專利名稱：用于測(cè)量對(duì)象的皮膚水化的非侵入式系統(tǒng)和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及用于測(cè)量對(duì)象的皮膚水化(skin hydration)的非侵入式 系統(tǒng)。使用術(shù)語皮膚來指皮膚和外部粘膜。
在本發(fā)明的特別有利的實(shí)施例中，所述系統(tǒng)包含在用于檢測(cè)血液分析 物濃度的設(shè)備中。可以使用皮膚水化值來延緩血液分析物濃度的測(cè)量，直 到皮膚水化達(dá)到某一預(yù)定值，或者可以使用皮膚水化值來校正血液分析物 濃度的測(cè)定和計(jì)算過程中的水化。
背景技術(shù)：
對(duì)諸如葡萄糖或膽固醇等大部分血液成分或分析物的濃度測(cè)定，當(dāng)前 是通過侵入式手段完成的。采集血樣并將其轉(zhuǎn)送到對(duì)其進(jìn)行分析的實(shí)驗(yàn)室 或手持裝置。血液成分的非侵入式分析相對(duì)于侵入式技術(shù)具有很多優(yōu)點(diǎn)， 例如，減少了對(duì)象的不適并降低了感染風(fēng)險(xiǎn)。
但是，非侵入式分析技術(shù)必須對(duì)具體分析物既靈敏又具有特異性。在 以人為應(yīng)用對(duì)象時(shí)，有機(jī)體的巨大復(fù)雜性可能導(dǎo)致分析信號(hào)受到其他物質(zhì) 的干擾，以及受到會(huì)隨著時(shí)間發(fā)生變化或者因人而異的其他變量的干擾。
非侵入式測(cè)量系統(tǒng)需要通過對(duì)象的皮膚來測(cè)量分析物濃度。皮膚的物 理狀態(tài)，例如，顏色、粗糙度、水化在個(gè)體之間存在顯著差異，因而這些 皮膚差異是很多非侵入式分析物濃度測(cè)量技術(shù)的重大誤差源。
皮膚水化在個(gè)體之間存在差異，對(duì)于單個(gè)個(gè)體而言，皮膚水化有時(shí)隨 時(shí)間迅速變化，例如，在該個(gè)體出汗時(shí)或者在空氣濕度發(fā)生變化時(shí)。具體 而言，很多非侵入式葡萄糖測(cè)量技術(shù)都是以紅外光的吸收和/或散射為基礎(chǔ) 的。在電磁譜的紅外部分中，水的光子吸收發(fā)生顯著變化，并且一般都非 常高。因此，外部皮膚層的含水量的小幅變化都會(huì)對(duì)基于紅外線的技術(shù)的 指示信號(hào)造成很大影響。其原因有二，首先因?yàn)樵谌肷浼ぐl(fā)束能夠激發(fā)諸 如葡萄糖等相關(guān)分子之前，所述激發(fā)束必須穿過皮膚，其強(qiáng)度受到水化水
平的影響。其次是因?yàn)樯⑸涞墓庾釉谄浞祷刂翙z測(cè)器的途中必須穿過皮膚。
US2004/0068163公開了一種通過近紅外光譜對(duì)諸如葡萄糖等血液分析 物進(jìn)行非侵入式測(cè)定的方法和設(shè)備。組織部分之間的諸如水分布變化等生 理變化導(dǎo)致了所要檢測(cè)的組織的光學(xué)特性的變化。使用檢測(cè)到的變化來測(cè) 定無益于通過近紅外光譜對(duì)葡萄糖進(jìn)行非侵入式測(cè)量的條件，并基于所檢 測(cè)到的變化來校正葡萄糖測(cè)量或者間接測(cè)量葡萄糖。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的在于提供一種用于測(cè)定皮膚水化的簡單的、經(jīng)濟(jì)有效的 手段。
本發(fā)明的另一 目的在于提高非侵入式分析物濃度測(cè)量的準(zhǔn)確度。
本發(fā)明涉及一種用于測(cè)量對(duì)象的皮膚水化的非侵入式系統(tǒng)，其包括 熱導(dǎo)率測(cè)量設(shè)備，其用于獲得對(duì)象的皮膚的熱導(dǎo)率的測(cè)量值；以及
