非破坏测定装置的制作方法

[0001]
本发明涉及以非破坏方式测定、计算并显示被测定物质从基准时刻开始的上升、下降量的相对变化量和变化量的时间微分值的非破坏测定装置。


背景技术：

[0002]
在随着时间测定试样所含的随时间变化的物质量的情况下，尤其是时间变化为重要因素的情况下，期望以非破坏方式测定。作为以该非破坏方式测定的手段之一，有光谱分析等的基于光的测定方法。该适用的方法之一是非侵入式血糖值测定技术。其是根据血糖值的浓度，由光的吸光度、偏振光等的物理特性的变化量来鉴定血糖值的技术。作为其代表手法，过去报告了多个以图1所示的近红外线光谱分析为基础的方法。该手法是根据光谱频谱的强度分布来测定被测定物质的质量(浓度)的方法，但是为了由其频谱强度分布来鉴定被测定物质，需要表示基本的光谱频谱强度分布的校准线，为了制作该校准线，提出了活用模拟技术等来高效制作的手法，但是需要大量的测定数据的分析。
[0003]
此外，该分析方法主要在特定条件下应用，当将其应用于不特定的多个试样时，存在非常困难的问题。这是因为被测定物质以外的成分千差万别。由于物理变异、个体差异等的原因，几乎不可能广泛应用该测定。基于该光谱分析的方法基本上是测定光的吸光度的手法，但是可以说使用偏振光的其他方法也一样。结果，若仔细整理随着时间通过光来测定随时间变化的物质时的问题，则归结为校准线的生成及物理变异等导致的再现性、测定精度的问题。难以实现随着时间通过光来测定随时间变化的物质量的非破坏测定装置。
[0004]
现有技术文献
[0005]
专利文献
[0006]
专利文献1：日本特许第3692751号
[0007]
非专利文献1：2003年红外线光谱法的非侵入血液成分测定的适用,ieej trans.eis.vol.127,no.5,686-691(2007).(信州大学)


技术实现要素：

[0008]
发明要解决的问题
[0009]
要解决的问题是，尽管可以理解测定值由于光而随时间变化，但是由于校准线的制作精度和物理变异而导致测定精度低，从而难以测定被测定物质的质量(浓度)，因此难以实现基于光的非破坏测定装置。
[0010]
解决问题的技术手段
[0011]
本发明改变了关于通过光进行物质测定的思考方式，在不制作校准线的情况下，测定和计算从某时刻到某时刻的被测定物质的相对变化量和时间变化量。另外，主要特征是采用将光出射部用作向测定部位施加压力的作用点，并实时调节用于测定的光轴以进行测定的方法。
[0012]
发明效果
[0013]
本发明的非破坏测定装置虽然并不直接测定被测定物质量(浓度)，但是作为取代被测定物质的质量(浓度)的指标，可实现再现性佳的基于光的非破坏测定。
[0014]
迄今为止通过离散的测定无法发现的被测定物质质量(浓度)急剧上升的状态可通过非破坏方式检测。
附图说明
[0015]
图1是使用光谱分析的非破坏测定装置的构成例。
[0016]
图2是饮食和血糖值的变化的例。
[0017]
图3是致动器透镜的移位动作和倾斜动作的情形。
[0018]
图4是使用透射光时的光学部构成。
[0019]
图5是使用反射光时的光学部构成。
[0020]
图6是在夹持机构内置光学部的构成。
[0021]
图7是以模拟电路为中心的测定装置的电路方框图。
[0022]
图8是基于ld1的调节期间和基于ld2的测定期间的情形。
[0023]
图9是以基于mpu的数字处理为中心时的电路方框图。
[0024]
图10是根据测定值显示最终测定结果的dds值的图表例。
具体实施方式
[0025]
实施例1
[0026]
以下，用图说明本发明的实施方式之一的适用于血糖值的测定的情形。当然，不限于血糖值，也可以适用于被测定物质随时间变化的测定非常重要的例如植物的光合作用变化的测定的情形。
[0027]
