JPH11505452A - 非観血的血液分析物測定装置及び測定法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 非観血的な血中被測定物モニタ（１０）。モニター（１０）にはある刺激をそれに感応する体内組織（３０）に加える刺激器（２３）と、同刺激に対する体内組織（３０）の応答を検知する検知器（２５）が付属する。また検知した体内組織（３０）の応答を被測定物の濃度に相関づける相関計を同時に備える。一体型で、モニタする被測定物はグルコースである。

Description

【発明の詳細な説明】 非観血的血液分析物測定装置及び測定法発明の属する技術分野 本発明は、一般に、ヒトの血液分析物をモニターする方法、特に、糖尿病患者 のグルコース等の血液分析物をモニターするための非観血的血液分析物測定装置 及び測定法に関する。 従来の技術 種々の病状の処置に関する選択肢の評価、及び意思決定をするためにリアルタ イムな生理学的データを利用することは、患者と医療従事者の双方にとって魅力 のある対象である。そうしたデータを非観血的な方法で得る技術は、患者の苦痛 を最小限に留め、しかも感染性の雑菌混入をほとんど排除することが可能である という点において殊に魅力があるものである。真性糖尿病のように頻繁なモニタ ーを必要とする状況においてはこのような非観血的な技術が特に重要となる。 真性糖尿病は普通に見られる疾病であり、米国において１４００万人、先進諸 国においてはそれに数倍する人々がこれに苦しめられている。糖尿病にはいくつ かの異なった種類があるがいずれも代謝機能障害を伴う点において共通である。 糖尿病体質の個人にあっては、血中のグルコース濃度の調節は正常な生理的作用 に則って行われていない。特に、糖尿病患者は血糖値が高くなる傾向を示す。こ の状態は高血糖症と呼ばれ、インシュリンの欠乏、インシュリン・レベルの低下 、またはインシュリンの働きに対する抵抗に起因する。真性糖尿病には心臓疾患 、腎疾患、網膜症、神経障害を含む高度の病的状態が伴う。こうした合併症が患 者本人と社会に及ぼす苦痛と損失には甚 大なものがある。 真性糖尿病には治療法はないが、有効な処置方法は存在する。そうした処置の 手法は全て、血糖値を正常な生理学的限度内に維持することを共通の目的として いる。これは最も普遍的には食餌療法とインシュリン及び／または内用血糖降下 剤のような薬物療法の組合わせによって達せられている。最近終了した「糖尿病 の抑制と合併症に関する試験ＤＣＣＴ）」によれば、血糖値の正常化はその程度 がどうであれ糖尿病に伴う長期的病状を軽減することが最終的に立証されている 。こうした正常化に不可欠の要素の一つに血糖値を頻繁に測定することがある。 集中的療法において血糖値の測定結果はインシュリンの投薬量を急激に変化させ るために用いる。また、より長期的な療法においては測定結果を記録しておき、 医師が各患者の治療計画を加減したり微調節したりする時の補助となる有用な情 報源とする。 糖尿病患者が各自のグルコース値を自分でモニターする時の従来の方法は、体 から取り出した体液を分析するものと、体液を必要としないものの二法に分かれ る。これらはさらに観血的な技法と非観血的な技法に細分できる。観血的技法は 皮膚壁を破ることを伴い、通常は患者から採った血液のサンプルを必要とする； 一方、非観血的技法では皮膚壁を破ることを必要としない。 体液中のグルコース値を測定する方式は、大体においてグルコース酸化酵素の 存在下における酸素によるグルコースの酸化に立脚している。グルコースの濃度 はこの反応の特定の副生成物の量との相関によって求められる。最も一般的な測 定対象は上記の酸化反応で生成する電気エネルギーであり、電極を用いて測定す る。かかる手法は中村らに対する米国特許第４，３９２，９３３号、Ｃｅｒａｍ ｉに対する米国特許第４，４３６，０９４号、Ｂｅｓｓｍａｎらに対する米国特 許第４，４３１，００４号の対象となっているものである。電気エネルギーはあ る種の電子装置で測定し、グルコース濃度に 換算して表示する。 血液は標準的な体液として、糖尿病患者におけるグルコース濃度のグルコース 酸化酵素に基く測定に用いられる。この手法の欠点は患者の血液サンプルを必要 とすることから観血的であるところにある。サンプルは通常血管の良く発達した 体組織、例えば指先等から小型のランセット（刺絡針）を用いて採取する。この 施術は相当な痛みを伴うものであり、糖尿病患者の多くはこれを好まない。また この方法は身体的苦痛に加え、指の先端に傷痕となって残ることがあり、感染症 防止の観点からも望ましいことではなく、往々にして厄介でかつ不便な代物であ る。 最近に至り、非観血的に体液を採取する技法がいくつか提唱されている。例え ば米国特許第５，１３９，０２３号には、皮膚または粘膜を経由して得た体液中 のグルコース値を測定する一方式が述べられている。この方式及び類似のものの 主たる欠点は、そのようにして得た体液の血中のグルコース濃度との相関には遅 れがある上、相関が不定であるということにある。 以上に加えて体液をサンプルとしてグルコース値を測定する手法にはすべて、 それぞれのサンプルが別個に使い捨ての試験片を必要とするという、共通した不 利益がある。これは伝染性の物質の伝播を防ぐために必要なものである。しかし 、こうした使い捨て器具は現今の血糖値モニタ技術の出費の主要な部分を占めて いるのである。かかる出費の影響で、糖尿病患者がその血糖値のモニターの頻度 を抑えるということにもなりかねない。 体液に頼ったグルコース値測定方法における上記の諸障害が動機づけとなり、 皮膚壁を破らず血糖値を非観血的に測定する装置への研究がこれまでもなされて きた。そうした考案物の一つがＳｃｈｌａｇｅｒに対する米国特許第４，８８２ ，４９２号に記載のものであり、これは二つ以上の分離波長の、あるいは一つの 連続した帯域の赤外線を当てて体組織に透過または反射させ る方式である。その際の一連の吸収の測定結果からマイクロ・プロセッサがグル コース値を計算する。対象の体組織が指先や耳朶のように血管が良く発達したも のであれば、上記によるグルコース値測定結果は血糖値を近似する。 この手法にはしかし大きな欠点として、他の血液成分がグルコースと類似した 吸収スペクトルを持つということがある。その結果、医療の実環境においては血 糖値の正確な測定が困難となる。さらにこの方法の潜在的不利益としては、使用 する光学技術が高価なものになる可能性が挙げられる。発明の要約 本発明は、個人の血液中の分析が可能な成分（すなわち血液分析物）を非観血 的に測定するための測定装置及び測定法をもたらすものである。対象とする血液 分析物の濃度は刺激器で体内組織に刺激を加え、その刺激に対する反応を検知器 で検知し、検知した体内組織の応答を相関計で分析物の濃度に相関づけることに よって測定する。またオプションとして、刺激を与える体内組織及び／またはそ れに応答する体内組織への血液の流れを阻止するための閉塞機構を備えている。 測定の対象である分析物は血糖値のような生理学的分析物、またはコカインのよ うに体内組織に影響を与える非生理学的分析物であっても良い。刺激を受ける体 内組織は検出をする組織と同じであっても良いし、別の組織でも良い。 実施例の一つでは刺激器は体内組織に電気的刺激を加えるための少なくとも二 つの刺激電極を含み、検知器は体内組織からの電気的刺激に対する電気的応答を 検知し電気的応答信号を与える検知用電極を含む。同装置はさらに電気的刺激の 強度と長さを制御し、応答信号を使用者の分析物濃度に相関づけるための制御装 置を含む。 同装置はさらに使用者とモニターの相互作用を補助する一つ以上の入出力装 置を備えることもできる。例えば、実施例の一つでは、英数字による表示が血液 分析物の濃度を視覚による指示として使用者に与え、かつスピーカーが血液分析 物の濃度を耳に聞こえる指示として使用者に与える。またキーボードを備えてお り、使用者がモニターのある種の操作を制御することができるようになっている 。 刺激器と検知器を格納するための取り合わせとしては種々のものが可能である 。刺激と検知の対象たる体内組織が共に正中神経である実施例の一つでは、刺激 用電極と閉塞機構は同神経の第一の部位近くで使用者の指に固着せしめるのに適 したカフに格納されている。 一方検知器は、同神経の第二の部位近くの場所に おいて使用者の手首に固着せしめるのに適したリストバンドに格納されている。 本発明を用いれば、例えば糖尿病患者におけるグルコース値のような個人の血 液分析物濃度を、迅速かつ信頼性を持って測定するための測定装置及び測定法が 可能になる。 その上、こうした有利な特性は非観血的な方法で（すなわち皮膚 壁を破ることなく）達成され、それにより使用者への身体的及び心理的苦痛、伝 染性物質の伝播の可能性、及び不便は最小限にとどめられる。本願に記述する測 定装置及び測定法は、体内組織の生理学的もしくは生化学的機能内での分析物依 存の変化を活用し、ヒトにおける分析物濃度を非観血的に測定するものである。 例えば、好ましい実施の形態の一つにおいて、使用者の血糖値の測定は正中神経 のような末梢神経の電気生理学的機能における血中グルコース依存の変化を利用 している。本質的には本願に記述する測定装置及び測定法は、末梢神経の一つを 体内グルコースの検知器として用いるものである。この故に本装置は人工の検知 器を個人の身体内に取り付けたり、当人の体液を採取したりすることを必要とし ない利点を有するのである。 本発明がさらに有利である点は、その測定の過程で使い捨ての器具を要しない ことである。したがって毎回の試験片の出費は除外でき、その結果のコスト減は 各個人による分析物測定の頻度の促進という付加効果を生む。なおかつ本発明が 有利である点は、高価な構成部品を避け、入手が容易なアナログ及びディジタル 電子装置を使用していることである。さらに本発明の有利な点はその使用が容易 であることである。これはソフトウェアを基盤とした制御器を採用し、使用者の 専門知識の必要性を最低限に留めていることによる。