BRPI0913130A2 - sistema e método para detectar glicose em uma amostra biológica - Google Patents

Abstract

SISTEMA E MÉTODO PARA DETECTAR GLICOSE EM UMA AMOSTRA BIOLÓGICA. A presente invenção refere-se a sistemas e métodos para medir de modo não invasivo os níveis de glicose sanguínea em uma amostra biológica com base em dados espectrais. São descritas uma variedade de técnicas para melhorar a proporção de sinal-para-ruído na aquisição de dados espectrais e calcular a atenuação da luz atribuível ao sangue em uma amostra. As técnicas descritas incluem (1) o uso de uma operação de desvio padrão em combinação com a função logarítmica, (2) o uso de um fator de normalização, (3) o uso de um fator de proporção, (4) explicar o efeito da temperatura sobre vários componentes do sistema tais como resistores, e (5) contabilização da corrente de escuro em um detector de luz realizando uma calibração.

Description

Relatório Descritivo da Patente de Invenção para "SISTEMA i E MÉTODO PARA DETECTAR GLICOSE EM UMA AMOSTRA BIOLÓ- "er GICA".

REFERÊNCIA CRUZADA COM REQUERIMENTO RELACIONADO Este requerimento de patente reivindica prioridade para o Re- querimento de Patente Provisória dos EUA Serial Número 61/055.303 arqui- vado em 22 de maio de 2008, cuja descrição é incorporada aqui, a este re- querimento de patente, por meio de referência, e também reivindica priorida- de para o Requerimento de Patente Provisória dos EUA Serial Número 61/089.152 arquivado em 15 de agosto de 2008, cuja descrição é é incorpo- rada aqui, a este requerimento de patente, por meio de referência.

ANTECEDENTES DA INVENÇÃO A presente invenção invenção refere-se a diabetes que é uma doença crônica que, quando não controlada, com o tempo leva a grave dano de muitos dos sistemas do corpo, incluindo os nervos, vasos sanguíneos, olhos, rins e coração. O Instituto Nacional de Diabetes e Doenças Digestivas e Renais dos EUA (NIDDK) estima que 23,6 milhões de pessoas ou 7,8 por cento da população nos EUA tiveram diabetes em 2007. Globalmente, a Or- ganização Mundial de Saúde (OMS) estima que mais de 180 milhões de pessoas têm diabetes, um número que se espera que aumente para 366 milhões em 2030, com 30,3 milhões nos EUA. De acordo com a OMS, uma estimativa de 1,1 milhão de pessoas morreram de diabetes em 2005. Eles projetam que as mortes por diabetes aumentarão por mais de 50% entre 2006 e 2015 globalmente e por mais de 80% nos países de renda média- alta O ônus econômico do diabetes para os indivíduos e a sociedade como um todo é substancial. De acordo com a Associação do Diabetes Americana (American Diabetes Association), o custo econômico anual total do diabetes foi estimado em 174 bilhões de dólares nos EUA em 2007. Isto é um aumento de 42 bilhões de dólares desde 2002. Este aumento de 32% significa que a quantidade de dólares aumentou mais de 8 bilhões de dóla-

RM ”. , NL 2/21 res a cada ano.

Um elemento vital do tratamento do diabetes é a automonitora- o ção da concentração da glicose sanguínea (SMBG) pelos diabéticos no am- biente doméstico.

Ao testar frequentemente os níveis de glicose sanguínea, | “5 osdiabéticos podem melhor administrar a medicação, dieta, e exercício para | manter o controle e prevenir os resultados negativos para a saúde de longo | termo.

De fato, o Diabetes Control and Complications Trial (DCCT), o qual | seguiu 1.441 diabéticos por vários anos, mostrou que aqueles que seguiam um programa de controle intensivo com múltiplos testes do açúcar sanguí- neo a cada diaem comparação com o grupo de tratamento padrão tiveram somente um quarto que desenvolveu doença ocular diabética, metade de- senvolveu doença renal, um terço desenvolveu doença nervosa, e bem me- nos pessoas que já tinham tido formas precoces destas três complicações - pioraram.

No entanto, as técnicas de monitoração correntes desestimulam : o uso regular devido à natureza inconveniente e dolorosa de colher sangue através da pele antes da análise, o que faz com que muitos diabéticos não sejam tão diligentes quanto eles deveriam ser para bom controle da glicose sanguínea.

Em consequência, a medição não invasiva da concentração de | —glicoseé um desenvolvimento desejável e benéfico para o tratamento do di- abetes.