處理器，其利用所述熱導(dǎo)率測(cè)量值來測(cè)定皮膚水化值。 在活組織中，通過傳導(dǎo)和對(duì)流來測(cè)定有效的熱導(dǎo)率。傳導(dǎo)取決于組織 的性質(zhì)，并且特別取決于含水量，這是因?yàn)榈鞍踪|(zhì)和油脂具有相同的熱導(dǎo) 率，該熱導(dǎo)率比水的熱導(dǎo)率大約低三倍。因而，傳導(dǎo)在很大程度上是由含 水量決定的。活組織內(nèi)的對(duì)流是由血流導(dǎo)致的，主要是由血管系統(tǒng)的最小 血管中的血流導(dǎo)致的。
在利用傳感器測(cè)定活體對(duì)象的熱導(dǎo)率的前兩秒內(nèi)，熱流幾乎完全由傳
導(dǎo)，即含水量決定。從第2秒到第6秒，熱流既由傳導(dǎo)(含水量)又由對(duì) 流(血流)決定。這樣，既能夠測(cè)定對(duì)流的貢獻(xiàn)又能夠測(cè)定傳導(dǎo)的貢獻(xiàn)。
所述熱導(dǎo)率測(cè)量設(shè)備優(yōu)選包括
與所使用的對(duì)象的皮膚熱連接的熱敏電阻器；以及
電流源，其用于向所述熱敏電阻器提供足以使所述熱敏電阻器的電阻 或溫度保持在預(yù)定水平的電流，
其中，所述熱導(dǎo)率測(cè)量設(shè)備根據(jù)提供給所述熱敏電阻器的電流獲得熱 導(dǎo)率的測(cè)量值。
熱敏電阻器的優(yōu)點(diǎn)在于使用廣泛，價(jià)格相對(duì)較低，其可以非常小，并 且具有大的動(dòng)態(tài)范圍?？梢允褂锰幱谒沧兡Ｊ?transient mode)的熱敏
電阻器來測(cè)量與之熱接觸的對(duì)象的部分的有效熱導(dǎo)率。瞬變模式是指至少 一個(gè)由加熱時(shí)間段和冷卻時(shí)間段構(gòu)成的測(cè)量時(shí)間段。在加熱時(shí)間段內(nèi)，以 足以使熱敏電阻器的溫度和電阻保持在恒定值的速率發(fā)送電流通過熱敏電 阻器。由熱敏電阻器散發(fā)的熱量等于進(jìn)入對(duì)象的熱流。所散發(fā)的熱量的量 是對(duì)象的熱導(dǎo)率的量度，因而提供給熱敏電阻器的電流是對(duì)象的熱導(dǎo)率的 量度，即，例如，與熱導(dǎo)率低時(shí)相比，在熱導(dǎo)率高時(shí)，需要更多的功率來 使熱敏電阻器保持在升高的溫度上。
優(yōu)選使所述系統(tǒng)包含于用于測(cè)量血液分析物濃度的非侵入式設(shè)備當(dāng) 中?？梢员O(jiān)測(cè)皮膚水化，直到達(dá)到用于準(zhǔn)確地測(cè)量分析物濃度的最佳水平 為止，或者可以使用皮膚水化值來補(bǔ)償所檢測(cè)的分析物濃度。
所述系統(tǒng)優(yōu)選包括皮膚水化裝置，因此能夠?qū)⑵つw水化提高到(例如) 對(duì)測(cè)定分析物濃度更為有利的值。更優(yōu)選地，在控制環(huán)內(nèi)，將用于測(cè)量皮 膚水化的非侵入式系統(tǒng)連接至所述皮膚水化裝置，因此可以將皮膚水化保 持在預(yù)定水平。因而，所述系統(tǒng)能夠?qū)崿F(xiàn)對(duì)皮膚水化的主動(dòng)控制，從而使 皮膚水化保持在具體的預(yù)定水平，由此消除水化水平的變化。
本發(fā)明還涉及一種用于測(cè)量皮膚水化的方法，其包括下列步驟-
對(duì)皮膚的熱導(dǎo)率進(jìn)行非侵入式測(cè)量； 利用所述熱導(dǎo)率來測(cè)定皮膚的水化水平。


通過文中描述的實(shí)施例，本發(fā)明的這些和其他方面將被闡明并變得顯 而易見。
現(xiàn)在，將僅通過實(shí)例并且參照附圖來描述本發(fā)明的實(shí)施例，在附圖中:
圖1示出了本發(fā)明的第一實(shí)施例；
圖2示出了本發(fā)明的第二實(shí)施例；
圖3示出了本發(fā)明的第三實(shí)施例
圖4示出了本發(fā)明的第四實(shí)施例；以及
