，参见图3，图3显示的是另一种设计的无创血糖检测仪。它与图l所示设计不 同之处仅仅在于采用电池8代替交流电源。相应的开关稳压电源电路6也要做一些改变，以适 应电池电压在使用过程中不断下降的特点。可以购买现成的稳压集成电路进行组装，这类产 品市场有售。
实施例三，参见图4，图4显示的是又一种设计的无创血糖检测仪。它与前两种不同之处 在于温度探头不是由一支耳朵加热来达到所需的初始温度，而是由设在仪器内的加热-冷却 单元来控制的。图中14是加热-冷却单元，它由单板机系统4控制，由稳压电源6供电，并利 用半导体通电生热或冷却。此种半导体可以购买组装。
第四种无创血糖检测仪设计与前面三种的不同之处在于温度探头改成一种贴块形式，紧 贴于身体某一部位(如腋下)的皮肤上，让仪器一天24小时不间断监测贴块的温度变化。这
并非每隔一段时间检测一次体温，而是监测由于血糖浓度的变化引起的产热变化，它反映在 贴片温度的起伏上，而不是体温的波动。比如说，餐后血糖升高，产热量增大，人体通过出 汗方式发散多余的热能，以保持相对恒定的体温。但与此同时，发散出的多余热能会引起贴 块温度的升高，监测贴块温度的变化就能间接获得血糖动态变化信息。因此，这种贴块与普 通体温计不同，它应具有一定的热容，其温度变化与测量区域附近的体表温度并不一致，也 不同步。为了准确地检测贴块的温度，可将温度传感器探头置于贴块内部。
参见图5，图5显示的是一种贴块-探头设计方案。图中l是贴块金属外壳，用铜或铝合金 制造。3是热敏电阻传感器。2是填料，用导热良好的树脂浇铸后凝固而成。4是导线。为了 监测方便，这种设计的仪器最好用电池作为电源，而不用交流电。每次检测的间隔时间可以 通过输入单板机(中央单元)的程序预先确定，也可以通过按键输入。由于整个仪器小巧， 可以随身携带。作为一种优化组合，还可以将这种检测仪与时钟，收音机和手机结合在一 起。实现一机多用，即测血糖，时间显示，收听广播和手机通讯。这种设计的一个显著 优点是:检测完成后，存储在中央芯片中过去一段时期内的若干检测结果，均可很方便地通 过手机功能发送到医院或给家人供参考。
上述几种设计中涉及的大部分部件都可以在市场上购买或请专业厂家制造。所谓中央 单元可以买普通的工况单片机来完成全部所需功能。比如，采用型号为89S52的单片机，其 主频是24兆，可以输入8K的控制程序，并自带A-D转换。温度检测传感器可以直接购买温度 检测芯片，也可自己买材料组装。比如，采用铜-康铜热电偶(很容易在市场上买到)时，从 接触皮肤的探头传出的模拟信号(电压值)先要放大，再进行A-D转换。所以不论采用哪擂温 度检测传感器，都应包括放大和数字转换部分，这些都是常规的部件，很容易从市场上买 到。如采用前述89S52单片机，贝UA-D转换也可省掉，因单片机已自带此功能。同样液晶 显示屏也可直接从市场上购买。比如，128X128图形点阵液晶模块，带中英文字库，可显 示8行汉字或英文，有内置T6963C控制器，自带负压和LED背光。可由前述单片机提供的编 程，让液晶显示屏自动显示所需的界面(如血糖值和检测时间)。也可由以前的血糖检测数 据等)。也可由显示屏控制单元(或按键)人为控制其它功能，如调出以前的血糖检测数据 等。预设初始温度选择可有多种方式，最简单的是仅设计几个预设温度档，如23'C， 28°C 和32'C，用普通的换档开关或波段开关连接单片机即可。半导体加热-冷却单元可以买零件 自制，也可请专业厂家按要求定制，这类产品已很普遍，价格不高。关键还是需通过合适 的编程，输入单片机后实现准确的预热-预冷控制。其它零件，如电源开关，保险管，机 箱，计算机接口，插座等都很容易购买后组装。上述台式检测仪已由发明人造出，并已用它
进行了大量检测实验。效果很好。
应用本发明的无创血糖检测方法包括以下主要技术步骤
I、 选择适用于普通人群的检测部位，器官或组织。
II、 针对选定的检测部位，器官或组织，通过对普通人群的调査，得到该部位，器官 或组织的日平均温度。
III、 由上述平均温度来确定普适的测温体的预设初始温度。
IV、 根据该初始温度，设计出使测温体在正式检测或监测前能达到该温度的技术或方法。
V、 用具有确定材质，结构，质量，形状和尺寸，热参数和初始温度的测温体接触或接 近选择好的检测部位，器官或组织，进行温度实时检测或监测。
VI、 对检测得到的数据或曲线进行分析处理，找出具有代表性的温度变化特征参数。
VII、按照预先得到的血糖值和温度变化特征参数的相互关系，导出此时患者或仪器使用 者的毛细血管全血葡萄糖值。