通过光以非破坏(以下，在血糖值的测定时称为非侵入)方式测定血糖值时，提出了各种方法，这里，通过光的吸光度和扩散度进行鉴定。由于已知扩散度与血糖值的浓度成比例，因此，使用光电元件(以下为pd)来测定光量，但是，其灵敏度因pd的大小(面积)而异，其大小设为大于等于使用光的光径(大小根据假定的扩散度的范围来决定)。在该情况下，由pd检测的光量被血糖吸收而变小的同时，通过血糖向组织(扩散体)扩散。因此，由pd检测的光量通过扩散度而扩大了吸光度，由pd测定的量增大了血糖值的变化的检测灵敏度。将该吸光度和扩散度重叠的测定值设为基本的检测量。由该检测量求出吸光率。另外，吸光因温度而变化，因此对测定部位的温度进行测定，通过补正温度的值进行校正，成为最终的吸光率。
[0028]
首先，这里确认血糖值的性质。血糖是血液中成分之一，但是，在称为近红外线的波长附近具有吸光特性的物质除血糖以外还存在多个。在已吃饭的情况下，作为通常人体的响应变化，饭后经过约20分钟～40分钟左右后血糖值上升，由于胰岛素等的作用，在饭后约2小时左右成为与饭前同程度的值，推测由于该饮食行为而在血液成分中急剧变化的物质仅仅是血糖值和水分。其理由是，血糖以外的物质是由各内脏等生成的成分或者通过反应生成的成分，直到在血液中成分呈现变化出来为止，与血糖值的变化相比非常慢。因此，在2小时左右的短时间内，吸光度、扩散度变化的要因几乎可以确定就是血糖值。虽然存在该变化的可能性的是血糖和水分，但是，水分能够通过观测与血糖的吸光频谱波长不同的
波长的光源的吸光度来进行分离。即，通过水分导致的吸光灵敏度特性和血糖值的吸光度灵敏度差，能够校正血糖值的变化量。但是，2个光源必须同轴观测。本来，为了进行该血糖以外的鉴定，不制作基于大量数据的校准线就无法鉴定血糖值，而有了这样的血糖值的变化量，不再需要校准线。这样，本装置的基本特征是进行血糖值的上升量、下降量的测定。另外，像本次的测定那样测定血糖值的上升、下降的变化量时，肌肤色素、皮肤状态等个体差异导致的误差能够互相抵消，因此可提高测定精度、再现性。
[0029]
生物体中的血糖值在健康的情况下，在饭后2小时左右成为与饭前大致相同的值。但是，在所谓糖尿病的糖代谢中，其变化量呈现特征。图2是血糖值的时间变化的一般例。
[0030]
因此，在饭前、饭后30分钟左右和2小时左右进行3次测定，并进行判断。这与糖尿病的临床诊断手法的糖耐量试验类似。另外，在重度的情况下(12c)，饭前、饭后30分钟及2小时的血糖值可能不会变化。因此，计算测定值的时间变化量、时间微分值，进行变化量和实时的时间微分值的复合判断。
[0031]
通常，通过健康诊断等进行的血糖值的测定是所谓空腹时的血糖值。即使测定值稍高，也可能看漏重度。所谓隐性糖尿病的响应也可以是饭后血糖值急剧上升，通过其时间微分值可检测该症状。
[0032]
接着，说明针对物理变异的解决方法。
[0033]
利用光测定时，其光路长变化导致误差，并降低精度。因此，为了使光路长不变化，必须限制在一定的位置，非常不方便。在考虑便利性的情况下，利用反射光测定的手法更佳，但是，在实际照射光的部位改变的情况下，该测定部位的皮下组织存在也变化的可能性，伴有精度的降低。另外，光的入射状态、振动等也导致精度降低。因此，作为测定装置的构造，首先采取限制测定部位的构造。其是例如夹持耳垂、指间等的构造(图6)。这样，将在几乎一定的部位进行测定。另外，耳垂、指间的部位也有可能难以受到色素变化的影响。另外，已知温度变化时吸光度也变化，能够期待在可夹持的部位不会伴有大的温度变化。
[0034]
通过采取夹持构造，能够使光路长保持一定，并且，能够对测定部位施加一定的压力，该压力能够抑制血流的变化。利用光测定时，受到影响最大的是血液的血红蛋白，其变化导致测定精度降低。这是因为，尤其是饭后等血流的变化大。测定的部位即使受到一定程度限制，但在皮下组织存在血管，在光路上包含血管时，可以预计精度降低。因此，减小光径，使用致动器(与cd、dvd等的光拾取器相同的构造等。未图示)，设置调节机构，以调节部位的照射位置，使检测光达到最大。另外，该机构具备抑制下意识的肌肉运动、可对入射状态等实时调节的机构，从而确保精度。图3是使该致动器移动进行测定的说明图。但是，即使采用该调节机构，也存在无法校正的物理变异。因此，通过与测定血糖值的光束同轴配置的、采用相同光路的其他波长的光源来校正血糖值，同时也进行物理变异的校正。认为物理变异与血糖值的测定的波长中的变异同样变化，因此物理变异可能发生。