圖5示出了本發(fā)明的第五實(shí)施例；
具體實(shí)施方式
具體而言，可以使用圖1所示的系統(tǒng)來測(cè)量葡萄糖濃度，該系統(tǒng)包括
生成紅外光束3的紅外源2和用于檢測(cè)所透過的輻射的紅外檢測(cè)器6。所述 系統(tǒng)還包括窗口外殼5、窗口 4和嵌入在窗口 4內(nèi)的熱敏電阻器7。由檢測(cè) 器6生成的信號(hào)指示葡萄糖濃度，并且將其發(fā)送至用于測(cè)定葡萄糖濃度的 處理器8。
將所述系統(tǒng)應(yīng)用于對(duì)象部分1 (例如，上唇、舌部、耳垂或手指)，并 將熱敏電阻器7靠近皮膚表面放置。
按照與對(duì)象部分的皮膚接觸的方式，施加窗口 4和熱敏電阻器7。在瞬 變模式下使用所述熱敏電阻器，即，在加熱時(shí)間段內(nèi)，以足以使熱敏電阻 器的溫度，并由此使其電阻保持在熱敏電阻器的初始平衡之上的固定增量 的速率向熱敏電阻器提供電流。熱敏電阻器的電阻由控制和處理器單元8 測(cè)量?？梢酝ㄟ^使用電流和電壓檢測(cè)器測(cè)量電阻器上的通過電流I和電壓V 來測(cè)定電阻R。之后，按照R-V/I確定電阻R。之后，利用熱敏電阻器的溫 度-電阻校準(zhǔn)來導(dǎo)出溫度?？刂坪吞幚韱卧?內(nèi)的電流供應(yīng)源根據(jù)電阻/溫 度值來調(diào)整提供給熱敏電阻器的電流。
提供給熱敏電阻器的功率(P=I2R)等于熱敏電阻器散發(fā)的熱量。熱敏 電阻器散發(fā)的熱量等于進(jìn)入對(duì)象的熱流，因而所提供的電流(或所提供的 功率)是對(duì)象部分l的皮膚的熱導(dǎo)率的量度。
在加熱時(shí)間段的前兩秒內(nèi)，熱敏電阻器散發(fā)的熱功率主要取決于熱傳 導(dǎo)，這是因?yàn)樵谶@個(gè)短時(shí)間段內(nèi)毛細(xì)血管網(wǎng)絡(luò)散發(fā)非常少的熱量，并且只 貼近熱敏電阻器。
如G. Delho腿e等人的Cardiovascular Mechanics 10,2081-2082(1991)
所討論的，根據(jù)下述關(guān)系式，熱導(dǎo)率取決于皮膚的含水量
1(=0.0148乂％水+1.75 (1) 在上式中，K:以mW/cnTC為單位的沒有血流的皮膚熱導(dǎo)率， %水皮膚總重量的以％為單位的皮膚含水量。
加熱時(shí)間段的前兩秒內(nèi)的熱導(dǎo)率K的計(jì)算使得根據(jù)上述等式(1)測(cè)定 皮膚含水量成為可能。
控制和處理器單元8根據(jù)上述等式(1)和提供給熱敏電阻器的功率來 測(cè)定含水量?？梢允褂盟鶞y(cè)定的含水量來推遲檢測(cè)器6對(duì)所透過的輻射的檢測(cè)，直到皮膚的水化處于預(yù)定范圍內(nèi)為止，從而舍棄在水化值落在預(yù)定 范圍之外時(shí)測(cè)定的葡萄糖濃度值，或者可以使用信息來在測(cè)定葡萄糖濃度 的過程中對(duì)水化進(jìn)行校正。
控制和處理器單元8可以具有預(yù)先設(shè)置的可接受水化范圍(例如，基 于校準(zhǔn)測(cè)量過程中的皮膚的水化)。所述控制和處理器單元8將所測(cè)量的水 化值與預(yù)定范圍進(jìn)行連續(xù)比較，直到測(cè)量到可接受的水化值為止。之后， 可以通過檢測(cè)源2發(fā)射的透過對(duì)象部分1的紅外輻射來測(cè)定葡萄糖濃度值。 檢測(cè)器6向控制和處理器單元8發(fā)送信號(hào)，控制和處理器單元8利用所述 信號(hào)測(cè)定葡萄糖濃度。優(yōu)選由控制和處理器單元8自動(dòng)推遲測(cè)量，或者所 述測(cè)量可以依賴來自用戶的輸入。
可以連續(xù)執(zhí)行葡萄糖濃度的光學(xué)測(cè)量，并且控制和處理單元8可以舍 棄在水化值落在可接受范圍之外時(shí)獲得的結(jié)果。