由于个体之间的差异，血糖值和温度变化特征参数之间的定量关系是因人而异的。所以 仪器使用者需预先确定这种适合于自己的定量关系。该过程称为"标定"，其步骤如下。、选择血糖波动较小的时间段，如清晨，夜晚，饭前空腹或饭后3小时以后。、按前述无创快速血糖检测方法的技术步骤l-6得到温度变化特征参数。、在温度检测的同时或几乎同时，采用常规血糖检测方法(葡萄糖氧化酶法)检测毛
细血管全血的葡萄糖浓度(一般是先抽少量的毛细血，再用葡萄糖氧化酶作特异性分析)。 [4]、仔细分析处理得到的各种特征参数，找出与用葡萄糖氧化酶法得到的浓度值有明
确相干关系的一个或多个特征参数，用数理统计方法建立特征参数与葡萄糖浓度之间的定量关系。
为了快速，方便地得到准确可靠的血糖值，本发明采用了下列措施。、尽可能选择受环境温度影响较小，容易操作，便于温度测量的且适用于普通人群 的检测部位，器官或组织，比如耳孔，腋窝或口腔。、选择合适的测温体初始温度。对于耳孔检测，合适的初始温度可在25-32'C，之间 选择。对于腋窝，合适的温度范围是20-3(TC，对于口腔，该范围是25-35r。、选择合适的使测温体达到合适的初始温度的预热，预冷方式。比如可采用半导体 器件来预热或预冷(如美国KITSRUS公司的KIT66型127P-N结单元，外加电压13V，正向通电 生热，反向通电降温)。当然，单纯预热也可直接采用外加热源做短时加热。另一个选择是
直接采用人体对测温体进行预热。比如，先将测温体放入腋窝，待其温度达到要求的初始温 度后在放入耳孔进行正式测试。类似地，还可用一只耳孔预热，然后放入另一只耳孔检测。、尽可能保证每次检测都在完全相同的初始条件下进行。这些初始条件包括同一 人，同一检测部位，器官或组织，同一检测仪器，相同的初始温度等。、尽可能建立准确的血糖值和温度变化特征参数之间的相互关系。首先要保证作为 标准用的常规血糖检测仪器的质量。其工作应稳定可靠，检测精度高，最好不低于 0. lmmol/L或0. lmg/dL;其次要使两种检测法能在完全相同的条件下进行。这些条件包括同 一被测试人和同 一检测时刻等。、为进一步提高检测的准确性，可以通过对环境温度的检测，修正获得的温度变化 特征参数。即通过大量实验，了解环境温度对血糖检测准确性的影响，再详细分析处理获得 的温度数据，然后用数理统计方法建立环境温度与人体温度特征参数之间的关系式。在此 后的检测中，通过考虑这种关系，就可以在环境温度变化较大的情况下也能得到较准确的血 糖值。
除了上述适合于普通人群使用的检测方式外，本发明还提出针对具体患者或仪器使用者 不同状况的检测方式，其主要内容包括、针对患者或仪器使用者的工作生活状况，设计不同类型的无创血糖检测仪。比如 说，对于长期在室内工作，有固定的工作学习环境，生活较安定的患者或仪器使用者，可采 用体积稍大的台式检测仪。这种仪器可采用室内交流电源，由于体积不受限制，器件(如交 直流转换电源，预热，预冷元件，温度探头，控制线路和芯片等)有较大选择余地，质量会 较高，检测精度有保证，数据处理和存储量大，能与计算机接口。对于长期在室外工作， 工作环境流动性大的患者或仪器使用者，可采用便携式，手持式或佩戴式检测仪。采用自带 直流电源，由于体积小，使用更方便。、针对患者或仪器使用者的身体状况，确定合适的检测区域。比如对于耳孔有缺 陷，疤痕或病变等的情况，可以选择手腕，手臂或脚部等区域。、为进一步提高检测的准确性，可以针对具体的患者或仪器使用者，确定预设初 始温度。比如对于血管末稍循环较差，手脚温度通常较低的患者，如果检测区域为手指端 部，可将预设初始温度适当降低。对于情绪容易激动，体表温度通常较高的患者，预设温度 可以适当降低。、对于严重的糖尿病人，需要一天24小时监测血糖的变化。可以采用贴块形式的测 温体，紧贴于患者身体某一部位(如腋下)的皮肤上。每隔一段时间(如10分钟)检测一次
贴块温度的变化。贴块的初始温度定义为每次检测前的温度。