Um monitor não invasivo fará testes múltiplas vezes a cada dia sem dor e de modo mais palatável para crianças com diabetes.

De acordo com um estudo publicado em 2005 (J, Wagner, C.

Malchoff, e G.

Abbott, Diabe- | tes Technology & Therapeutics, 7(4) 2005, 612 — 619), as pessoas com dia- betes realizariam automonitoração da concentração da glicose sanguínea mais frequentemente e teriam melhor qualidade de vida com um dispositivo | de monitoração da glicose sanguínea não invasivo. | Existe uma série de abordagens não invasivas para determina- ção da glicose sanguínea.

Uma técnica de detecção de produtos químicos sanguíneos não invasivos envolve coletar e analisar dados de espectros de luz.

A extração de informações sobre características sanguíneas tais ' | |

NS o . To 3/21 | como concentração de glicose a partir de dados espectrais ou outros dados | obtidos por espectroscopia é um problema complexo devido à presença de os componentes (por exemplo, pele, gordura, músculo, osso, fluido intersticial) diferentes do sangue na área que está sendo sensoriada. Os outros com- ponentes referidos podem influenciar estes sinais de tal modo que podem alterar a leitura. Em particular, o sinal resultante pode ser de magnitude mui- to maior do que a porção do sinal que corresponde ao sangue, e portanto limita a capacidade para extrair de modo preciso informações sobre as ca- racterísticas sanguíneas. A presente invenção se refere à superação de um ou mais dos problemas estabelecidos acima.

SUMÁRIO DA INVENÇÃO Em um aspecto da presente invenção, é descrito um sistema pa- - ra detectar glicose em uma amostra biológica. Este sistema inclui pelo me- nos uma fonte de luz configurada para atingir uma área-alvo de uma amos- ' tra, pelo menos um detector de luz posicionado para receber luz a partir de pelo menos uma fonte de luz e gerar um sinal de saída, tendo uma corrente dependente do tempo, a qual é indicativa da potência da luz detectada, e um processador que recebe o sinal de saída a partir de pelo menos um detector deluzecom base no sinal de saída recebido, calcula a atenuação atribuível ao sangue em uma amostra presente na área-alvo com uma proporção de sinal para ruído de pelo menos 20 para 1, e com base na atenuação calcula- da, determina um nível de glicose sanguínea associado com uma amostra presente na área-alvo. Em ainda outro aspecto da presente invenção, é descrito um sis- tema para detectar glicose em uma amostra biológica. O sistema inclui pelo menos uma fonte de luz configurada para atingir uma área-alvo de uma a- mostra, pelo menos um detector de luz posicionado para receber luz a partir de pelo menos uma fonte de luz e gerar um sinal de saída, tendo uma cor- rente dependente do tempo, a qual é indicativa da potência da luz detectada, e um processador que recebe o sinal de saída a partir de pelo menos um de- tector de luz e com base no sinal de saída recebido, calcula a atenuação a-

: | « . Po 4/21 [ tribuível ao sangue em uma amostra presente na área-alvo com um fator de normalização, e com base na atenuação calculada, determina um nível de o glicose sanguínea associado com uma amostra presente na área-alvo. | Em ainda outro aspecto da presente invenção, é descrito um sis- ' — 5 tema para detectar glicose em uma amostra biológica.

O sistema inclui pelo | menos uma fonte de luz configurada para atingir uma área-alvo de uma a- mostra, pelo menos um detector de luz posicionado para receber luz a partir | de pelo menos uma fonte de luz e gerar um sinal de saída, tendo uma cor- | rente dependente do tempo, a qual é indicativa da potência da luz detectada, eum processador que recebe o sinal de saída a partir de pelo menos um de- | tector de luz e com base no sinal de saída recebido, calcula a atenuação a- tribuível ao sangue em uma amostra presente na área-alvo com um fator de | proporção, e com base na atenuação calculada, determina um nível de gli- | - cose sanguínea associado com uma amostra presente na área-alvo. [ Em ainda outro aspecto da presente invenção, é descrito um sis- ' tema para detectar glicose em uma amostra biológica.