図面の簡単な説明 本発明それ自体ならびに本発明の既述の特長点については、以下に掲げる本発 明の詳細説明からより完全な理解が得られるものと考えられる。 図１は本発明による非観血的血液分析物測定システムのブロック図であり； 図２は図１記載の分析物測定システムの実施形態の一つの線図であり； 図３は図２記載の分析物測定システムの略図であり； 図４は本発明の刺激器と閉塞機構を格納する説明としてのカフの図示であり； 図５は本発明の検知器を格納する説明としてのリストバンドの平面図であり； 図５Ａは図５記載の格納部の側面の部分断面図であり； 図６は本発明の検知器の略図であり； 図７は血液分析物測定処理の流れ図であり； 図８Ａは血糖値測定処理の流れ図の前半部分であり； 図８Ｂは図８Ａ記載の流れ図の後半部分であり； 図９は種々の刺激レベルに対応する複合活動電位の波形を示し；そして 図１０は条件づけした複合活動電位波形を示す。好ましい態様の説明 まず図１において、本図は使用者の体内組織３０との通信により血液分析物の 濃度を測定する血液分析物測定システム１０を示す。この分析物測定システム１ ０には、刺激２８を制御器２０の制御下で体内組織３０に加えるための刺激器２ ３が付属している。同じく備わっているのが検知器２５であり、これは刺激２８ に対する体内組織の応答信号２７を検知するものである。検知された体内組織３ ０による応答信号２７は相関計が後述の要領で使用者の分析物濃度に相関づけ、 その相関値に応じて分析物濃度を指示する指示計が備わっている。 測定対象の血液分析物は分析が可能なすべての血液成分であって、血糖値のよ うな生理学的分析物、またはコカインのように体内組織に影響を与える非生理学 的分析物であってもよい。制御器２０は記憶した命令を実行し、アナログならび にディジタル信号を生成及び処理し、計算を実行し、後の検索に備えてデータを 保存する能力を有するものであり、例えば本願で実施例として示すマイクロ・コ ントローラや、あるいはパーソナル・コンピュータ等様々な形態を取りうる。 刺激２８は応答信号２７を検知するのと同じ体内組織に加えても良い。しかし また別法としては刺激２８を最初の体内組織に加え、応答信号２７はその刺激に 応答する第二の体内組織で検知しても良い。 一般的に、体内組織３０はある種の神経、筋肉その他の組織であって、加えら れた刺激２８に対し分析物濃度の関数として検知可能な応答２７を発生する何ら かの感応性の組織である。本願に記述する実施例においては体内組織３０は神経 であり、モニターする血液分析物はグルコースである。またこ の要領で使用する神経の代表的なものとしては正中神経または尺骨神経が挙げら れる。神経のグルコース濃度は、神経３０と連絡する血管３１内の血糖値と定常 状態の関係にあることが観察されている。神経３０はそれが低酸素状態にされた 時、その中のグルコース濃度（すなわち［Ｇｌｕ］_nerve）に見合う電気的活性 を示す。特に、神経３０がその低酸素状態の部位に加えられた電気的刺激２８に 対してする応答は、同神経が低酸素状態となる以前の神経グルコース濃度の特性 を備えている。この種の刺激を繰返して加え、それに関連する神経の応答を測定 することにより、高度の正確性をもって血糖値を推定することができる。 より詳細には、体内血中グルコース用体内センサー及び非観血的血中グルコー ス測定測定器具としての抹消神経３０の本願に記述するような有用性は、以下を 含む末梢神経の生物学的特性のいくつかに依拠している： 1.末梢神経におけるグルコース濃度は、神経性または神経グルコース濃度とい い、血糖値と直接的関係がある。 2.低酸素（すなわち体組織への酸素の供給が非常に低いか無である）状態にお いては、神経の電気生理学的機能は神経グルコース濃度と比例する。 3.末梢神経の電気生理学的機能は非観血的に測定が可能である。 前記の三つの特性を用い、低酸素状態にある末梢神経の非観血的な電気生理学 的測定結果の集合を、以下に説明する方法によってその個人の血糖値に換算する 。 既述のように、末梢神経内のグルコース濃度は血糖値と定常状態にある。換言 すれば、神経グルコース濃度は血糖値と直接に比例する。たいていの他の組織と は異なり、末梢神経においては上記の関係はインシュリンに左右されない。さら に血糖値における変化は神経グルコース濃度における同様の変化となって現れる 。定常状態は血糖値における変化の後１０分以内という速 さで再び定着する。したがって神経グルコース濃度の測定値は信頼性が高く、比 較的迅速な血糖値の指針となる。 末梢神経は、何万という数の軸索と呼ばれる個別の伝達繊維からなる。ヒト及 び大多数の脊椎動物における末梢神経系（ＰＮＳ）は、その長距離信号伝達シス テムとしての正常な機能の維持のため、多量の生化学的エネルギーを必要とする 。このエネルギーは、組織内に遍在するアデノシン三リン酸（ＡＴＰ）分子のリ ン酸基の加水分解によって主に引き出される。軸索は二つの生化学的プロセスを 経てそのＡＴＰの補給をする：すなわち、酸化的リン酸化反応と解糖作用である 。こうした二つのプロセスがそれぞれ異なった条件下で支配的となり、異なる量 のＡＴＰとある種の代謝副産物を生成する。有酸素性の条件、すなわち十分な酸 素の存在下では、ＡＴＰはグルコースの分解を経た酸化的リン酸化反応と脂肪酸 の分解により効率良く生成される。無酸素性の条件、すなわち十分な酸素の欠乏 下では、ＡＴＰはグルコースの単純な分解で充分生産されない。さらに、このプ ロセスの副産物として乳酸が生成し、軸索の細胞内酸性化を招き、その結果軸索 のｐＨが低下する。無酸素性の条件は、酸素やグルコースその他の栄養が届けら れる血管を閉塞することによって末梢神経に外部的に課すことが可能である。閉 塞は上下肢共その表層の神経について閉塞機構２４、例えば圧迫帯２４を使用者 の腕や指のような末端部に巻き付けることによって達成する。圧迫帯２４の使用 は、圧迫帯を妥当な時間内（例えば４５分）に緩める限り神経３０や他の組織を 害することはない。 閉塞機構２４は神経３０に酸素と栄養を供給する血管３１を取り囲む組織を圧 迫するものであり、例えば図２及び図４に示し以下に説明するような空気圧式カ フ等、種々の形態を取りうる。同閉塞機構２４は、血流を遮るタイミングと長さ を所定のプロセスに従って決定する制御器２０が制御する。 解糖作用は神経グルコース濃度に厳密に依存する。したがって、軸索がＡＴＰ レベルを維持し、低酸素状態で細胞内酸性化を防ぐ能力は神経グルコース濃度に かかっている。この様な低酸素状態の間、軸索は追加のグルコースを得られない （あるいは極く少量しか得ない）ため、この期間中の解糖の効率は低酸素状態が 起こる以前の神経グルコース濃度に依存する。その上、各軸索の電気生理学的特 性はＡＴＰ及びｐＨの低下と共に変化するので、その結果神経全体としての電気 生理学的特性は並行した様式で影響を受けることになる。 軸索繊維はインパルス伝導組織であり、その中ではインパルスが主要な信号単 位を代表している。本発明によれば、そのインパルス、すなわち全か無かの伝導 にかかわる活動電位と呼ばれる電気化学的事象は刺激２８を用いた電気的刺激に より人工的に開始する。したがって、実施例においては刺激２８は電極７７、７ ８（図４）が印加する電気パルス刺激としている。末梢神経３０、もしくはより 一般的な表現をすれば、感応性のある何らかの体内組織を刺激するための刺激２ ８のその他の形態としては磁気的刺激、光学的刺激、その他の形態の電磁エネル ギー刺激（例えば高周波）、知覚の刺激（例えば振動、温度、または圧力）、無 機あるいは有機化学物質の使用（例えばナトリウム、神経伝達物質、麻酔剤）、 もしくは生物学的物質の使用（例えば蛋白質、核酸ＤＮＡ／ＲＮＡ）がある。 実施例において、刺激器２３は神経３０に直接かぶさる皮膚表面３２に物理的 に接触する少なくとも二つの刺激電極７７、７８（図４）と、電流発生器からな る。電流は最低２個の比較的近接した電極間を流れる。電気的パルス刺激２８は 実施例におけるような電流パルスでも、あるいは電圧パルスでも良く、以下に説 明する要領で所定のプロセスに従って刺激２８の長さと大きさを決定する制御器 ２０が制御する。 刺激２８の電流の大部分は皮下の神経３０に進入することなく刺激電極７７、 ７８間を直接通過するが、その一部は神経に進入し、構成している軸索繊維を刺 激する。刺激される繊維の本数は、電流の大きさと共に繊維のある種の幾何学的 及び生物物理学的特性に左右される。一般的に、刺激電流と活性化される軸索と の関係はＳ字型関数となる。刺激された軸索繊維のそれぞれはほとんど同時に活 動電位を発生し、それを刺激点から両方向に伝播する。 検知器２５は、刺激を受けた全ての軸索繊維からの複合活動電位（ＣＡＰ）と 呼ばれる輻輳した応答信号２７を受けるものであり、種々の形態を取りうる。こ の目的のため、検知器２５には例えば図５における２個の検知用電極８５のよう に、神経３０に直接かぶさる皮膚表面３２に物理的に接触する一つ以上の検知用 電極を含める。検知器２５は刺激を加える部位に、またはその代わりに刺激点か ら少しく離れた部位に配置しても良い。例えば、被刺激体内組織と被検知体内組 織３０を共に正中神経から取っている場合、図２に示すように、刺激器２３は組 織の最初の部位に隣接して使用者の指に、そして検知器２５は組織の第２の部位 に隣接して使用者の手首に配置しても良い。 複合活動電位の振幅は刺激を受けた軸索繊維の数を表す尺度である。既述のよ うに、軸索の電気物理学的特性はＡＴＰ濃度及びｐＨの低下によって変化する。 中でも最も重要な影響は軸索の一つを刺激するに要する電流の増加となって現れ る。したがって、ＡＴＰとｐＨにおける変化は複合活動電位の振幅及びその他の パラメータに反映することとなる。そうした変化は低酸素状態下の神経グルコー スに依存するものであるため、複合活動電位は神経グルコース濃度の伝達器の役 を果たすのである。 検知器２５はさらに応答信号２７（図６）を増幅し処理する電子回路を備えて おり、応答信号２７を分析物の濃度に相関づけることで判断する制御器２０に接 続している。