[0035]
图4是光学的基本构成。其特征是，近红外线的光源(为该构成时使用半导体激光二极管)使用不同的多个波长，使该多个光源同轴出射。作为波长，使用使葡萄糖呈现大的吸光的波长例如1500nm附近的光源(测定光:23a)第2波长光源(以下称为ld2)和1300nm的光源(参照光:23b)第1波长光源(以下称为ld1)。光源期望采用激光。其理由是发光波长范围非常窄，可视为单一波长处理。当然，作为视为单一波长的范围而具有其偏差为10nm左右的发光特性的光源即可。
[0036]
选择1300nm附近的波长的理由是，该光源是对水分呈现高的吸光度，而对葡萄糖未呈现大的吸光的波长的光源，组合该光源，根据其吸光度的变化，进行基于测定光的检测量的校正，作为水分量的变化量及物理变化量。该校正的方法可以是取差分的方法或求比率的方法。另外，基于参照光的检测量用作用于进行测定部位的振动、入光状态的校正、光路上的障碍物的避开的控制量，电气控制后述的致动器，以使由该波长检测的光量达到最大。图4是对测定部位使用透射光时的构成，图5是用于检测扩散反射光的构成，都在照射光穿过测定部位的内部的状态下进行检测。来自光源(23a，23b)的光由透镜(24a,24b)收敛为小径光束，形成准直光(14)。收敛为小径光束的理由是，不使用大输出的光源就能够确保亮度，抑制消耗功率，降低成本。另外是因为，光路上存在障碍物(具体是血管(13)时能够避开。该光束通过pbs(25a,25b)等而成为同轴光。但是，2个光源不同时发光。具有然后通过致动器透镜(22)来校正照射到测定部位(21)的位置的功能。该致动器的动作是能够移位(16)和倾斜(15)，进行实时调节，以使基于参照光的检测值达到最大。用于该调节的该致动器的响应速度不必快，只要具有与所谓下意识的肌肉运动同程度的特性即可。另外，实际与测定部位接触的部分(20a,20b)还具有排除从表面直接反射的光的影响的功能。另外，也起到用于对测定部位施加一定的压力(18)的作用点的功能。
[0037]
作为保持该光学构造的机构，采用夹持的构造。其理由与前述同样，是因为受到测定部位的限制、血流的限制。图6示出该构造，内置上述的光学构造即图4、图5的构造。图6的框体(27)中，来自光源的光(14)由反射镜(29)导光，但是，也可以采用由光纤等导光到致动器透镜的构成(未图示)。另外，图6是透射光的构成，但是扩散反射也可以采用相同的机构，内置图5所示的光学构造。在该情况下，在采用透射光的构造的pd侧配置的聚光用物镜(20b)成为被测定物支撑部件(26)。
[0038]
图7是基本的电路方框图。该图7是采用透射光的构成，但是使用扩散反射光时的电路也是同样的构成。(未图示)osc1(30a)是用于测定的信号，例如是以1khz对光输出进行ac调制的信号。测定值是该osc1(30a)的信号由测定部位吸收、扩散的信号由pd(17)检测出的振幅。osc2(30b)用于切换光源1(23a)(以下称为ld1)和光源2(23b)(以下称为ld2)，通过光源切换开关电路(31)切换，以使ld1发光时ld2休止，ld2发光时ld1休止的方式交替发光。例如，osc2(30b)的输出为h时ld1发光，为l时ld2发光。另外，ld1设为参照光，ld2设为测定光。pd(17)(参照光和测定光共用)的输出进行iv转换(35)，由同步amp(36)放大。光源驱动电路1,2(以下称为ldd1,2)(32a,32b)在激光二极管具有高频叠加功能(34)，为了避免基于反射光的激光发光变得不稳定，以单模式到多模式震荡的方式使用，由前监视器、后监视器二极管等的apc电路(未图示)使光输出保持一定。另外，配置温度传感器(34)，也校正温度导致的变化。rms电路(37)中，输出所检测的信号的有效值，向伺服放大器(38，40)输入。形成对ld1发光时的rms电路(37)的输出进行保持的电路(41b)、和基准电压(39)(与参照光量相当)向ld1伺服放大器输入并运算差分而自动控制ld1的发光量的伺服回路。通过该动作，pd(17)接受的参照光的光量排除了基本的透射量的影响，成为一定。ld1伺服放大器(38)进行运算，求出ldd1(32a)的输入量，在该输出大时，表示被测定物(21)中的光的衰减量大，该ld1的控制量成为ld2的基准值。该基准值自动地求出被测定物(21)中的基本测定所需要的光功率。另外，通过将该ld1检测量作为ld2测定光的基准，相当于校正了被测定物(21)的物理位移及水分量的位移。认为物理位移(被测定物(21)的组织的变异)是ld1、ld2共同的衰