O sistema inclui pelo | menos uma fonte de luz configurada para atingir uma área-alvo de uma a- ' mostra, pelo menos um detector de luz posicionado para receber luz a partir de pelo menos uma fonte de luz e gerar um sinal de saída, tendo uma cor- rente dependente do tempo, a qual é indicativa da potência da luz detectada, e um processador que recebe o sinal de saída a partir de pelo menos um de- tector de luz e com base no sinal de saída recebido, calcula a atenuação a- tribuível ao sangue em uma amostra presente na área-alvo e elimina o efeito de incerteza causado por resposta do detector dependente da temperatura de pelomenos um detector de luz, e com base na atenuação calculada, de- termina um nível de glicose sanguínea associado com uma amostra presen- te na área-alvo.

Entretanto ainda outro aspecto da presente invenção, é descrito um sistema para detectar glicose em uma amostra biológica.

O sistema in- — cluipelomenos uma fonte de luz configurada para atingir uma área-alvo de uma amostra, pelo menos um detector de luz, o qual inclui um pré- amplificador tendo um resistor de realimentação, posicionado para receber

"a 5/21 luz a partir de pelo menos uma fonte de luz e gerar um sinal de saída, tendo uma corrente dependente do tempo, a qual é indicativa da potência da luz " detectada, e um processador que recebe o sinal de saída a partir de pelo menos um detector de luz e com base no sinal de saída recebido, calcula a atenuação atribuível ao sangue em uma amostra presente na área-alvo e elimina o efeito de incerteza causado por resposta do detector dependente da temperatura de pelo menos um detector de luz, e com base na atenuação calculada, determina um nível de glicose sanguínea associado com uma amostra presente na área-alvo.

' 10 Em outro aspecto da presente invenção, é descrito um sistema para detectar glicose em uma amostra biológica. O sistema inclui pelo me- nos um detector de luz tendo um pré-amplificador e um resistor de realimen- tação.

- Em ainda outro aspecto da presente invenção, é descrito um método para detectar glicose em uma amostra biológica. O método incluí uti- ' lizar pelo menos uma fonte de luz configurada para atingir uma área-alvo de | uma amostra, utilizar pelo menos um detector de luz posicionado para rece- ber luz a partir de pelo menos uma fonte de luz e gerar um sinal de saída, tendo uma corrente dependente do tempo, a qual é indicativa da potência da luz detectada, receber o sinal de saída a partir de pelo menos um detector de luz com um processador e com base no sinal de saída recebido, calcular a atenuação atribuível ao sangue em uma amostra presente na área-alvo com uma proporção de sinal para ruído de pelo menos 20 para 1, e determi- nar um nível de glicose sanguínea associado com uma amostra presente na área-alvo com base na atenuação calculada com o processador.

Em ainda outro aspecto da presente invenção, é descrito um método para detectar glicose em uma amostra biológica. O método inclui uti- lizar pelo menos uma fonte de luz configurada para atingir uma área-alvo de uma amostra, utilizar pelo menos um detector de luz posicionado para rece- berluza partir de pelo menos uma fonte de luz e gerar um sinal de saída, tendo uma corrente dependente do tempo, a qual é indicativa da potência da luz detectada, receber o sinal de saída a partir de pelo menos um detector x .. *. 6/21 de luz com um processador e com base no sinal de saída recebido, calcular a atenuação atribuível ao sangue em uma amostra presente na área-alvo R com um fator de normalização com o processador, e determinar um nível de glicose sanguínea associado com uma amostra presente na área-alvo com “5 basena atenuação calculada com o processador.

Em ainda outro aspecto da presente invenção, é descrito um i método para detectar glicose em uma amostra biológica.

O método inclui uti- lizar pelo menos uma fonte de luz configurada para atingir uma área-alvo de uma amostra, utilizar pelo menos um detector de luz posicionado para rece- berluza partir de pelo menos uma fonte de luz e gerar um sinal de saída, tendo uma corrente dependente do tempo, a qual é indicativa da potência da luz detectada, receber o sinal de saída a partir de pelo menos um detector de luz com um processador, calcular a atenuação atribuível ao sangue em - uma amostra presente na área-alvo com um fator de proporção com base no sinal de saída recebido com o processador, e determinar um nível de glicose , sanguínea associado com uma amostra presente na área-alvo com base na atenuação calculada com o processador.

Em outro aspecto da presente invenção, é descrito um método para detectar glicose em uma amostra biológica.