例えば血糖値モニター・システム１０の場合では、制 御器２０は検知した応答信号２７のある種の特徴を、所定の機能を基礎として以 下に説明するように血糖値と相関づける。 応答信号が制御器２０によって分析物濃度の表示に変換された後、この情報は例 えば血液分析物の濃度を視覚による指示として使用者に与える英数字表示、また は同濃度を耳に聞こえる指示として与えるスピーカーのようなユーザ出力装置２ ２によって使用者に提供される。また同時に備えてあるのは制御器２０につなが る一つ以上のユーザ入力装置２１であって、ユーザがモニター１０と対話できる 手段を提供する。例示してある入力装置はキーボード３７（図２）である。 次に図２に関して言及すれば、同図はオプションの閉塞機構２４を利用する本 分析物測定装置またはモニター１０の実施例の一つを示し、これには本体ユニッ ト３５、カフ４０、及びリストバンド４１が付属していることを示している。カ フ４０は刺激器の電極７７、７８（図４）と圧迫帯２４を格納し、リストバンド ４１は検知器２５を格納する。ここで、刺激器２３、閉塞機構２４及び検知器２ ５の物理的な取り合わせとして種々の異なった方法があり得ることは当業者の了 解するところであろう。どのような実施の形態にも必須である制約事項は、刺激 器電極７７、７８（図４）、圧迫帯２４及び検知器電極８５（図５）が、目的の 体内組織（含複数）と相互作用をするために適切である解剖学的部位（含複数） で使用者に接触することである。例えば、代案として、刺激器電極７７、７８、 圧迫帯２４及び検知器電極８５は使用者の手の輪郭に合った、剛性のある手袋の 中に格納しても良い。この方法では上記構成部品を図２にあるのと同じ解剖学的 関係で配置することになる。 モニター・システム１０に使用するもう一つの配列は、刺激器電極７７、７８ 、圧迫帯２４及び検知器電極８５をすべて図２におけるカフ４０のよう なカフに格納してしまうことである。この場合、検知は刺激部位の直近で行われ ることになる。尚、例えば最初の体内組織が刺激され、その刺激に対する応答が 第二の体内組織で検知されるような仕組みの代替実施例においては、使用者に関 連して刺激器電極７７、７８、圧迫帯２４及び検知器電極８５を配置するに際し 数多の他の取り合わせが可能であり、これらは全て本発明の精神の範囲内である 。 本体ユニット３５にはユーザ入力装置２１（図１）、ユーザ出力装置２２（図 １）さらに入力及び／または出力装置として作動する追加の機能を含み、これら 全てを一括してユーザ・インタフェース装置と総称する。そのような入力装置の 一つがキーボード３７であり、それには使用者が作動可能な複数の操作機構を含 み、その操作をすることで使用者は命令やメッセージを本体ユニット３５に送る ことができる。使用者が作動可能な操作機構としては英数字キー４８と、例えば 較正と測定手順の実行をさせるＭＥＡＳＵＲＥ（測定）命令キー、あらかじめ保 存してあった測定値をモデムを介して遠隔地へ送信させるＳＥＮＤ（送信）命令 キー、ならびに分析物測定の行程を終了させるＨＡＬＴ（停止）命令キーのよう な所定のシステム命令を入力するための命令キー４９が付属しており、これらに ついては以下図７、８Ａ及び８Ｂに関連してさらに詳細説明する。尚キーボード ３７には視覚障害者を補助するための点字の浮き彫りを施しても良い。 ユーザ出力装置２２（図１）の一方式としては、分析物濃度や使用者向けのそ の他のメッセージを表示する、英数字による液晶ディスプレー装置３６の形態が ある。もう一つの出力装置２２としてはスピーカー４７があり、特に視覚障害者 等、モニター１０を使用中の個人に聴覚による有用なフィードバックを提供する 。 その他の追加のユーザ・インタフェース装置は、分析物濃度モニター１０ の機能を拡張するものである。具体的には、直列インタフェース・ポート４４は パーソナル・コンピュータとの通信を可能にするものである。不揮発性メモリ・ カートリッジ用のメモリ・インタフェース４５は本装置のデータ保存とソフトウ ェア処理能力を向上する。電話用ジャック４６を用いればデータを電話回線で伝 送することができ、遠隔地にあるコンピュータを使った分析物測定値の自動記録 や、離れた場所にいる医師等に分析物測定値を伝えることが可能になる。 本体ユニット３５は箱状の覆い４２に格納してある。２本の可撓性のコネクタ ３８と３９が、本体ユニット３５をそれぞれカフ４０とリストバンド４１に接続 する。カフ４０を本体ユニット３５に接続するケーブル３８は、可撓性で気密な ゴムチューブから成り、これを介して圧迫帯２４が室内空気による膨張及び収縮 をする。コネクタ・ケーブル３８にはまたチューブに取り付けられた４本の絶縁 電線が付属している。これら電線はカフ４０内に位置する刺激器電極７７、７８ （図４）への刺激用電流を通じ、また同じくカフ４０内に位置する温度センサー ７９（図４）からの温度信号を伝達するためのものである。検知器２５を本体ユ ニット３５と接続するケーブル３９は一群の絶縁電線から成る。これらの電線は 検知器２５が測定した応答信号２７を入手し、またリストバンド４１（図６）内 の検知器２５の電子回路に電力を供給する手段となる。 次に図３に関して言及すれば、ここでは本体ユニット３５の略図を示す。ここ に説明する実施例では、制御器２０は例えばモトローラ社のＭ６８ＨＣ１６のよ うなシングルチップ・マイクロコントローラである。シングルチップまたはマル チチップの他のマイクロコントローラを代わりに使用しても良い。マイクロコン トローラ２０にはランダムアクセス・メモリ、読出し専用メモリ、複数のアナロ グ・ディジタル変換器、及び複数の入出力配線が付属 していることが望ましい。 上記マイクロコントローラ２０は、読出し専用メモリに保存してあるソフトウェ ア・プログラムに従って稼動する。同プログラムは分析物濃度測定のプロセスを 実行し、ユーザ・インタフェース装置を制御し、かつ診断テストを実行する。マ イクロコントローラ２０が担当する機能は、本体ユニット３５のインタフェース ・カートリッジ・スロット４５に差し込んで使用する、後づけの不揮発性メモリ ・カートリッジを用いて拡張しても良い。 マイクロコントローラ２０は、英数字用ディスプレー装置３６、キーボード３ ７及びスピーカー４７を含むユーザ・インタフェース装置に接続する。より詳細 に述べれば、英数字用ディスプレー装置３６はマイクロコントローラ２０上の一 群のディジタル出力信号５０に連結し、かつその制御を受ける。ディスプレー装 置３６の表示内容は、マイクロコントローラ２０におけるディジタル出力信号５ ０の状態を調節する制御器２０が決定する。表示されるメッセージの例としては 血糖値や測定の状態が含まれる。 キーボード３７は一群のディジタル入力信号５７をマイクロコントローラ２０ に与えるものである。これら信号５７のロジック・レベルはキーボード３７上で 押された特定のキーに対応している。制御器２０は適正なディジタル入力信号５ ７を監視することによってどのキーが押されているかを判断する。 マイクロコントローラ２０の出力信号の一つは増幅器６１の入力となり、そこ でスピーカー４７を駆動する。制御器２０が出力ピンのロジック・レベルを所定 の高低周波数間で振動させることによって任意の周波数の音を発生させる。 本体ユニット３５は圧迫帯２４内の空気圧を制御する手段となる。本体ユニッ ト３５の好ましい実施の形態においては、空気ポンプ６５が空気入口６ ６から入る室内空気を圧送することにより、圧迫帯２４に連絡するチューブ６７ 内の圧力を上昇させる。空気ポンプ６５への動力は、マイクロコントローラ２０ 上の単一のディジタル出力ラインが起動信号を与えるソリッドステート・リレー ５８が制御する。同時に圧力変換器６８が膨張下のチューブ６７内の圧力を検出 する。この圧力は圧迫帯２４内の圧力、すなわち使用者の指を圧迫しているそれ と等しい。変換器６８はこの圧力に比例したアナログ信号を発生させる。同信号 はＤＣ増幅器６０で増幅され、マイクロコントローラ２０上のアナログ・ディジ タル変換器によってディジタル信号に変換される。このディジタル信号を制御器 ２０が解析する。空気スイッチ６９は、マイクロコントローラ２０上の単一のデ ィジタル出力ラインから起動信号を受けるソリッドステート・リレー５９が制御 している。空気スイッチ６９が開放にされた時、連絡チューブ６７内、すなわち 圧迫帯２４内の圧力はスイッチ６９を経由し、空気出口７０から外部へと急速に 逃がされる。制御器２０は、変換器６８で検出する圧迫帯２４内の圧力があらか じめ決定されている設定値を超えるまでは空気ポンプ６５を動かすことによって 圧迫帯２４内の圧力を調節する。測定時間が終了するか、または操作者が［ＨＡ ＬＴ］命令キー（図２）を押した時、制御器２０は、空気スイッチ６９への動力 を選択的に接続または遮断する出力信号を賦活して圧迫帯２４の圧力を開放する 。 本体ユニット３５は、カフ４０内の温度センサー７９（図４）が発する直流ア ナログ信号を処理する。この温度信号はＤＣ増幅器５４で増幅され、その後マイ クロコントローラ２０上のアナログ・ディジタル変換器でディジタル化される。 このディジタル信号を制御器２０が解析する。 刺激発生器５６は、カフ４０内に位置する刺激器電極７７、７８（図４）を介 して流し、電気的に体内組織３０を刺激するための、精密で負荷に非依存の低電 流信号２８（図１）を発生させる。この刺激発生器５６は０ないし １０ミリアンペアの電流パルスを０．１から１０００ミリ秒周期で発生させる能 力を持つ。同電流パルスの振幅は、例えばＭａｘｉｍ ＭＸ７５２０のようなデ ィジタル・アナログ変換器５５が、マイクロコントローラ２０からのディジタル 信号に応じて発生するアナログ信号で制御する。制御器２０はこれら出力信号の ロジック・ステートを設定することにより、刺激２８のパルス持続時間とパルス 振幅を調節する。刺激発生器５６は絶縁増幅器（図示されていない）を用いるこ とでその出力段を本体ユニット３５の電源から分離させている。ここで刺激発生 器５６が上記の機能を達成するためには数多の異なった実施の形態があり得るこ とは了解されるところであろう。