本发明采用一个或多个具有确定材质，上述确定材质可以是金属，陶瓷，塑料或其他材 料类别。本发明采用确定结构，所说的确定结构可以是物体与探头并列，也可以是探头在中 心物体在外层的圆筒状或柱状等结构。本发明采用确定质量，确定形状和尺寸，本发明还采 用了确定热参数和确定初始温度的物体，确定热参数是指该物体包括探头的整体热容量，比 热和热传导能力等参数。确定的初始温度是指该物体包括探头在正式检测或监测前的整体温 度。接触或接近人体一个或多个部位，器官或组织，人体部位是指所有体表中具有皮肤的任 何区域，器官是指四肢，耳孔，口腔，鼻腔等体表或体表开口器官，所说的组织是指外层皮 肤，真皮，皮下血管等人体组织。接触是指该物体包括探头与前述部位，器官或组织紧密靠 在一起，人体产热主要通过接触传导方式进入该物体。所说的"接近"是指该物体包括探头 与前述部位，器官或组织靠得很近。人体产热主要通过辐射和/或对流方式进入该物体。检 测或监测在人体这些部位。器官或组织产热作用下的该物体温度变化的状况。在不同时刻， 由于血糖浓度的不同，人体这些部位，器官或组织的产热率或代谢率不同，导致该物体温度 变化的不同。检测或监测出这些变化，在对温度数据进行分析处理的基础上，提取出一个或 多个特征参数，并与同一时刻有创式的血糖检测标准方法进行对比，建立血糖值与该物体温 度变化特征参数之间的定量关系。所说的"温度变化特征参数"是指包括温度变化速率，某 一时段最高温度与初始温度之差，到达某一指定温度所需时间等参数。根据一个或多个这种 关系，在以后的检测中可直接通过检测或监测获得的物体温度变化特征参数，导出不同时刻 的人体血糖浓度值。
权利要求
1.一种无创血糖检测仪，包括外壳(1)、外壳内部的机芯和与外壳连接的探测头，其特征在于外壳表面上有操作按键(7)和用于标定的有创检测血糖值输入键(6)；机芯由以下顺次连接的组件(a)、用于将探测头输入的微弱温度电信号放大的前置放大器；(b)、内设参考电压和时钟的A/D转换电路；(c)、用于数据处理的单片机系统，该单片机系统内含有控制器、用于储存检测数据和储存有检测程序和定量关系式的存储器、用于将检测数据与预存关系式进行比较、分析和处理的计算器，上述定量关系式是在离检测较接近的时间内，对同一患者采用标准有创血糖检测方法得到的血糖值与温度变化特征参数的相互关系式；(d)、显示器；(e)、声响提示/报警电路；(f)、开关稳压电源电路；(g)、电源开关和交流电源插座；探测头由前端的温度传感器测温触头和后部的耳孔适配器(3)连接而成，耳孔适配器(3)由中部的热敏电阻温度传感器(3.1)、包覆的良导热体填料(3.2)和与金属外皮(3.3)组合而成，热敏电阻温度传感器(3.1)由导线(4)与将温度信号转换为电信号的转换电路和机芯内的前置放大器连接。
2.根据权利要求l中所述的无创血糖检测仪，其特征在于上述探测 头内的温度传感器测温触头是热敏电阻传感器、热电偶传感器、半导体PN结型传感器、石 英晶体振荡测温传感器或热释电红外传感器。
3.根据权利要求2中所述的无创血糖检测仪，其特征在于上述将温 度信号转换为电信号的转换电路是惠斯通电桥转换电路。
4.根据权利要求3中所述的无创血糖检测仪，其特征在于上述探测头与加热-冷却单元(5)连接，加热-冷却单元(5)用于对测温探头进行加热和冷却，使其 达到预设的初始温度，加热-冷却单元是半导体器件，或者是外加冷源或/和外加热源。
5.根据权利要求4中所述的无创血糖检测仪，其特征在于上述金属 外皮是与耳孔或腋下相配的贴块式金属外皮。
6.根据权利要求5中所述的无创血糖检测仪，其特征在于上述显示 器是LCD显示器或数码管显示器，电源是交流电源或电池。
7.根据权利要求6所述的无创血糖检测仪，其特征在于上述机芯内 还置有时钟、收音机和/或手机芯片。
8.根据权利要求7所述的无创血糖检测仪，其特征在于上述(c) 中的定量关系式是简单的系数、解析公式、经验公式或存于数据库中的曲线形式。
9.根据权利要求8所述的无创血糖检测仪，其特征在于上述(c)中的标准有创血糖检测方法是葡萄糖氧化酶法的静脉全血检测方法或毛细管全血检测方法。
10.根据权利要求9所述的无创血糖检测仪，其特征在于上述(C)中的存储器内存有环境温度与人体温度特征参数之间的关系式，用于输入计算器，对计算结 果进行校正。
全文摘要
一种无创血糖检测仪，包括外壳、外壳内部的机芯和与外壳连接的探测头，其外壳表面上有操作按键和用于标定的有创检测血糖值输入键；机芯内有前置放大器、A/D转换电路、单片机系统、显示器、声响提示/报警电路、开关稳压电源电路、电源开关和交流电源插座。探测头由前端的温度传感器测温触头和后部的耳孔适配器连接而成，耳孔适配器由中部的热敏电阻温度传感器、包覆的良导热体填料和与金属外皮组合而成，热敏电阻温度传感器由导线与将温度信号转换为电信号的转换电路和机芯内的前置放大器连接。解决了无创、低价、精确检测血糖值的问题。
文档编号A61B5/145GK101194838SQ20071020339
公开日2008年6月11日 申请日期2007年12月25日 优先权日2007年12月25日
发明者何宗彦 申请人:何宗彦