O método inclui utilizar pelo menos uma fonte de luz configurada para atingir uma área-alvo de uma a- mostra, utilizar pelo menos um detector de luz posicionado para receber luz a partir de pelo menos uma fonte de luz e gerar um sinal de saída, tendo uma corrente dependente do tempo, a qual é indicativa da potência da luz detectada, receber o sinal de saída a partir de pelo menos um detector de luz com um processador e com base no sinal de saída recebido, calcular a | atenuação atribuível ao sangue em uma amostra presente na área-alvo com | um fator de proporção com o processador, eliminar o efeito de incerteza ' causado por resposta do detector dependente da temperatura de pelo me- nos um detector de luz com o processador, e determinar um nível de glicose sanguínea associado com uma amostra presente na área-alvo com o pro- cessador com base na atenuação calculada com o processador.

Estes são apenas alguns dos inumeráveis aspectos da presente |

Ra ? % eo 7/21 invenção e não devem ser considerados uma listagem completa dos inume- | ráveis aspectos associado com a presente invenção. | os BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS Para um melhor entendimento da presente invenção, pode ser ' 5 feitareferência aos desenhos anexados, nos quais: ' a figura 1 ilustra um gráfico de uma onda da pulsação corres- | pondente à absorção de luz de sangue arterial, de acordo com modalidades | exemplares; | a figura 2 ilustra um sistema exemplar para obtenção de dados espectrais; a figura 3 ilustra um gráfico de A(t), calculado de acordo com equação (9) usando os dados na figura 1; e a figura 4 é um esquema ilustrativo básico de um circuito pré- - amplificador que converte fotocorrente em tensão antes da digitalização.

DESCRIÇÃO DETALHADA DA INVENÇÃO ' Na descrição detalhada que se segue, numerosos detalhes es- pecíficos exemplares são determinados de modo a proporcionar um enten- dimento completo da invenção. No entanto, será entendido por aqueles ver- sados na técnica que a presente invenção pode ser praticada sem estes de- talhes específicos, ou com várias modificações dos detalhes. Em outros ca- sos, métodos, procedimentos, e componentes bem-conhecidos não foram descritos em detalhes de modo a não tornar incompreensível a presente in- venção. Espectroscopia ótica pode ser usada para determinar a quanti- — dadede luz absorvida e espalhada, isto é, atenuada, por uma amostra bioló- gica tal como um dedo humano. Ao medir a quantidade de luz absorvida pe- la amostra, é possível determinar os níveis de glicose, colesterol, e hemo- globina de um sujeito de modo não invasivo. Geralmente as medições da ponta do dedo são preferenciais devido à grande concentração de capilares —na ponta do dedo e devido à conversão de sangue arterial em sangue veno- so que ocorre na ponta do dedo. No entanto, as técnicas da presente inven- ção não estão limitadas ao uso com uma ponta do dedo. Por exemplo, a

Cao 8121 amostra biológica pode ser um lóbulo da orelha humana.

Quando a luz é transmitida através de uma amostra biológica, tal ' os como um dedo humano, a luz é atenuada por vários componentes do dedo, ' | incluindo pele, músculo, osso, gordura, fluido intersticial e sangue.

No en- | | 5 tanto, observou-se que a atenuação da luz por um dedo humano apresenta um pequeno padrão cíclico que corresponde a uma pulsação.

Acredita-se que este padrão cíclico estará presente em medições de muitas outras par- tes do corpo humano, o lóbulo da orelha sendo um de muitos exemplos.

A figura 1 representa um gráfico 102 de uma fotocorrente detec- tora//,(!), que corresponde à energia da luz recebida por um detector de- pois da luz ter passado através de um dedo do sujeito.

Conforme pode ser visto, a fotocorrente detectora apresenta um padrão cíclico.

Este padrão cí- | clico é devido à pulsação do indivíduo, a qual ciclicamente aumenta e dimi- - nui a quantidade de sangue nos capilares do indivíduo (ou outras estrutu- ' ras) Embora a magnitude do padrão cíclico seja pequena em comparação ' com a fotocorrente total gerada pelo detector, podem ser extraídas informa- ções consideráveis a partir do padrão cíclico do gráfico 102. Por exemplo, | presumindo que a frequência cardíaca da pessoa seja de sessenta batimen- tos por minuto, o tempo entre o início de qualquer batimento de pulso e o fim daquele batimento de pulso é um segundo.

Durante este período de um se- gundo, a fotocorrente terá uma leitura máxima ou de pico 104 e uma um lei- tura mínima ou de vale 106. A leitura de pico 104 do gráfico corresponde a quando há uma quantidade mínima de sangue nos capilares, e a leitura de vale 106 corresponde a quando há uma quantidade máxima de sangue nos capilares.