可以通過測(cè)量在預(yù)定加熱時(shí)間段內(nèi)提供的電流或功率，在預(yù)定時(shí)間段 內(nèi)監(jiān)測(cè)皮膚的水化水平，以保持恒定溫度。
可以使用皮膚水化值來計(jì)算水對(duì)抵達(dá)檢測(cè)器6的透過額射的貢獻(xiàn)，并 且能夠相應(yīng)地補(bǔ)償控制和處理器單元8所測(cè)定的葡萄糖濃度。此外，從加 熱時(shí)間段的第2秒到第6秒，所散發(fā)的熱功率取決于傳導(dǎo)和對(duì)流傳遞二者， 因而提供給熱敏電阻器的功率也取決于傳導(dǎo)和對(duì)流傳遞二者。在加熱時(shí)間 段的第2秒到第6秒內(nèi)計(jì)算的熱導(dǎo)率與在加熱時(shí)間段的前兩秒內(nèi)計(jì)算的熱 導(dǎo)率之間的差取決于血流。盡管圖1示出了用于檢測(cè)透過輻射的檢測(cè)器， 但是也可以通過檢測(cè)反射輻射來測(cè)定葡萄糖濃度。
在接下來的附圖中，帶有與圖1中的元件相同的附圖標(biāo)記的元件與圖1 中的元件相同，并且按照相同的方式工作，除非另行具體說明。
圖2示出了一種熱發(fā)射光譜裝置14，它包括用于對(duì)源自于對(duì)象部分1 的熱發(fā)射譜12進(jìn)行檢測(cè)的檢測(cè)器。將由所述檢測(cè)器生成的信號(hào)發(fā)送至控制 和處理器單元8，該控制和處理器單元8利用所述信號(hào)來測(cè)定(例如)葡萄 糖濃度。US 5666956公開了一種通過檢測(cè)人體自然發(fā)射的紅外輻射來對(duì)人 體組織內(nèi)的分析物(例如，葡萄糖)濃度進(jìn)行非侵入式測(cè)定的方法和儀器。
皮膚的水化影響離開人體的總輻射量，因此能夠使用熱敏電阻器7和 處理器8來測(cè)定皮膚水化，從而提高分析物(在這一例子中為葡萄糖)濃
度測(cè)量的準(zhǔn)確度。
還可以將本發(fā)明的系統(tǒng)與其他用于測(cè)定血液分析物濃度的光譜裝置結(jié)
合使用，從而提高所測(cè)定的分析物濃度值的準(zhǔn)確度。除了圖2和圖3具體 示出的之外，這樣的光譜裝置的例子包括拉曼光譜裝置、漫反射光譜裝置、 熒光光譜裝置或光學(xué)相干斷層成像裝置。
圖3示出了一種包括脈沖超發(fā)光二極管18和聲學(xué)傳感器20的系統(tǒng)。 將選擇的波長與諸如葡萄糖等分析物相互作用的脈沖光12發(fā)射在對(duì)象部分 1上。所述光被所述分析物吸收，由此產(chǎn)生微觀的局部受熱，其將導(dǎo)致溫度 快速升高。溫度升高產(chǎn)生了壓力波22 (例如，超聲壓力波)，由皮膚表面上 的光聲傳感器20對(duì)其進(jìn)行檢測(cè)。壓力的幅度與和葡萄糖相關(guān)的皮膚的熱膨 脹系數(shù)成比例。傳感器20生成的信號(hào)26指示對(duì)象皮膚的熱膨脹系數(shù)，并 且該信號(hào)26被發(fā)送至處理器8，該處理器8利用所述信號(hào)來測(cè)定血糖濃度。
WO 2004/042382公開了一種通過光聲學(xué)對(duì)活體特征進(jìn)行非侵入式測(cè)量 的方法和設(shè)備。已知的測(cè)定葡萄糖濃度的光聲學(xué)方法的一個(gè)主要問題在于 其缺乏特異性。聲學(xué)信號(hào)受到很多因素影響，其中皮膚含水量是一個(gè)主要 影響因素。皮膚水化影響抵達(dá)血管的輻射光束的強(qiáng)度，在皮膚水化高時(shí)， 抵達(dá)血管的強(qiáng)度低，此外還影響所生成的聲學(xué)信號(hào)，這是因?yàn)槠つw水化對(duì) 皮膚的熱彈性具有影響?？梢允褂猛ㄟ^測(cè)量皮膚的熱系數(shù)測(cè)定的皮膚水化 來提高由光聲學(xué)方法測(cè)定的葡萄糖濃度值的準(zhǔn)確度。