减特性(不影响吸光特性、扩散度特性)，因此，基于ld1的检测量反映出物理位移量和基于存在随时间位移的可能性的水分的吸光度的校正量。另外，通过运算对ld2发光时的rms电路(37)的输出进行保持的电路(41c)的输出和对ld1的控制量进行保持的电路(41a)的输出的值的差分，将其设为ld2的控制输出，可使ld2的输出保持一定。(对ld1的发光量和ld2的发光量的比率事先求出最佳值，按照该比率来确定ldd的增益。)保持ld1控制量的电路(41a)(osc2(30b)的输出例如为h时，来自ld1的rms电路(37)的输出由ld1检测值保持电路(41b)保持，为l时，由ld2检测保持电路(41c)保持)和运算ld2的控制量的差分的测定值校正电路(42)的输出最终成为对ld2检测量校正了物理位移和水分的位移的测定值。本次的装置中，错开时间进行3次该测定。通过该3次的测定获得的最终结果的方法将后述。
[0039]
致动器透镜(22)通过ld1的发光期间(49)进行调节。初次发光时，通过运算主pd(17)侧的副pd的输出(17s,17b)的差分(43)，能够检测光束的中心处于哪一侧，通过该动作，由pd检测的光的强度的中心成为pd的中心。图7的构成中，s的输出(35s)大时，在光强度分布检测电路中，与基准电压相比，呈现(+)的输出，驱动移位驱动电路(44b)，使该输出变小，b的输出(35b)大时，与基准电压相比，呈现(-)的输出，因此，与s(35s)信号时相反，驱动移位驱动电路(44b)，使该输出变小。测定用的ld1的驱动和该移位驱动机构(47)的驱动同时进行，求出ld1检测量后，在ld2的发光期间(50)进行基于ld2的检测，获得最终的测定值。图8表示ld1、ld2的切换。另外，为了改善测定值的snr，利用平均值(重叠值)进行。该例中，作为调制信号(30c)，是连续的信号，但是其采用占空比低的脉冲进行也一样。另外，致动器透镜具有倾斜功能时，首先在进入测定前，对于基于ld1的参照光，在多个ld1发光期间(49)测定控制输出，求出每次变更来自倾斜驱动基准电压发生电路(46)(其使用极小规模的mpu等)的输出，驱动倾斜驱动机构(48)，在获得ld1控制量成为最少的状态后，进入基于移位驱动机构的调节和测定循环。本次的倾斜驱动机构(48)和移位驱动机构(47)为了排除测定部位的组织构造的影响和校正振动等导致的偏移，提供实时调节。
[0040]
实施例2
[0041]
图7中，作为电路，示出模拟的伺服回路的构成，当然，也可以通过mpu(52)等，由数字处理实现。另外，由于是模拟的伺服回路，ld1、ld2的发光如图9所示，以来自振荡器的波形(30c)发光，但是，即使该发光以短的脉冲发光(30d)例如10ns～30ns左右的脉冲发光来进行，也能够实现，通过该脉冲发光，也能够避免因光的能量导致测定部位的温度上升。通过抑制温度上升，也能够期待测定精度的提高。另外，为血糖值的情况下，人体皮肤成为被测定部位，因此，非常强的光连续照射时，可能因为光导致烫伤。人体相对于该光的强度(能量)的安全区域根据按国际的安全标准制定的基准来确定。另外，同步放大器(36)也可以通过数字信号处理实现。结果，该伺服回路的ld1、ld2控制量本身成为与吸光度及扩散度相当的检测量。此时的构成图如图9所示。首先，多次将ld1的发光时(发光控制量是事先确定的量)的值(36a)进行模数转换后输入，改变倾斜驱动电路(45b)的驱动量，检测使ld1的检测量成为最少的驱动量，获得倾斜的最佳状态，在该状态下进行基于移位驱动机构(47)的调节，因此，将来自副pd的信号(35s,35b)进行模数转换后输入到mpu(52)，在mpu(52)内进行运算(相当于光强度分布检测电路(43)的运算)，驱动移位驱动电路(44b)，使得在pd(17)成为光束的中心。该一系列的倾斜控制和移位控制在ld1、ld2的测定前进行。另外，驱动ld1、ld2时，从mpu(52)驱动ld1、ld2，但是，相当于由osc1(30a)进行调制，控制ld1开/关信号