Usando as informações proporcionadas pelo pico e pelo vale do gráfico cíclico, são excluídas a absorção e a dispersão óticas pelos princi- pais constituintes do dedo que não estão nos capilares tais como pele, gor- dura, ossos, músculo e fluidos intersticiais.

Estes principais constituintes que não estão nos capilares são excluídos porque eles provavelmente não se alterarão durante o intervalo de tempo de uma pulsação.

Em outras pala- vras, a luz que é absorvida e espalhada, isto é, atenuada, pelo sangue pode ser detectada com base nos picos e vales do gráfico 102.

a 9/21 Presumindo que o pico da fotocorrente cíclica gerada pelo dis- positivo sensível à luz é./,, o vale adjacente da fotocorrente cíclica é 1, , e a o fotocorrente gerada pelo dispositivo sensível à luz sem um dedo humano é 1,, as transmitâncias correspondentes às fotocorrentes de pico e vale po- “5 demserdefinidas como: ne O | e neT O As absorvências de pico e vale correspondentes são: A, =-log(7, ) (3) | e A, =-log(7,) (4) S A diferença entre Ay e Ap representa a absorção e a dispersão de luz pelo sangue no dedo, excluindo constituintes não sanguíneos: M=A,-A,= 1oe(2) (5) Conforme pode ser visto no algoritmo mostrado na equação (5), AA nãodepende de /,. Deste modo, calcular A4 não necessita de uma de- terminação da corrente gerada pelo dispositivo sensível à luz sem uma a- mostra.

A monitoração da fotocorrente correspondente à energia luminosa transmitida através de uma amostra é suficiente para calcular AA.

A figura 2 representa um diagrama em bloco simplificado de um — equipamento exemplar para uso em uma modalidade exemplar.

O sistema de medição ótica, o qual é geralmente indicado pelo numeral 200, usa o conceito "pulsátil" para determinar uma quantidade de luz absorvida e espa- lhada somente pelo sangue em uma amostra (um dedo humano nesta mo- dalidade exemplar). Uma fonte de energia 201, tal como uma bateria, pro- —porciona energia para uma fonte de luz 202 que gera uma pluralidade de fei- xes de luz 204, 206, 208, 210 que são direcionados para a parte superior do dedo de um indivíduo.

Em uma modalidade exemplar, cada um dos feixes de luz 204, 206, 208, 210 tem o mesmo comprimento de onda ou uma faixa de vao 10/21 comprimento de onda diferente, tipicamente dentro de 800 nm a 1600 nm. | Embora o sistema de medição ótica 200 seja descrito aqui, a este requeri- o mento de patente, como gerando quatro (4) feixes de luz, contempla- se que a fonte de luz 202 pode ser alterada para gerar menos feixes de luz ou fei- xesdeluz adicionais em outras modalidades. ' Uma primeira abertura 212 assegura que os feixes de luz 204, 206, 208, 210 atinjam uma área-alvo do dedo.

Uma segunda abertura 214 | assegura que a porção dos feixes de luz que são transmitidos através do ! dedo atinjam uma lente 216. Os feixes de luz 204, 206, 208, 210 são atenu- | | 10 ados pelo dedo e por componentes do sistema de medição ótica 200, e, por- | tanto, feixes de luz atenuados 218, 220, 222, 224 são emitidos pelo dedo. | Os feixes de luz atenuados 218, 220, 222, 224 atingem a lente 216, e a lente 216 coleta os feixes de luz atenuados 218, 220, 222, 224 de modo que eles Í - colidem de modo mais eficiente sobre um bloco detector 226. O bloco detector 226 é posicionado diretamente sob a lente 216 Ú e compreende uma pluralidade de dispositivos sensíveis à luz (LSD) 228, 230, 232, 234 tais como uma matriz de fotodiodos.

De acordo com um as- pecto do sistema de medição ótica 200, cada um dos dispositivos sensíveis à luz 228, 230, 232, 234 detecta um comprimento de onda específico de luz conforme definido por filtros de interferência correspondentes (IF) 236, 238, 240, 242, respectivamente.

O filtro de interferência transmite uma ou mais bandas espectrais ou linhas de luz, e blocos diversos. . Cada um dos dispositivos sensíveis à luz 228, 230, 232, 234 ge- ra um sinal de fotocorrente correspondente que é proporcional à energia da luz recebida pelo dispositivo sensível à luz em particular.