例えば、テキサス・インスツルメント社のＴＬ ７８３Ｃのような３端子アジャスタブル・レギュレータを調節可能な電流源とし て用い、刺激を加えることもできる。 本体ユニット３５はコネクタ３９を介して検知器２５からの応答信号を受け取 る。例えばバー・ブラウン社のＩＳＯ１００光カップリング型線形絶縁増幅器の ような絶縁増幅器５３が、本体ユニット３５と使用者の皮膚に直接接触している 検知器２５との間の高圧バッファーとなる。その通過帯域がおよそ２０ヘルツか ら２０キロヘルツである帯域通過フィルター５２が、末梢神経からの信号を最も 検知し易い周波数域を外れた応答信号２７の周波数成分を除外する。プログラム 可能なゲイン増幅器５１で、そのゲインがおよそ１０から５００の間でプログラ ムできるものが、マイクロコントローラ２０内のアナログ・ディジタル変換器に よるディジタル化に先行するソフトウェア制御による増幅の最終段となる。増幅 器５１のゲインはマイクロコントローラ２０の出力信号のロジック・レベルによ って決められる。ゲインは、測定対象の応答信号２７の振幅をマイクロコントロ ーラのアナログ・ディジタル変換器における最適ディジタル化域（例えば±５ボ ルト）に維持するべく、 制御器２０が調節する。 次に図４に関して言及すれば、ここでは圧迫帯２４と刺激器電極７７、７８を 格納するカフ４０（図２）の実施の一例を使用者の指８０との関連において示し ている。圧迫帯２４は薄く固い筒状のプラスチック覆い７５に格納してあり、伸 展性があり４００ミリ水銀までの圧力を維持できる気密のゴムでできた、引き伸 ばしたドーナツ状の嚢７６を含む。嚢７６の外面は覆い７５の内面に接着してあ る。刺激器電極７７及び７８ならびに温度センサー７９は嚢７６の内側の表面上 にある。説明にある実施例において刺激器電極７７及び７８は、例えば白金、イ リジウム、またはその他の金属あるいは合金等のような、耐食性の導電性物質で できた薄い円盤である。刺激器電極７７及び７８の大きさと形は使用者の指８０ の寸法（例えば大人と子供の違い）によって異なることがあり得る。通常刺激器 電極７７及び７８はおよそ１センチメートルの直径を有する。単一の絶縁電線が 嚢７６の中を通り刺激器電極７７及び７８に接続している。この電線はコネクタ ３８を経由して本体ユニット３５に至り、そこで刺激発生器５６に行き当たる。 温度センサー７９は、例えばアナログ・デバイシス社のＡＤ５９０ソリッドステ ート温度センサーのように、温度に依存したアナログ信号を発生する何らかの装 置であれば良い。２本の電線が温度センサー７９がコネクタ３８につながり、後 者はさらに本体ユニット３５につながっている。 嚢７６は本体ユニット３５（図３）内に位置する空気入口６６からコネクタ３ ８を通じて送られる室内空気で急速に膨張する。カフ４０は剛性のある材質７５ に格納されているため、嚢７６は内側に向かって膨張し、その結果使用者の指８ ０を圧迫する。嚢のこのような内向きの膨張は二つの結果を引き起こす。まず圧 迫の度合いと共に指８０の内部の圧力が増加する。嚢の圧力が十分に高くなると 指８０内の組織の圧が収縮期圧を超え、その結果指８ ０の圧迫されている部分及びその遠位（すなわち指先に向かう方向）への動脈血 流を一時的に遮る。次に、刺激器電極７７及び７８と温度センサー７９は嚢７６ の内側に位置しているため、嚢の膨張によってこれらの要素が使用者の指８０に しっかりと付着することが保証される。しかしながら嚢７６は電極７７及び７８ と皮膚との適当な接触を強いるためにその最大圧力までも膨張させる必要はない 。刺激器電極７７及び７８を指８０に密着させることが重要なのは、そのことが 電極の皮膚への接触に関わるインピーダンスを低下させ、その結果下に横たわる 神経４３（図２）を刺激するために電極間に樹立しなければならない電圧を下げ るからである。さらに、この配置は電極皮膚間インピーダンスの測定中の指８０ の動きによって起こり、対策なしでは分析物測定の質を低下させる結果となりか ねないバラツキを最低限に留める役割を果たす。 刺激器電極７８は陰極７８であり活性電極としての役を果たすもので、他方刺 激器電極７７は陽極７７であり基準電極として働く。陰極７８を図４に示すよう に近位に配置する理由は、最適な神経刺激と記録は活性電極が記録する電極に最 も近接している時に得られるからである。この装置においては記録用電極８５は 手首に配置した検知器２５の中に位置する。刺激発生器５６が生成した電流が陰 極７８と陽極７７の間を通過した時、その一部が神経４３を通過し、電極７７及 び７８の下にある神経４３を刺激する。 次に図５と５Ａに関して言及すれば、ここではリストバンド４１の視点を変え た見取り図を示してある。具体的に言えば、図５はリストバンド４１の平面図で あり、図６は側面図であり、その中に格納される検知器２５は薄く、リストバン ドに腕時計ようの外観を与えていることを例示している。リストバンド４１はプ ラスチック製の覆い８６と、帯８８とから成る。覆い８６は検知器電極８５と検 知回路９２の支持構造の役を果たす。検知器電極８５は 例えば白金、イリジウム、またはその他の金属あるいは合金等のような、高度の 導電性と耐食性を有する金属でできた短冊である。検知器電極８５の正確な寸法 は使用者の身体的寸法（例えば大人対子供、あるいは男子対女子の違い）によっ て異なる。検知器電極８５のそれぞれは、リストバンド４１内の回路基板上に取 り付けた検知回路９２に１本の電線９１で接続している。 この電線９１は長さが２、３ミリ以下の短いものであり、以下に説明する応答 信号２７のバッファリングに先立ちノイズの採取を最小限にするために絶縁を施 してある。帯８８は使用者の手首の皮膚への検知器電極８５の密着を確実にする ためのものである。帯８８の両端は短いベルクロ^TM片８７を取り付けてあり、同 部品の着脱を容易にしてある。また同帯の一方の端には導電性材料８９（例えば 白金またはイリジウム）の短冊が配置してあり、これは基準電極としての役を果 たす。帯８８を手首に巻き付けベルクロ^TM片８７を締めた時、基準電極８９は手 首の背中側の皮膚に接触するが、同個所は神経４３（図２）からは基準として機 能するに十分なだけ離れている。検知器２５の応答信号出力はバッファーされ増 幅されたアナログ信号であり、実際の神経信号を表現しており、コネクタ３９を 経由して本体ユニット３５に送られる。コネクタ・ケーブル３９はまた検知回路 ９２に電力を供給する電力信号も伝達する。 次に図６に関して言及すれば、ここでは検知器２５の略図を検知回路９２と検 知器電極８５を含めて示している。検知回路９２は高インピーダンスの電極・皮 膚接触を緩衝し応答信号２７を予備増幅する手段となる。皮膚・電極接点のイン ピーダンスは一般にかなり高い。多くの状況において（例えば筋電図記録等）、 導電性のゲルを皮膚と検知電極の間に介在させてこのインピーダンスを低下させ ている。しかしながら本発明で説明する器具はかかるゲルを必要としないもので ある。本実施例においてインピーダンス問題の恐 れは、実際の検知部位から僅かに離れたところで検知器電極８５が検知した応答 信号２７をバッファーすることによって克服している。感覚神経から検知される 信号は通常はマイクロボルトの単位であり、総体的にかなり弱いことから、信号 対ノイズ比の低下を防ぐためには応答信号２７は本体ユニット３５に転送する前 に予備増幅しておいた方が有利である。 より詳細には、検知回路９２には２本の検知器電極８５間における電位の差に 比例する出力信号を発生する計測器用増幅器９５が付属している。検知器電極８ ５は短い絶縁電線９１で計測器用増幅器９５に接続している。応答信号２７がマ イクロボルト単位で、かつ電極・皮膚接点のインピーダンスが非常に高いところ から、ＦＥＴ入力の計測器用増幅器、例えばバー・ブラウン社のモノリシックＩ ＣによるＩＮＡ１１１等を使用することが有利であり、同型の場合非常に高い入 力インピーダンス（１０¹²オーム超）、低いバイアス電流（２０ピコアンペア未 満）、そしておよそ１１５デシベルのコモンモード阻止比を持っている。例えば ゲインがおよそ１０００である増幅器は、電極８５で検知したマイクロボルト・ レベルの応答信号２７をミリボルトの台に増幅し、これによって種々の形のノイ ズへの感度を落すものである。 計測器用増幅器９５の出力はハイパス・フィルター９６でフィルターにかけ、 直流成分を除去する。検知器２５へのコモンモード基準９７は、基準電極８９で の信号を仮想接地回路９８経由でバッファリングすることにより獲得する。検知 器２５の出力は処理された応答信号９９であり、本体ユニット３５に転送され、 そこで絶縁増幅器５３（図３）によって絶縁される。検知器２５への電力は本体 ユニット３５内に位置する絶縁電源から供給する。以上の故に検知器２５は本体 ユニット３５への外部電源からは電気的に分離されている。発明の作用 ここで図７を参照しつつ、モニター１０の多段階操作を説明する。モニター１ ０の操作は、手順１００において当該器具を使用者の適切な解剖学的部位（複数 も可）に配置することで開始する。正中神経４３が体内グルコース・センサーと して機能する、図２の説明にある実施例においては、図２及び図４に示すように カフ４０の中に中指（第３指）または人差し指（第２指）を入れる。信号対ノイ ズ比は次の二つの位置決めの原則を守ることで最大化する。まず、カフ４０は指 の先端ではなく、なるべく指の付け根に近いところに位置させる。第２に、その 指の腹側の面が図４にあるように刺激器電極７７及び７８に接するようにする。 リストバンド４１を２本のベルクロ^TM片８７を帯８８のどちらかの端にくっつけ て手首に固定する。好ましい実施の形態の一つにおいては、リストバンド４１は 手首の正中部に配置し、それによって検知する応答信号２７を最大にする。尚、 代替策としてはカフ４０を第４指または第５指に装着し、リストバンド４１を内 側（ないそく）の位置に置くことによって尺骨神経を使用した血糖値の測定も可 能である。その他の末梢神経、例えば下肢の末梢神経も上肢の利用が不適当であ るか、不可能な時に使用して良い。