(32d)和ld2开/关信号(32e)。测定时，首先，使来自mpu的输出每次为一定量来调节ld1发光控制量(32c)，求出使从进行模数转换后输入的值(36a)成为预先确定的值(与ld1基准电压发生电路(39)相当)的检测量，作为ld1的检测值。接着，同样，调节ld2发光控制量(32f)，使进行模数转换后输入到mpu(36a)的值以由ld1检测的量为基准，成为一定量。此时的ld2发光控制量(32f)设为基于ld2的检测量。接着，通过mpu(52)从基于ld2的检测量减去基于ld1的检测量并用来自温度校正传感器(33)的信号(33a)校正(校正量以基于温度的吸光度特性求出的值为基础通过实验求出)后的值成为最终测定值。通过该构成，作为测定的血糖值，可假定在50mg/dl到200mg/dl的范围。实际用于糖尿病的治疗的smbg中，需要在0mg/dl到900mg/dl左右的范围。如果假定此范围，则可能需要相当大的激光输出，但是通过缩小范围，能够实现低功耗和降低成本。
[0042]
以下，根据具体装置的操作来说明本装置的特征的3次的测定值的处理和最终结果的输出。首先，操作饭前操作开关(54a)，测定饭前值。此时的测定值设为(t1,s1)。接着，在经过饭后30分钟左右时，操作饭后操作开关(54b)进行测定。此时的测定值设为(t2,s2)。而且，在经过2小时左右时，操作饭后操作开关进行测定。此时的测定值设为(t3,s3)。(30分钟后、2小时后等的判断由装置内部的计时器(55)进行判断)从该测定值求出ds＝s3-s1。该值成为该装置的基本测定量。接着，求出dts＝(s2-s1)/(t2-t1)。该值成为表示短时间以何种程度变化的时间微分值，作为装置，在显示器(53)显示从ds的值和dts的值判断的结果。该值表示血糖值的上升速度。已知血糖值会因代谢的状态、饮食方式、内容而显著变化，即使空腹时血糖值正常，也可能通过饮食而急剧上升。该上升的血糖值称为血糖值尖峰，该尖峰的值大的情况也称为所谓隐性糖尿病。本次的时间微分值大时，推定存在大的血糖值尖峰。在通常的血糖值的测定中，检测该血糖值尖峰时，必须连续测定血糖值来测定最大值。而本次的方式中，不需连续测定也会成为与血糖值尖峰的测定同等的测定。另外，本次的测定方法中，由于测定值的差分及变化率在短时间内完成运算，因此相对于精度的偏差抵消，提高了测定精度、再现性。
[0043]
图10的图表是求出最终判断值的图表。横轴为ds(56)的值，纵轴为该最终测定结果dds(57)。该空间中，多个曲线与dts(58)相当。该ds、dts、dds特性表明，即使ds(56)值低，但在dts(57)值高时，dds(57)也变高。例如，通过将dts值标准化为20左右的值来选择哪个dts(58)曲线。(该dts曲线的描绘方法是根据实际的血糖值的医学检查基准来确定为产品规格)
[0044]
ds值(56)及dts(58)对应于图10(59)所示的区域时，存在测定值不正常的可能性或者是异常的测定结果的可能性。在该情况下，在显示器(53)显示dds(57)值的同时闪烁，表示必须注意测定值结果的处理。例如，糖代谢异常(重度)时，ds值可能小。另外，dts值也可能小。该状态相当于血糖值在饭前非常高，通过饮食，血糖值没有进一步上升的情况等。另外，关于该(59)所示的区域的设定，假定为早饭、午饭、晚饭，准备3种图表，选择哪个图表可以根据测定的时段来判断。例如，若是计时器(55)为早晨的时段，则可能离前一天的饮食已经经过相当长的时间，此时血糖值可能有所下降，使用与此时相应的图表。最终求出的dds值由显示器显示，在该测定装置中，进行数值显示。或者取而代之用颜色渐变进行显示。将数值与颜色形成映射(60)，例如，以dds值为0时为基准显示为“蓝色”，最大值显示为“红色”。
[0045]
产业上的利用可能性
[0046]