O sinal da fotocor- rente gerada pelo fotodiodo pode ser convertido para outra forma de sinal, tal como um sinal de tensão análogo ou um sinal digital.

Um processador 243 é acoplado ao bloco detector 226 e é configurado para calcular a altera- ção dos sinais das fotocorrentes 244, 246, 248, 250. De acordo com um aspecto, o processador 243 executa um al- goritmo tal como mostrado na equação (5) para calcular a mudança na ab- sorção de luz (AA) somente causada pelo sangue no dedo.

Depois disso,

, | oo 11/21 este cálculo quantitativo da absorção de luz do sangue pode ser usado para determinar uma característica do sangue. Por exemplo, ao comparar o valor Ss calculado da absorção de luz com valores predeterminados correspondentes a diferentes níveis de glicose armazenados em uma memória (não mostra- dos), pode ser determinado um nível de glicose sanguínea do indivíduo.

Uma dificuldade associada com a metodologia de detecção pul- sátil baseada no dedo é baixa proporção de sinal-para-ruído (S/R), porque a amplitude do padrão cíclico (isto é, a diferença entre pico e vale) é tipica- mente 1% a 2% da fotocorrente total gerada pela energia luminosa transmi- tida através do dedo. Para obter uma proporção S/R de 100:1 na determina- ção de AA, o ruído basal do dispositivo sendo usado para medir a absorção de luz pelo dedo não deve ser maior do que 3,0 x 10º na absorvência (pico a pico), dentro de uma largura de banda de 10 Hz. - No entanto, um nível de ruído basal de 3,0 x 10º absorvência (picoa pico) dentro de uma largura de banda de 10 Hz é difícil de obter com : os baixos níveis de energia da luz que são usados por alguns dispositivos de medição de produtos químicos sanguíneos não invasivos manuais alimenta- dos por bateria. Uma solução envolve a média dos dados. Para aumentar a proporção de sinal para ruído, o valor médio de AA, conforme definido pela equação abaixo, é usado em cálculo adicional para extrair a concentração da glicose sanguínea: , M= 2, (6) Na equação (6), M é o número de pulsações durante o intervalo de tempo da medição pulsátil. No entanto, esta abordagem necessita de longo tempo de aquisição de dados, devido ao fato de que a frequência da pulsação é da ordem de uma por segundo. Por exemplo, seriam necessá- rios 25 segundos para aumentar a proporção de sinal para ruído por um fator de cinco, e 100 segundos seriam necessários para aumentar a proporção de sinal para ruído por um fator de dez. Em comparação, os medidores de gli- cose de coleta de sangue comerciais correntes podem determinar o nível de — glicose sanguínea dentro de 5 segundos. Além disso, longo tempo de detec-

Dao 12/21 ção aumentará significativamente os erros de medição devido ao movimento do dedo, desvio da energia da luz, alteração da temperatura do dispositivo, S etc.

Deste modo, existe a necessidade de novas técnicas para medir de modo rápido e preciso os níveis de glicose sanguínea.

Aumentando a Proporção S/R por Desvio Padrão A saída da fotocorrente detectora dependente do tempo, /,(), mostrada na figura 1 pode ser expressada como a soma de uma pequena fotocorrente cíclica dependente do tempo AT(!), correspondente à pulsação, uma corrente de ruído n(t), e uma fotocorrente basal constante 7,: LI(O=I,+AN(0)+n) (7) A equação acima pode ser rearranjada como: 1900, ATOTHO q Tz Tg Aplicando logaritmo comum a ambos os lados da equação (8), obtém-se: : 40) = rg 229] - gf1+ MOTO = “ (o) A figura 3, a qual é geralmente indicada pelo numeral 300, mos- tra um gráfico típico A(f) 302, calculado de acordo com a equação (9) usan- do os dados na figura 1. Para uma função de pulso A(f) mostrada na figura 3, existe a seguinte relação chave durante o intervalo de tempo de uma pul- Sação: olani=tas (10) | na qual ol40)] é o Desvio Padrão de A(f), e k é uma constante proporcional. | Considerando o fato de que /, é uma constante e 0º (log!,) = | O, obtém-se: olant=ofogr,(0] (11) | Portanto, a altura do pico ao vale do gráfico A(f) durante o inter- valo de tempo de uma pulsação pode ser obtida diretamente a partir do des- vio padrão do logaritmo of /p5(8): M= elo] - eleg!n(o] (12)

| Doo 13/21 | Uma principal vantagem da equação (12) é que pode ser obtida | elevada proporção de S/R dentro de curto tempo de aquisição de dados (a- os proximadamente um segundo), conforme explicado abaixo.