ここでモニター１０の電源を入れる。 使用者は、例えば本体ユニット３５（図２）にあるキーボード３７上で、［Ｍ ＥＡＳＵＲＥ］命令キーのような適切なキーを作動させる手順１００によりモニ ター１０の操作を開始する。モニター１０は毎回の使用に先立って較正しなけれ ばならない。この操作は使用者が［ＭＥＡＳＵＲＥ］命令キーを作動し、分析物 の測定を開始した時に実行される。 上記の較正操作は手順１０４で実行するが、較正の目的は最適な刺激レベルを 決定することである。例えば血糖値モニターの実施例では、較正手順１０４はあ る神経を種々の異なる振幅の刺激で数回刺激し、検知した神経信号に応じて、以 下に図８Ａ、８Ｂ及び９との関連において説明するような最大 の神経信号応答を呼び起こすことのできる刺激の振幅を決定することを含む。 手順１０４における較正行程が不首尾に終わった時、例えば応答信号２７に関 連する信号対ノイズ比が最適刺激振幅を決定するには低すぎるといった場合、使 用者はその状況の通知を手順１０８で受ける。このようなエラーは重い疾患のあ る神経からの応答信号の検知を試みた時に発生する可能性がある。このあと較正 操作手順１０４は使用者が作動する命令によって繰返されるか（すなわち使用者 による［ＭＥＡＳＵＲＥ］命令キーの作動）、またはその代わりにモニター作業 は終了させられる（すなわち使用者による［ＨＡＬＴ］命令キーの作動）。 較正が首尾良く終了すると、その組織への血流を閉塞して刺激を与える体内組 織及び／または検知をする体内組織を低酸素状態にするオプションの手順１１２ を実行しても良い。説明にある血糖値モニターの実施例では、この手順はカフ４ ０内で圧迫帯２４を膨張させることを伴う。圧迫帯２４の膨張は既述の説明の通 り、制御器２０（図３）がリレー５８を作動させて実行される。繰り返すと、リ レー５８の作動に応えて室内の空気が圧迫帯２４と連絡があるチューブ６７に送 り込まれ、それにより圧迫帯を膨張させて神経４３への血流を遮り、同時に刺激 器電極７７及び７８（図４）が使用者の指としっかり接触しているようにする。 手順１１６では制御器２０（図１）と関係するタイマーを初期化する。このタ イマーは引き続く手順１２０における分析物の測定作業の種々の段階のタイミン グを決定する。例えば、このタイマーで刺激を与える体内組織をどれだけ長く低 酸素状態にしておくか、体内組織へ刺激を加えている時間、与えられた刺激に対 する体内組織の応答を検知するタイミング、等を決定する。 このあと、処理手順１２０において分析物の測定を実施する。より詳細に 述べれば手順１２０は、較正作業で決定した特性での刺激を所定の持続時間体内 組織に加え、その刺激に対する被刺激、あるいは別の体内組織の応答を検知し、 さらに以上の刺激と検知の段階を所定の繰返し率で、所定の持続時間中繰り返す という多段階のサブステップを包含している。更に、検知した応答信号あるいは それら信号を代表するパラメータ類を、モニターによる後の利用に備えて保存す る。手順１２４では閉塞機構を開放し、それによって刺激を加えられた体内組織 及び／または応答を示している体内組織への血流を再開する。 閉塞機構を開放した後、モニター１０は手順１２８で検知した応答信号を分析 物濃度に変換する。この手順は、例えば検知した応答信号の抽出パラメータを含 むベクトルの正規化、および正規化したベクトルとベクトル相関係数との乗算と いうような種々のサブステップを包含しており、これらについては後に図８Ａ及 び図８Ｂ記載の、神経応答信号をグルコース濃度に変換するプロセスに関連して さらに詳細説明する。 最後に、以上のようにして求めた分析物濃度を手順１３２で使用者に表示する 。この表示は、例えば図２に示したディスプレー装置３６のような英数字用ディ スプレー、または測定分析物の聴覚による指示のためのスピーカー４７を用いて 実現できる。さらに手順１３２で提供する表示は遠隔表示、例えばモデムと電話 用ジャック４６（図２）を介した遠隔地の医師向けの表示であっても良い。ある いはまた手順１３２による表示は、モニター１０の測定プロセス完了後のある時 点で使用者または医師のいずれかに提供するための、例えば測定後の分析物濃度 を本体ユニット３５に付属の記憶装置、または図２のシリアル・ポートを介して 本体ユニット３５と通信状態にあるパーソナル・コンピュータの記憶装置に保存 させることによって実現が可能な類の遅延表示であっても良い。分析物モニター １０の操作は、手順１３６にお いて図示の通り終了させられる。 図８Ａ及び図８Ｂについて、ここでは既述の血糖値モニター１０の操作につい ての説明的な流れ図を示している。一連のプロセスは、既述のように手順１５０ で使用者の適切な解剖学的部位にカフ４０とリストバンド４１（図２を取り付け ることで開始する。その後手順１５１で、キーボード３７（図２）が制御器２０ の監視下に入る。 手順１６１では［ＨＡＬＴ］命令を受け取ったかどうかを決定する。モニター １０の操作中はいつでも、キーボード３７（図２）の［ＨＡＬＴ］命令キーを作 動させるとモニターの作業は中断し、手順２００（図８Ｂ）に進んで操作を終了 する。手順１５７では［ＳＥＮＤ］命令を受け取ったかどうかを決定する。モニ ター１０の操作中はいつでも、［ＳＥＮＤ］命令キーを作動させると、それまで に保存していた測定値を電話用ジャック４６とモデムを経由して遠隔地へ送信す る。 手順１５２では図２記載のキーボード３７における［ＭＥＡＳＵＲＥ］命令キ ーの作動に対応して、［ＭＥＡＳＵＲＥ］命令を受け取ったかどうかを決定する 。もし［ＭＥＡＳＵＲＥ］命令を受け取ったことを確認すると、モニター１０は 手順１５３で指の温度を測定する。もし温度が許容限度内（例えば室温との差が 数度以内であること）になければ使用者には手順１５４で通告し、キーボード３ ７を使用者の手順１５１における操作に備えて監視する。もし手順１５３で温度 が許容限度内にあることを確認すると、モニター１０は手順１５５から１６６に かけて較正作業を実施する。特に手順１５５では、例えば図２の正中神経４３の ような神経を刺激２８（図１）で刺激し、加えられた刺激に対する正中神経４３ の応答信号２７を検知し、同応答信号２７をディジタル化して保存する。より詳 細には、既述のように刺激発生器５６（図３）が制御器２０からのディジタル信 号に対応して刺激信号２８を 発生させる。刺激２８はコネクタ３８を経由して刺激器電極７７、７８（図４） に伝達される。刺激信号の一例は、パルス化した電流波形で持続時間がおよそ２ ００マイクロ秒のものである。刺激信号の振幅は、例えば３ミリアンペアのよう に予め定めた値に設定しておく。 加えられた刺激信号２８に応じて正中神経４３が発生させた応答信号２７は検 知器電極８５（図５及び５Ａ）が検知し、これを複合活動電位（ＣＡＰ）と称す る。図９は３．３ミリアンペアの刺激信号２１２に応じて検知されたＣＡＰ ２ １０の説明図である。検知されたＣＡＰ ２１０はマイクロコントローラ２０（ 図３）がディジタル化してランダムアクセス・メモリの専用の区域に保存する。 処理手順１５６では、検知されたＣＡＰ ２１０が所定レベル以上の信号対ノ イズ比を有しているかどうかを判断する。既述のように、ある状況のもとでは（ 例えば疾病のある神経）呼び起こされたＣＡＰは信号対ノイズ比が劣っている。 当該ＣＡＰの信号対ノイズ比が所定の基準以下であった場合、その神経は手順１ ５８で繰り返し刺激される。より具体的には、手順１５８において、神経は毎秒 およそ２ないし４回の率で同一の刺激を所定の時間にわたって加えられる。この 繰返しの刺激によって引き起こされ検知されたＣＡＰ反応を平均して一つの平均 ＣＡＰとなし、これを以下手順１６２との関連において説明するようにディジタ ル化し、これからパラメータを抽出して保存する。 もし手順１５８の処理をしても検知されたＣＡＰの信号対ノイズ比が所定の基 準以上にならなかった場合、手順１６３において、例えば英数字用ディスプレー 装置３６等、何らかの使用可能な出力装置によるエラーメッセージが操作者に呈 示される。その後キーボード３７を使用者の手順１５１における操作に備えて監 視する。例えば、使用者は［ＭＥＡＳＵＲＥ］命令キーを 再度押し、較正作業を再試行しても良い。 手順１５６において検知したＣＡＰの信号対ノイズ比が受容できると判断され た場合（すなわち当初から受容可能であったか、手順１５８で改善されたかで） 、次に処理手順１６２が実行され、この段階でマイクロコントローラ２０がディ ジタル化したＣＡＰ波形から所定の信号パラメータを抽出し、それを保存する。 抽出保存する波形パラメータの代表的なものとしては当該ＣＡＰのピークピーク 値（すなわち振幅の最大点と最小点との差）、ＣＡＰ下部の合計面積、ＣＡＰの 幅、それにＣＡＰの潜伏期間（すなわち神経への刺激信号の印加からＣＡＰの出 現までの間隔）等である。抽出したパラメータは、マイクロコントローラ２０に 付属する記憶装置に保存する。 次に処理手順１６４が実行され、ここにおいて刺激対象の神経が異なった振幅 の刺激を所定の数だけ加えられたかどうかが判断される。神経が所定の刺激を受 けていないと判明すれば、処理手順１５５が異なった振幅を用いて繰り返される 。そのようにして喚起されたＣＡＰ ２１８を図９に示す。例示している血糖値 測定プロセスにおいては、較正作業中神経に加えられる刺激の所定数は３であり 、それぞれの振幅は３．３、３．８、及び５ミリアンペアである。すなわちこの 例では手順１６４で神経が上記３刺激をまだ受けていないことが判明し、その結 果手順１５５が３．８ミリアンペアの振幅を持つ刺激２１６を用いて繰り返され 、得られたＣＡＰ ２１８をディジタル化し、そのパラメータを保存する。手順 １６４を２度目に実行した後、３度目の処理手順１５５が繰り返され、その段階 で５ミリアンペアの振幅を持つ刺激２２２が神経に加えられ、検知したＣＡＰ ２２４はマイクロコントローラ２０がディジタル化し、保存する。この３段階に 増加する振幅での刺激信号２１２、２１６、及び２２２による神経の刺激（すな わち手順１５５の繰返し）は、おおよそ５ないし１０秒毎の追加で行なうことが 望ましい。 