本发明可以代替血糖值而采用新的健康管理的指标，并且可以应用于早期发现隐性糖尿病的诊断设备，所谓的隐性糖尿病在目前无法通过测定空腹血糖值来发现。另外，通过使用测定变化状态的方法，例如通过测定由植物的光合作用产生的糖的变化，也可以应用于农业用的控制设备。
[0047]
符号的说明
[0048]
1 光源
[0049]
2 光圈
[0050]
3a 物镜(耦合用)
[0051]
3b 物镜(聚光用)
[0052]
4 光纤
[0053]
5 被测定物
[0054]
6 快门
[0055]
7 解析光栅
[0056]
8 反射镜
[0057]
9 光电元件阵列
[0058]
10 ad转换器
[0059]
11 处理器
[0060]
12a 正常的血糖值的时间变化例
[0061]
12b 糖代谢异常时的时间变化例
[0062]
12c 糖代谢异常时的时间变化例(重度)
[0063]
13 血管等
[0064]
14 光束
[0065]
15 倾斜后的致动器透镜
[0066]
16 移位后的致动器透镜
[0067]
17 pd(光电元件)
[0068]
18 光路
[0069]
19 加压
[0070]
20a 光出射用物镜
[0071]
20b 聚光用物镜
[0072]
21 被测定物
[0073]
22 致动器透镜
[0074]
23a 光源1
[0075]
23b 光源2
[0076]
24a 准直透镜1
[0077]
24b 准直透镜2
[0078]
25a pbs(合成用)
[0079]
25b pbs(反射光分离用)
[0080]
26 被测定物支撑部件
[0081]
27 装置框体
[0082]
28 支点
[0083]
29 反射镜
[0084]
17s pd侧副pd(s)
[0085]
17b pd侧副pd(b)
[0086]
30a osc1(信号用振荡器)
[0087]
30b osc2(光源切换用信号发生器)
[0088]
30c osc1输出(光源调制输出)
[0089]
30d ld1,ld2脉冲发光波形
[0090]
31 光源切换开关
[0091]
32a 光源驱动电路1(ldd1)
[0092]
32b 光源驱动电路2(ldd2)
[0093]
33 温度校正传感器
[0094]
34 多发光用振荡器
[0095]
35 i/v转换电路
[0096]
36 同步放大电路
[0097]
37 rms(有效值电路)
[0098]
38 ld1伺服放大器
[0099]
39 ld1基准电压发生电路
[0100]
40 ld2伺服放大器
[0101]
41a ld1控制量保持电路
[0102]
41b ld1发光检测值保持电路
[0103]
41c ld2发光检测值保持电路
[0104]
42 测定值校正电路
[0105]
43 光强度分布检测电路
[0106]
44a 移位驱动缓冲电路
[0107]
44b 移位驱动电路
[0108]
45a 倾斜驱动缓冲电路
[0109]
45b 倾斜驱动电路
[0110]
46倾斜驱动基准电压发生电路
[0111]
47 移位驱动机构
[0112]
48 倾斜驱动机构
[0113]
30 osc1输出(光源调制输出)
[0114]
49 ld1发光期间，致动器透镜调节机构
[0115]
50 ld2发光期间(测定期间)
[0116]
51 osc2输出
[0117]
32c ld1发光量控制量信号
[0118]
32d ld1开/关控制信号
[0119]
32e ld2开/关控制信号
[0120]
32f ld2发光量控制量信号
[0121]
33a 温度传感器信号
[0122]
36a pd侧副pd信号输入
[0123]
36b pd侧副pd信号输入
[0124]
52 mpu
[0125]
53 显示装置
[0126]
54a 操作开关(饭前)
[0127]
54b 操作开关(饭后)
[0128]
55 计时器
[0129]
56 ds计算值
[0130]
57 dds最终测定结果
[0131]
58 dts曲线
[0132]
59 闪烁显示血糖值
[0133]
60 dds显示颜色映射