Em uma medição pulsátil baseada em dedo representada pela ! “5 figura2,ovalorda soma, AI(!) + n(1) é tipicamente menos de 2% da grande | fotocorrente basal constante 7,. Portanto, a equação (9) pode ser aproxi- | mada como: | f D+n AQ = og] = mo (13) De modo similar, o desvio padrão de A(f) pode ser aproximado | como: ol40]=+ = Jo?[ar o o nto] (14) A equação (14) demonstra grande potência de redução de ruído da equação (12). Por exemplo, para um ruído basal relativamente elevado | - com a proporção p= FE = 0,1 (ou 10%), a contribuição para o [409] do ruído basal n(t) é estimada em menos de 0,005 (ou 0,5%), corresponden- te a um aumento na proporção de S/R por um fator de 20 sem aumento do tempo de detecção.

Deste modo, pode ser obtida dramática redução do ruí- do sem aumentar o tempo de aquisição de dados, e uma medição pulsátil baseada em dedo pode ser completada dentro do intervalo de tempo de uma pulsação (a qual é de aproximadamente um segundo), e a necessidade da proporção de S/R de 100 para 1 na determinação de AA pode ser satisfeita usando um sistema ótico com um ruído basal de cerca de 6,0 x 10* absor- vência (pico a pico) dentro de uma largura de banda de 10 Hz.

Deve ser sa- lientado que quando o ruído basal de um sistema ótico é dominado por ruído do tipo shot noise devido a baixa potência de iluminação da luz, uma redu- ção do ruído por um fator de 20 equivale a um aumento na potência de ilu- —minaçãoda luz por um fator de 20º = 400. Esta capacidade de obter maior proporção de S/R dentro do tempo de aquisição de dados muito curto, por exemplo, menos de um se- gundo, reduzirá significativamente o erro de detecção causado por fatores

Soo 14/21 | tais como movimento do dedo, mudança de temperatura, e desvio da ener- | gia da luz durante a medição, e portanto aumenta dramaticamente a preci- - são e a reprodutibilidade da metodologia de detecção pulsátil. | Além disso, o valor de k não altera com comprimento de onda, | porque luzes transmitidas em todos os comprimentos de onda têm formato de pulso idêntico devido à pulsação. Em consequência, a constante k será cancelada em normalização de dados discutida na seção sequinte, e oflog!,(N)] será usado em análise de regressão adicional para estabelecer a correlação entre a medição ótica e o nível de glicose sanguínea. Isto simpli- ficará grandemente o processo de análise de dados uma vez que oflog, 7 O] envolve somente duas funções de matemática de rotina disponí- veis na maioria dos programas de planilha populares tais como Microsoft EXCELO. EXCELO é uma marca registrada de forma federal da Microsoft - Corporation, tendo um local de negócios em One Microsoft Way, Redmond, Washington 98052-6399. ' Normalização Em cada comprimento de onda À, a absorção A4(4,) é ligada ao aumento da quantidade de sangue (AB) na área de sensoriamento ótico da ponta do dedo devido à pulsação pela seguinte equação: AA(4,) = E€(C, A, T)AB (15) na qual e(C,A,T) é o coeficiente de absorção / dispersão de sangue no comprimento de onda A, temperatura do dedo T, e concentração da glicose sanguínea C. Será bem-entendido que a variável AB difere de pessoa para pessoa, e pode mesmo mudar de dia para dia para a mesma pessoa.

A incerteza da variável AB pode ser cancelada introduzindo o fa- tor de normalização Q,(C,T) em cada comprimento de onda A; conforme definido pela equação abaixo: occn= A 2EAD 6, DAM) Ye(CAST) il i=l na qual N é o número total de comprimento de onda empregado. Preferencialmente, N tipicamente varia de vinte a trinta.

MM MM Co 15/21 Com base nas equações (12) e (16), O,(C,T) é ligado à fotocor- rente detectora em cada comprimento de onda A; I,(4,,1), pela seguinte e- os quação: oc, =" 24) — eleeintane — elogintol am, 7 22040) 27 0los In (4,,90)//k 2,0bog!, Ao] Conforme mostrado pela equação (17), a constante k é cancela- dae oflog!/,(90)] será usado em análise de regressão adicional para estabe- lecer a correlação entre a medição ótica e nível de glicose sanguínea. Isto é possível porque os dados são tomados simultaneamente de todos os canais de detecção.