神経が異なった振幅の刺激を所定の数だけ加えられ、それによって喚起されたＣ ＡＰの処理を終了しパラメータを保存したら、次に処理手順１６６を実行し、そ こで最適刺激振幅を決定する。より具体的には、喚起できる最大のＣＡＰのほぼ ５０％のＣＡＰを引き起こす電気的刺激信号の大きさを確定する。この刺激信号 をＩ_50%刺激信号といい、これを分析物濃度の測定に際し標準刺激として用いる 。最大喚起可能ＣＡＰの他の部分数を最適刺激振幅とすることも可能であるが、 末梢神経の電気生理学的特性における比較的小さな変化がＩ_50%刺激信号で喚起 されたＣＡＰには大きな変化となって現れることから、５０％を採用した。 上記の最大喚起可能ＣＡＰは、刺激の大きさを増加してもピークピーク値が増 加しなくなる点として求められる。この値は実際に最大刺激（使用者にとって不 愉快である可能性がある）を用いなくとも、最大値未満の刺激、例えば振幅が３ ．３、３．８、及び５ミリアンペアのそれぞれ刺激信号２１２、２１６、及び２ ２２からのＣＡＰのピークピーク値を外挿することによって推定することができ る。一度最大のＣＡＰピークピーク値が求まれば、その５０％の振幅とそれに伴 う刺激（すなわちＩ_50%刺激）は測定値を内挿することによって容易に確定する 。 次に処理手順１７０が実行され、ここでＩ_50%刺激信号を毎秒およそ２ないし ４回の率で所定の時間、刺激器電極７７、７８（図４）を用いて繰返し神経に加 え、ＣＡＰ応答信号を検知器電極８５（図５及び５Ａ）で検知することによって 、Ｉ_50%刺激が喚起したＣＡＰのピークピーク値を測定する。手順１７０ではま た、こうして得たＣＡＰ応答信号をディジタル化し、平均化する。最後に処理手 順１６２との関連において既述のように、平均波形のパラメータを抽出し、後で 正規化測定に用いるため保存する。より具体的には、これ以降の応答信号の大き さは手順１７０で検知した応答の部分比とし て表現する。 一度Ｉ_50%刺激信号と応答が手順１６６と手順１７０でそれぞれ確定し、保存 されたら、較正作業は終了し、モニター１０は使用者の血糖値の測定段階に進む 。このため手順１７２が次に実行され、この中で神経４３（図２）が圧迫帯２４ の急速な膨張によって低酸素状態にされる。血流を遮るのに要する圧迫帯の圧力 は、この圧力を圧迫帯２４の幅、使用者の指の直径、使用者の収縮期圧と関連付 ける公表された方式に従って予め決定しておく。上記公表された方式とは以下に 掲げる記事に所載のものであって、ここに参照することにより本願に援用する： a）"The digital tourniquet: How safe is it?" by J．D．Luban，J．Koeneman ，and K．Kosar，Journal of Hand Surgery，5:664-669(1984)b）"Newfinger cu ffs for use with digital tourniquets" by J．A．McEwen，P. T．Gropper，an d R．W．McGraw,Journal of Hand Surgery，6:888-892（1988） 圧迫帯２４が所定の圧力設定点に達した時、マイクロコントローラのタイマー が手順１７４で初期化される。これ以後の電気刺激と神経信号の測定は暫定的に このタイマーに従って計画する。 圧迫帯２４が膨張し神経が低酸素状態にされている数分間に、神経機能の一連の 電気生理学的測定結果が手順１７６から１８４によって取得される。最初の測定 に先立ち、手順１７５において６０秒の待機時間を置き低酸素状態を有効化させ る。処理手順１７６においては、Ｉ_50%刺激信号を刺激器電極７７、７８（図４ ）を用いて神経に加え、ＣＡＰ応答信号を検知器電極８５（図５及び５Ａ）で検 知することによって、低酸素状態の間Ｉ_50%信号が喚起したＣＡＰのピークピー ク値を測定する。手順１７６ではまた、こうして得たＣＡＰ応答信号をディジタ ル化する。もしこうして得たＣＡＰの信号対ノイズ比が低ければ、神経は毎秒お よそ２ないし４回の率で同一の刺激を所 定の時間にわたって加えられる。この繰返しの刺激によって引き起こされ検知さ れたＣＡＰ反応を平均化して一つの平均ＣＡＰとなし、ディジタル化する。最後 に上記単独または平均ＣＡＰから、処理手順１６２との関連において既述のよう にパラメータを抽出して保存する。 引き続く手順１７８ではまず６０秒の待機期間を置き、その後条件付きＣＡＰ （すなわち条件なしＣＡＰの条件付きＣＡＰ振幅に対する比）を手順１８０で求 める。図１０に則して説明するならば、この比率は図に示すように、Ｉ_50%刺激 ２０２を神経に加え、引き続いて約５００ミリ秒後にＩ_50%刺激のおよそ１．５ ないし５倍の大きさを持つ条件付け刺激２０４を加え、さらにもうひとつのＩ_{50 %} 刺激２０６を条件付け刺激２０４の約５ミリ秒後に加えることによって得る。 最初のＩ_50%刺激２０２から起こるＣＡＰの標識を２０８とし、刺激２０４及び ２０６から起こるＣＡＰの標識を２０９とする。 もし条件付き、または条件なしいずれかのＣＡＰの信号対ノイズ比が低い時は 三つの刺激の順序を、ほぼ１秒に１回の率で所定の時間繰り返す。こうした繰返 し刺激が喚起し、検知された条件付き及び条件なしＣＡＰ応答を平均し、これを 平均条件なしＣＡＰ及び平均条件付きＣＡＰとする。単独または平均の条件なし ＣＡＰ２０８の持つピークピーク値の標識をａ₁とし、単独または平均の条件付 きＣＡＰ２０９の持つピークピーク値の標識をａ₂とする。したがって手順１８ ０の決定の対象である、条件なしＣＡＰの条件付きＣＡＰに対する比はａ₁／ａ₂ で与えられる。この比率は手順１８０で保存する。 血糖値を決定するための好ましいプロセスにおいては、手順１７６から１８０ にかけての測定は６０秒ごと交替で４分間行なう。このため手順１８０で条件な しＣＡＰの条件付きＣＡＰに対する比を求めた後、６０秒の待機時間を手順１８ ２で置く。その後手順１８４において、手順１７４でタイマー が起動して以来４分間が経過したかどうかを判断する。もし４分間が経過してい ればＣＡＰの測定は終了し、その後手順１８６−１９０によって結果を処理し、 使用者の血糖値に相関づける。その代わり４分間がまだ経過していない時は、処 理手順１７６−１８２を繰り返す。ここで、本願で記述する測定プロセスには、 例えば測定の間隔の変更（すなわち例示している６０秒間隔に対し、例えば４５ 秒または９０秒毎とする等）、測定時間の変更（すなわち例示している４分に対 し、例えば２分または５分とする等）、あるいは測定の種類の変更（すなわちＩ_50% 刺激信号及び／または条件付きＣＡＰプロセス以外の手順を用いる）等によ り容易に変更がなされ得ることは当業者の了解するところであろう。したがって 例示している手順への変更は予期のことであり、本発明の範囲内のことである。 手順１８４において４分間が経過したと判断され、それによって測定が終了し たことが示されたら、圧迫帯２４は手順１８５で速やかに収縮させる。これはマ イクロコントローラ２０が開放リレー５９の起動により実施し、圧迫帯２４内の 空気は出口７０から逃がされる。 その後、手順１８６から１９０で、マイクロコントローラ２０が使用者の血糖 値を決定するための相関関数を用いることにより、電気生理学的な神経の測定値 全体が血糖値に変換される。すなわち手順１８６において、手順１７６と１８０ でそれぞれ検知したＩ_50%ＣＡＰ波形と条件付きＣＡＰ波形から生成した一つ以 上の抽出パラメータを含む測定値のベクトル配列 ”ｍ”が生成される。測定値 のベクトル ”ｍ”は低酸素状態における神経機能の暫定的な標本を表現してい る。前述の測定過程の結果として成立した測定値ベクトルは、したがって式（１ ）に示すように４個の特定の測定値から成る： m=[a₆₀，a₁₈₀，b₁₂₀，b₂₄₀] （１） 各測定値の秒数によるタイミングは添字で指定してある。例えばａ₁₈₀は 低酸素状態の始まりから３分後のＩ_50%ＣＡＰ応答の振幅を代表し、ｂ₁₂₀は低酸 素状態の始まりから２分後のＩ_50%ＣＡＰ応答における条件なし対条件付き比を 代表する。尚、本願では測定値ベクトルは検知したＣＡＰ応答の振幅を含むもの として記述しているが、潜伏期間及び／または幅といった他のＣＡＰパラメータ を測定値ベクトルとして用いても良い。 測定値ベクトルの要素は神経機能の絶対尺度（例えばＩ_50%刺激に対してのＣ ＡＰ）を代表するものであるが、個人間の末梢神経機能における天然の変動要因 や、特定の個人について長い間に起こりうる変化（例えば老化によるもの等）を 最小限にするために正規化するものとし、その結果式（２）に示す正規化測定値 ベクトルを得る： ここに、Ｎは総合的正規化関数を表す。具体的な正規化の手順は測定値の特定 の種類に依存する。例えば低酸素状態におけるＩ_50%刺激信号に呼応するＣＡＰ のピークピーク値（すなわち[a₆₀、a₁₈₀]）であれば、低酸素状態前のＩ_50%応答 のピークピーク値（処理手順１７０で得られるもの）で除し Ｐ比（すなわち[b₁₂₀、b₂₄₀]）の場合は既に相対値であるので正規化は必要でな い。 Ｆ、に従って血糖値に変換される： 上記の関数、Ｆ、は線形または非線型の分析関数であり得るし、あるいは人工 の神経ネットワークによって計算しても良い。大抵の個人にあっては血糖値は電 気生理学的測定値の総体に線形に関連付けられる。換言すれば ここにＴはベクトルの転置行列を表す。 式（４）を用いて、手順１７６から１８０の装置で達成した電気生理学的測定値 を同時進行の血糖値に迅速かつ確実に変換する。これは、相関係数のベクトル配 列c=[c₁ ,c₂ ,c₃ ,c₄]に測定値ベクトルの転置行列を乗じて、手順１９０で実行 する。 血糖値が上記の手法で決定したらその値は、例えば英数字用ディスプレー装置 ３６（図２）のようなユーザ出力装置２２（図１）で使用者に呈示する。 