圖4示出了另一種備選的系統(tǒng)，它包括裝置30，其以葡萄糖濃度測(cè)定 所應(yīng)用于對(duì)象部分1的新陳代謝熱整合(MHC)法為基礎(chǔ)。裝置30向控制 和處理器單元8發(fā)送至少一個(gè)指示血糖濃度的信號(hào)31，該控制和處理器單 元8利用該信號(hào)來測(cè)定血糖濃度。
已知的基于腿C法的裝置包括兩個(gè)在正常模式下工作的熱敏電阻器 (即，測(cè)量它們的電阻來測(cè)定其溫度)。使用所述兩個(gè)熱敏電阻器來測(cè)量皮 膚溫度和血流。0. K. Cho等人的Clinical Chemistry 50， 1894-1898 (2004)
討論了利用新陳代謝熱整合法來對(duì)葡萄糖進(jìn)行非侵入式測(cè)量。這一方法依 賴于葡萄糖的氧化代謝的測(cè)量，可以利用其來推斷血糖濃度。由葡萄糖氧 化產(chǎn)生的體熱以毛細(xì)血管葡萄糖和向組織細(xì)胞的供氧的微妙平衡為基礎(chǔ)。 MHC法利用該關(guān)系，以通過測(cè)量體熱和供氧來估計(jì)血糖。可以利用下列等式
來表示這一關(guān)系=函數(shù)[所生成的熱量，血流速率，Hb， HbOj 在式中，Hb和Hb02分別表示血紅蛋白和氧化血紅蛋白濃度。
圖4所示的MHC裝置30包括一個(gè)熱敏電阻器7，在瞬變模式下使用所 述熱敏電阻器7來測(cè)定皮膚水化和血流，并且在正常模式下使用所述熱敏 電阻器7來測(cè)量皮膚溫度。使用通過利用熱敏電阻器所獲得的水化和血流 信息來提高測(cè)定的血糖濃度值的準(zhǔn)確度，這是因?yàn)镸HC法是以血流為基礎(chǔ) 的，尤其是以皮膚的熱導(dǎo)率、皮膚的漫反射率和皮膚輻射的體熱為基礎(chǔ)的， 所有這些均受皮膚水化的水平影響。
圖5示出了本發(fā)明的另一實(shí)施例，其具有與圖1所示的特征相同的特 征，并且還包括通過(例如)施加水或其它保濕劑來使皮膚濕潤的皮膚水 化器9、以及皮膚水化控制器10。將來自熱敏電阻器7的信息發(fā)送至皮膚 水化控制器IO，皮膚水化控制器10在控制環(huán)內(nèi)連接至皮膚水化裝置9，從 而能夠?qū)⒀b置所在的并且正在進(jìn)行葡萄糖濃度測(cè)量的皮膚的水化保持在預(yù) 定水平，并消除影響葡萄糖濃度測(cè)定的皮膚水化的變化?？梢詫⑵つw水化 控制器10以及控制和處理器單元8包含在單個(gè)硬件內(nèi)。
盡管已經(jīng)參考活體對(duì)象內(nèi)的葡萄糖濃度的測(cè)定說明了上述實(shí)施例，但 是還可以將本發(fā)明用于對(duì)其而言皮膚水化是一個(gè)干擾項(xiàng)的皮膚內(nèi)的其他血 液分析物或物質(zhì)的測(cè)量，例如，膽固醇、白蛋白、乳酸酯或維生素。
應(yīng)當(dāng)指出，上述實(shí)施例對(duì)本發(fā)明進(jìn)行了舉例說明，而不是要限制本發(fā) 明，在不背離所附權(quán)利要求界定的本發(fā)明的范圍的情況下，本領(lǐng)域技術(shù)人 員將能夠設(shè)計(jì)出很多備選實(shí)施例。在權(quán)利要求中，不應(yīng)將放在括號(hào)內(nèi)的任 何附圖標(biāo)記理解為限制本發(fā)明。詞語"包括"及其變形等不排除還存在除 了在任何權(quán)利要求或整個(gè)說明書中列舉的元件或步驟以外的其它元件或步 驟。元件的單數(shù)引用不排除對(duì)所述元件的復(fù)數(shù)引用，反之亦然。可以利用 包括幾個(gè)分立元件的硬件來實(shí)現(xiàn)本發(fā)明，也可以利用適當(dāng)編程的計(jì)算機(jī)來 實(shí)現(xiàn)本發(fā)明。在列舉了幾個(gè)模塊、設(shè)備、裝置等的系統(tǒng)權(quán)利要求中，這些 模塊、設(shè)備、裝置等當(dāng)中的幾個(gè)可以用同一個(gè)硬件來實(shí)現(xiàn)。有些手段記載 在相互不同的從屬權(quán)利要求中，這一純粹事實(shí)并不表示不能用這些手段的 組合來獲益。