ここで、相関係数のベクトル配列、c =［c₁ ,c₂ ,c₃ ,c₄］、は予め決定しマ イクロコントローラ２０内部の不揮発性記憶域に格納してあることを注 るある低酸素状態の神経の電気生理学的機能からの血糖値、[glucose]_blood、へ の対応関係を代表しているものである。より具体的には、式（４）における相関 係数ベクトル、ｃ、は正常及び糖尿病体質の個体群における血糖値 よる多数の測定値の組から成る、あるデータベースの統計的解析から得ている。 血糖値は一般に受け入れられている信頼性のある標準手法で決定している。現在 のところ最も正確な測定は、専門の臨床試験所で熟練した担当者が静脈血を用い て行っているものである。電気生理学的神経機能の測定は本発明の機器を用いて 実施した。 最適な相関係数（すなわち式４における[c₁ ,c₂ ,c₃ ,c₄]）は、重回帰分析ま たはその他の多次元最適化手法（例えばモンテ・カルロ法によるシミュレーショ ンや人工神経ネットワーク）を、血中グルコースとＣＡＰパラメータの同時測定 による前記データベースに適用して決定した。 仮に複数の個人からデータベースを得ることができれば、特定の個人における 追加の血糖値と電気生理学的機能の同時測定値に基いて、その個人だけのために 相関係数を更に改善することが出来る。また代案として前記データベースを例え ば年齢、性別、糖尿病の種類、といった糖尿病人口の特性、及びユーザの特性に したがって選定をするための何組かの相当する係数によって区分することも出来 る。相関係数のこの種の”チューニング”はごく少数の個人のグループにしか必 要がない。上記のように、相関係数は式（４）に従って血糖値をリアルタイムで 計算するため、マイクロコントローラ２０内部の不揮発性記憶に格納してある。 係数はメモリ中の値を置き換えることでいつでも更新することが可能である。 以上本発明の好ましい実施の形態について説明したが、それぞれの着想を統合 した他の形態の実施があり得ることは当業者の了解するところであろう。 したがって、本発明は添付の請求の精神と範囲によってのみ制約されるべきで ある。

【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項 【提出日】１９９７年４月２８日 【補正内容】 体液に頼ったグルコース値測定方法における上記の諸障害が動機づけとなり、 皮膚壁を破らず血糖値を非観血的に測定する装置への研究がこれまでもなされて きた。そうした考案物の例がＳｃｈｌａｇｅｒに対する米国特許第４，８８２， ４９２号、及びＤｏｗｌｉｎｇに対する欧州特許第０ ２８２ ２３４ Ａ１号 に記載のものであり、これら考案物は分離波長あるいは一つの連続した帯域の光 線を当てて体組織に透過または反射させる方式である。その際の一連の吸収の測 定結果からマイクロ・プロセッサがグルコース値を計算する。対象の体組織が指 先や耳朶のように血管が良く発達したものであれば、上記によるグルコース値測 定結果は血糖値を近似する。この手法にはしかし大きな欠点として、他の血液成 分がグルコースと類似した吸収スペクトルを持つということがある。その結果、 医療の実環境においては血糖値の正確な測定が困難となる。さらにこの方法の潜 在的不利益としては、使用する光学技術が高価なものになる可能性が挙げられる 。 血糖の異常値を測定するためのもう一つの考案物がTesterman，"Method of Me asuring Blood Glucose Level by Sensing Evoked Action Potentials in Perip heral Nerve"，Research Disclosure 227: 92（March 1983）に開示されている 。Ｔｅｓｔｅｒｍａｎの開示した装置は、血糖値が正常な場合と異常に高い場合 の電気的刺激に対する神経の反応の差を検知することができる。かかる装置はし かし、体液に頼った血糖値測定方法におけると同様の欠点、すなわち観血的であ る（神経反応を調べるのに皮下注射用針を使用する）ということを有している。 さらに、このような装置は神経における測定結果を特定の血中グルコース濃度値 に相関づけることができず、単に血糖値が正常な場合と異常に高い場合の神経の 反応の差が検知できるだけである。 次に図５と５Ａに関して言及すれば、ここではリストバンド４１の視点を変え た見取り図を示してある。具体的に言えば、図５はリストバンド４１の 平面図であり、図５Ａは側面図であり、その中に格納される検知器２５は薄く、 リストバンドに腕時計ようの外観を与えていることを例示している。リストバン ド４１はプラスチック製の覆い８６と、帯８８とから成る。覆い８６は検知器電 極８５と検知回路９２の支持構造の役を果たす。検知器電極８５は例えば白金、 イリジウム、またはその他の金属あるいは合金等のような、高度の導電性と耐食 性を有する金属でできた短冊である。検知器電極８５の正確な寸法は使用者の身 体的寸法（例えば大人対子供、あるいは男子対女子の違い）によって異なる。検 知器電極８５のそれぞれは、リストバンド４１内の回路基板上に取り付けた検知 回路９２に１本の電線９１で接続している。 この電線９１は長さが２、３ミリ以下の短いものであり、以下に説明する応答 信号２７のバッファリングに先立ち雑音の採取を最小限にするために絶縁を施し てある。帯８８は使用者の手首の皮膚への検知器電極８５の密着を確実にするた めのものである。帯８８の両端は短いベルクロ^TM片８７を取り付けてあり、同部 品の着脱を容易にしてある。また同部品の一方の端には導電性材料８９（例えば 白金またはイリジウム）の短冊が配置してあり、これは基準電極としての役を果 たす。帯８８を手首に巻き付けベルクロ^TM片８７を締めた時、基準電極８９は手 首の背中側の皮膚に接触するが、同個所は神経４３（図２）からは基準として機 能するに十分なだけ離れている。検知器２５の応答信号出力はバッファーされ増 幅されたアナログ信号であり、実際の神経信号を表現しており、コネクタ３９を 経由して本体ユニット３５に送られる。コネクタ・ケーブル３９はまた検知回路 ９２に電力を供給する電力信号を伝達する。 請求の範囲 １． 刺激に対して応答性を有する体内組織に当該刺激を与える刺激器２３、当 該刺激に対する上記体内組織の応答を非観血的に検知するための検知器２５、上 記検知器で検知された上記体内組織の反応を被測定物質の濃度と相関づけるため の制御器２０、および制御器によって相関づけられたところに従って当該被測定 物質の濃度を指示することに適した指示計を含む装置１０。 ２． 上記制御器が上記体内組織の上記検知された反応をある生理的被測定物質 の濃度に相関づけることに適している請求項１記載の装置。 ３． 上記制御器が上記体内組織の上記検知された反応をある非生理的被測定物 質の濃度に相関づけることに適している請求項１記載の装置。 ４． 上記刺激器２３が上記刺激を第一の体内組織に与えることに適し、上記検 知器２５が第二の体内組織の上記刺激への反応を検知することに適している請求 項１記載の装置。 ５． 上記刺激器２３が上記刺激を第一の体内組織に与えることに適し、上記検 知器２５が当該第一の体内組織の上記刺激への反応を検知することに適している 請求項１記載の装置。 ６． 上記被刺激体内組織または上記被検知体内組織への血流を一時的に阻止す ることに適した閉塞機構４０を更に含む請求項１記載の装置。 ７． 上記指示計が上記被測定物質の濃度を表示するのに適した出力装置２２を 含む請求項１記載の装置。 ８． 上記出力装置２２が視覚表示装置３６からなる請求項７記載の装置。 ９． 上記出力装置が上記被測定物質の濃度を指示するのに適した音響装置４７ からなる請求項７記載の装置。 １０． 上記刺激がある電気的刺激であり、上記刺激器が電気的パルスを上 記被刺激体内組織に与えるための一組の電極７７、７８からなる請求項１記載の 装置。 １１． 上記電気的パルスが電流パルスである請求項１０記載の装置。 １２． 上記電気的パルスが電圧パルスである請求項１０記載の装置。 １３． 上記一組の刺激電極７７、７８が上記体内組織の刺激部位に近接して配 置するのに適している請求項１０記載の装置。 １４． 一組の上記刺激電極７７、７８が一個のカフ４０に格納されている請求 項１３記載の装置。 １５． 上記刺激器２３が上記カフ４０内に格納された温度感知器７９を更に含 む請求項１４記載の装置。 １６． 上記体内組織の上記刺激への応答が電気的応答信号であって、上記検知 器２５が当該電気的応答信号に感応性の電極８５からなる請求項１３記載の装置 。 １７． 上記検知器２５が上記感応性体内組織の第二の部位に近接して配置する に適している請求項１６記載の装置。 １８． 体内組織を刺激器で刺激し、上記刺激に対する上記体内組織の反応を非 観血的に検知し、上記応答をある被測定物質の濃度に相関づけ、上記相関に応じ て上記被測定物質の濃度を指示する手順からなる被測定物質の濃度の決定方法。 １９． 上記刺激手順が第一の体内組織を上記の刺激で刺激する手順を含み、上 記検知手順が第二の体内組織の上記刺激に対する応答を検知する手順を含む請求 項１８記載の方法。 ３１． 上記刺激器２３がある体内組織に既定の強度の電気的刺激を既定の持続 時間加えるのに適した少なくとも２個の刺激電極７７、７８とからなる請求項１ 記載の装置。 ３２． 上記検知器２５がある体内組織の上記電気的刺激に対する反応を非観血 的に検知し電気的応答信号を発するのに適した検知器電極８５からなる請求項１ 記載の装置。 ３３． 上記制御器２０が更に上記電気的刺激の強度と持続時間を制御するのに 適している請求項３１記載の装置。 ３４． 上記制御器２０が上記応答信号をグルコース濃度に相関づけるのに適し ている請求項３３記載の装置。 ３５． 上記の少なくとも２個の刺激電極７７、７８が上記電気的刺激を第一の 体内組織に加えることに適している請求項３１記載の装置。 ３６． 上記検知器電極８５が第二の体内組織の上記電気的応答を検知するのに 適している請求項３２記載の装置。 ３７． 上記の少なくとも２個の刺激電極７７、７８が上記電気的刺激を第一の 体内組織に加え、上記検知用電極８５が上記第一の体内組織からの上記電気的応 答を検知するのに適している請求項３１記載の装置。 ３８． 上記検知器電極８５が複数の検知電極からなることを特徴とする請求項 ３２記載の装置。 ３９． 上記被刺激体内組織が神経であり、当該神経組織が通っている使用者の 指に装着するのに適したカフ４０に上記の少なくとも２個の刺激電極７７、７８ が格納されている請求項３１記載の装置。 ４０． 上記閉塞機構を提供するため、かつ上記最低２個の刺激電極７７、７８ を上記の指に密着せしめるため上記カフ４０が加圧されるに適したものである請 求項３９記載の装置。 ４１． 上記の少なくとも１個の検知用電極８５が上記のカフ４０に格納されて いる請求項３９記載の装置。 ４２． 上記の少なくとも１個の検知用電極８５が上記神経組織が通っている上 記使用者の手首に装着するのに適したリストバンド４１に格納されている請求項 ３９記載の装置。 ４３． 複数の使用者作動用制御機構４８をその上に持つ収納装置３５をさらに 含請求項１記載の装置。 ４４． 上記制御器２０が上記刺激器及び上記検知器２５と電気的に接続してあ り、かつ上記収納装置３５内に納めてあり、上記使用者作動用制御機構４８に応 答する請求項４３記載の装置。 ４５． 上記刺激器２３賀状機制御器２０と電気的に接続してあり上記制御器２ ０からの刺激命令に応じて電気的衝撃を神経に加えるのに適している請求項４４ 記載の装置。 ４６． 上記検知器２５が上記神経の上記電機的衝撃に対する電気的応答を上記 制御器２０からの測定命令に応じて非観血的に検知し、かつ上記電気的応答を上 記制御器２０に提供するのに適しており、上記制御器２０が上記電気的反応に特 異的に血糖値を決定するため上記電気的応答に感応する請求項４５記載の装置。 ４７． 上記刺激命令及び上記測定命令が使用者の測定制御機能の起動により上 記制御器２０によって発せられる請求項４６記載の装置。 ４８． 上記装置１０が最大の検知感度を喚起する刺激の強度を決定するため較 正されている間、上記制御器２０が上記刺激命令と上記検知命令を発生するのに 適している請求項４６記載の装置。 ４９． 収納装置３５がモデム、コンピュータ及び記憶装置の少なくとも一つに 連結している請求項４３の装置。 ５０． 収納装置３５がさらに血糖血を視覚表示するのに適した表示装置３６を 含む請求項４６の装置。 ５１． 収納装置３５がさらに血糖血を聴覚表示するのに適したスピーカー４７ を含む請求項４６の装置。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．ある刺激に対して応答性を有する体内組織に当該刺激を与える刺激器、当該 刺激に対する体内組織の反応を検知するための検知器、検知された上記体内組織 の反応を被測定物質の濃度と相関づけるための相関計、および相関計によって相 関づけられたところに従って当該被測定物質の濃度を指示するための指示計を含 有することを特徴とする装置。 ２．上記被測定物質が生理的被測定物質である請求項１記載の装置。 ３．上記被測定物質が非生理的被測定物質である請求項１記載の装置。 ４．上記刺激器が上記刺激をある第一の体内組織に与え、上記検知器がある第二 の体内組織の上記刺激への反応を検知する請求項１記載の装置。 ５．上記刺激器が上記刺激をある第一の体内組織に与え、上記検知器が当該第一 の体内組織の上記刺激への反応を検知する請求項１記載の装置。 ６．上記被刺激体内組織または上記被検知体内組織への血流を一時的に阻止する ための閉塞機構を更に追加で含む請求項１記載の装置。 ７．上記被測定物質の濃度を表示するための出力装置を更に追加で含む請求項１ 記載の装置。 ８．上記出力装置が視覚表示装置からなる請求項７記載の装置。 ９．上記出力装置が上記被測定物質の濃度を指示するための音響による表示を出 すスピーカーからなる請求項７記載の装置。 10．上記刺激がある電気的刺激であり、上記刺激器が電気的パルスを上記被刺激 体内組織に与えるための一組の電極からなる請求項１記載の装置。 11．上記電気的パルスが電流パルスである請求項１０記載の装置。 12．上記電気的パルスが電圧パルスである請求項１０記載の装置。 13．上記刺激電極の組が上記第一の被刺激体内組織に近接して配置するのに 適している請求項１０記載の装置。 14．上記刺激電極の組が一個のカフに格納されている請求項１３記載の装置。 15．上記刺激器が上記カフ内に温度感知器を更に含む請求項１４記載の装置。 16．上記体内組織の上記刺激への応答が電気的応答信号であって、上記検知器が 当該電気的応答信号に応答性の電極からなる請求項１３記載の装置。 17．上記検知器が上記応答性体内組織の第二の部位に近接して配置するのに適し ている請求項１６記載の装置。 18．ある体内組織を刺激で刺激し、上記刺激に対する上記体内組織の反応を検知 し、上記反応をある被測定物質の濃度に相関づけ、上記相関に応じて上記被測定 物質の濃度を指示する手順を含む被測定物質の濃度の決定方法。 19．上記刺激手順が第一の体内組織を上記の刺激で刺激する手順を含み、上記検 知手順が第二の体内組織の上記刺激に対する応答を検知する手順を含む請求項１ ８記載の方法。 20．上記刺激手順が第一の体内組織を上記の刺激で刺激する手順を含み、上記検 知手順が上記第一の体内組織の上記刺激に対する応答を検知する手順を含む請求 項１８記載の方法。 21．上記被測定物質が生理的被測定物質である請求項１８記載の方法。 22．上記被測定物質が非生理的被測定物質である請求項１８記載の方法。 23．上記被刺激体内組織を一時的に閉塞させ、上記被刺激組織または上記体内組 織への血流を阻止する手順を更に追加で含む請求項１８記載の方法。 24．上記被測定物質の濃度を視覚による方法で表示する手順を含む請求項１８記 載の方法。 25．上記被測定物質の濃度を聴覚による方法で指示する手順を含む請求項１８記 載の方法。 26．上記被測定物質の濃度を遠隔地へ伝送する手順を含む請求項１８記載の 方法。 27．上記被測定物質の濃度を記憶装置へ保存する手順を含む請求項１８記載の方 法。 28．上記刺激、検知、並びに相関づけの手順を繰返して上記濃度についての複数 の指示値を求め、かつ当該被測定物質の濃度の当該複数指示値を処理する手順を 追加で含む請求項１８記載の方法。 29．上記刺激、検知、ならびに相関づけの手順を上記刺激の強度を変えて繰り返 すことにより、その大きさが最大応答強度のある所定の割合である応答を上記被 検知体内組織に喚起せしめる刺激の強度を決定して上記刺激の強さを選定する手 順をさらに含む請求項１８記載の方法。 30．上記最大応答強度の所定の割合が５０パーセントである請求項２９記載の方 法。 31．使用者の体内組織に所定の強度の刺激を所定の持続時間加えるための少なく とも２個の刺激電極と、ある電気的応答信号をもたらすための上記電気刺激への 当該体内組織の電気的応答を検知するための検知用電極、および上記電気的刺激 の強度と持続時間を制御しかつ上記応答信号を当該使用者の体内のある被測定物 質の濃度に相関づけるための制御器を含むことを特徴とし、当該使用者の体内の 上記被測定物質の濃度を決定するための装置。 32．上記被測定物質が生理的被測定物質である請求項３１記載の装置。 33．上記被測定物質がグルコースである請求項３２記載の装置。 34．上記被測定物質が非生理的被測定物質である請求項３１記載の装置。 35．少なくとも２個の上記の刺激電極が上記電気的刺激を第一の体内組織に加え 、上記検知用電極が第二の体内組織からの上記電気的応答を検知する請求項３１ 記載の装置。 36．上記の少なくとも２個の刺激電極が上記電気的刺激を第一の体内組織に 加え、上記検知用電極が上記第一の体内組織からの上記電気的応答を検知するこ とを特徴とする請求項３１記載の装置。 37．上記検知用電極が複数の検知用電極からなる請求項３１記載の装置。 38．上記被刺激体内組織または上記被検知体内組織への血流を阻止するための閉 塞機構を更にさらに含む請求項３１記載の装置。 39．上記被刺激体内組織が神経であり、当該神経組織が通っている上記使用者の 指に装着するのに適したカフに少なくとも上記２個の刺激電極が格納されている 請求項３１記載の装置。 40．上記閉塞機構を提供するため、かつ少なくとも２個の上記刺激電極を上記の 指に密着せしめるため上記カフが加圧されるに適したものである請求項３９記載 の装置。 41．少なくとも１個の上記検知用電極が上記のカフに格納されている請求項３９ 記載の装置。 42．少なくとも１個の上記検知用電極が上記神経組織が通っている上記使用者の 手首に装着するのに適したリストバンドに格納されている請求項３９記載の装置 。 43．複数の使用者作動用制御機構を持つ収納装置、上記収納装置内に納められ上 記使用者作動用制御機構に応答する制御器、上記制御器に電気的に接続してあり かつ使用者のある神経組織と連絡していて、上記制御器からの刺激命令に応じて 電気的衝撃によって当該神経を刺激するための刺激器、および上記制御器に電気 的に接続してありかつ上記使用者の上記神経組織と連絡していて、上記神経の上 記電機的衝撃に対する電気的応答を上記制御器からの検知命令に応じて検知しか つ上記電気的応答を上記制御器に提供し、上記使用者の血糖値を決定するため上 記制御器が上記電気的応答に応答する検知器を含むことを特徴とする血糖値モニ ター装置。 44．上記刺激命令と上記検知命令を使用者の測定制御操作に応じて上記制御器が 発生することを特徴とする請求項４３記載のモニター装置。 45．上記モニター装置が最大の検知感度を喚起する刺激の強度を決定するため較 正されている間、上記制御器が上記刺激命令と上記検知命令を発生する請求項４ ３記載のモニター装置。 46．上記収納装置が少なくともモデム、コンピュータ、記憶装置のひとつに接続 するのに適している請求項４３記載のモニター装置。 47．上記収納装置が上記血糖値を視覚的に表示するための表示装置を含むことを 特徴とする請求項４３記載のモニター装置。 48．上記収納装置が上記血糖値を聴覚的に指示するためのスピーカーを含む請求 項４３記載のモニター装置。