權(quán)利要求
1、一種用于測(cè)量對(duì)象的皮膚水化的非侵入式系統(tǒng)，包括熱導(dǎo)率測(cè)量設(shè)備，其用于獲得所述對(duì)象的皮膚的熱導(dǎo)率的測(cè)量值；以及處理器，其利用所述熱導(dǎo)率測(cè)量值來測(cè)定皮膚水化值。
2、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的非侵入式系統(tǒng)，其中，所述熱導(dǎo)率測(cè)量設(shè)備 包括與所使用的對(duì)象的皮膚熱連接的熱敏電阻器；以及電流源，其用于向所述熱敏電阻器提供足以使所述熱敏電阻器的電阻 或溫度保持在預(yù)定水平的電流，其中，所述熱導(dǎo)率測(cè)量設(shè)備根據(jù)提供給所述熱敏電阻器的所述電流來 獲得所述熱導(dǎo)率的測(cè)量值。
3、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的非侵入式系統(tǒng)，其包括在用于檢測(cè)血液分析 物濃度的非侵入式系統(tǒng)中。
4、 根據(jù)權(quán)利要求3所述的非侵入式系統(tǒng)，其中，所述的用于檢測(cè)分析 物血液濃度的系統(tǒng)包括下列中的一個(gè)或多個(gè)光譜裝置； 光聲裝置；用于以新陳代謝熱整合法為基礎(chǔ)測(cè)定血糖濃度的裝置。
5、 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的非侵入式系統(tǒng)，包括皮膚水化裝置。
6、 根據(jù)權(quán)利要求5所述的非侵入式系統(tǒng)，其中，在控制環(huán)內(nèi)，所述用 于測(cè)量皮膚水化的非侵入式系統(tǒng)連接至所述皮膚水化裝置，因此將所述皮 膚水化保持在預(yù)定水平。
7、 根據(jù)權(quán)利要求3所述的非侵入式系統(tǒng)，其中，所測(cè)量的分析物濃度 是葡萄糖濃度。
8、 一種用于測(cè)量皮膚水化的方法，包括下列步驟 對(duì)皮膚的熱導(dǎo)率進(jìn)行非侵入式測(cè)量；利用所述熱導(dǎo)率來測(cè)定所述皮膚的水化水平。
全文摘要
一種用于測(cè)量對(duì)象的皮膚水化的非侵入式系統(tǒng)和方法，包括熱敏電阻器(7)和處理器(8)，其中，在瞬變模式下使用熱敏電阻器(7)來獲得對(duì)象皮膚的熱導(dǎo)率的測(cè)量值，而處理器(8)利用所述熱導(dǎo)率測(cè)量值來測(cè)定皮膚水化值?？梢詫⑺龅挠糜跍y(cè)量皮膚水化的系統(tǒng)包含在用于檢測(cè)優(yōu)選為葡萄糖的血液分析物濃度的非侵入式系統(tǒng)中，其中用于檢測(cè)血液分析物濃度的所述非侵入式系統(tǒng)包括具有(例如)生成紅外光束(3)的紅外源(2)的光譜裝置、以及用于檢測(cè)透過對(duì)象的部分1(例如手指)的輻射的檢測(cè)器(6)。所述系統(tǒng)還包括使皮膚濕潤的皮膚水化器(9)，其在控制環(huán)中連接至用于測(cè)量皮膚水化的系統(tǒng)。所述用于檢測(cè)血液分析物濃度的系統(tǒng)可以包括光聲裝置或新陳代謝熱整合裝置。
文檔編號(hào)A61B5/103GK101346099SQ200680049393
公開日2009年1月14日 申請(qǐng)日期2006年12月26日 優(yōu)先權(quán)日2005年12月28日
發(fā)明者A·范格什, M·范赫佩恩 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司