Uma correlação entre a medição ótica e a concentração da gli- —cose sanguínea pode ser estabelecida de acordo com a seguinte equação: Cons SA (DOT) (18) na qual C,,., é a concentração da glicose sanguínea prevista ' pela medição ótica, 9,(C,T) é definida pelas equações (16) e (17), e a(7) é o coeficiente de regressão dependente da temperatura correspondente ao comprimento de onda A; Os valores de a,(T) podem ser extraídos usando métodos estatísticos apropriados tais como regressão de Quadrados Míni- mos Parciais (PLS).

A equação (18) representa casos ideais quando grande número de calibrações podem ser feitas em temperaturas de dedos diferentes. Na realidade, frequentemente somente pode ser feito um número limitado de calibrações (por exemplo, 15 a 20), e cada uma pode ser teita em uma tem- peratura de dedo diferente. Sob esta condição, a temperatura do dedo pode ser tratada como uma variável independente, e a equação acima pode ser aproximada como: Cas BOCA (19) na qual b; é o coeficiente de regressão independente da tempe- —ratura correspondente ao comprimento de onda A, e 7 é o coeficiente de re- ' gressão para a temperatura do dedo. Os valores de b; e os de 7 podem ser extraídos usando métodos estatísticos apropriados tais como regressão de

MM So 16/21 Quadrados Mínimos Parciais (PLS). Metodologia de Proporção - Alternativamente, a incerteza da variável AB pode ser cancelada introduzindo um fator de proporção Y; em comprimento de onda A; venia der Dre na qual j pode ser qualquer número de 1 a N, presumindo que o dispositivo coleta sinal em todos os comprimentos de onda N.

Similar ao algoritmo de normalização discutido anteriormente, uma correlação entre a medição ótica e o nível de glicose sanguínea pode ser estabelecida de acordo com a seguinte equação: Coma =X SOC (1) ie) na qual C,,..,, é a concentração da glicose sanguínea prevista : pela medição ótica, Y,(C,T) é definida pela equação (20), e (7) é o coefi- . ciente de regressão dependente da temperatura correspondente ao compri- mento de onda A;. O valor de f(T) pode ser obtido usando métodos estatís- ticos tais como regressão de Quadrados Mínimois Parciais (PLS). A equação (21) representa casos ideais quando pode ser feito grande número de calibração em temperaturas de dedos diferentes.

Na rea- lidade, frequentemente somente pode ser feito número limitado de calibra- ção (por exemplo, 15 a 20), e cada uma pode ser tomada em uma tempera- tura do dedo diferente.

Sob esta condição, a temperatura do dedo pode ser tratada como uma variável independente, e a equação acima pode ser apro- ximada como: Coptical = DA, (CT)+BT — (22) na qual h; é o coeficiente de regressão independente da tempe- ratura correspondente ao comprimento de onda A, e B é o coeficiente de re- ; gressão para a temperatura do dedo.

Os valores de h; e o de B podem ser extraídos usando métodos estatísticos apropriados tais como regressão de Quadrados Mínimos Parciais (PLS).

"o 17/21 Eliminação do Efeito da Resposta do Dispositivo Dependen- te da Temperatura s Deve ser entendido que a sensibilidade do detector de um detec- tor de fotodiodo de silício é uma função de comprimento de onda e tempera- : 5 tura Para a configuração do dispositivo mostrado na figura 2, a qual é ge- ralmente indicada pelo numeral 200, a energia da luz recebida pelo É*”º dis- positivo de diodo de silício, correspondente ao comprimento de onda À; é ' convertido em uma fotocorrente de acordo com a seguinte equação: In(4,1) = P(A,,1)S, ah +7(4,))(Tr; (O) —25ºO| (23) ' Na equação acima (23), P(4,,1) é a energia da luz recebida pelo ' detector, S,(4,) é a fotossensibilidade do detector no comprimento de onda A; e 25ºC, y7(4,) é o coeficiente de temperatura da fotossensibilidade no comprimento de onda A, e 7,,(f) é a temperatura do É*"”º detector de fotodi- . odo.

O coeficiente de temperatura y(4,) varia com o comprimento de onda.

Por exemplo, para detectores de fotodiodos série S1337 de Hamamatsu, “15 7(4,)) varia de quase zero a 900 nm até mais de 1,0%/ºC a 1100 nm.

Isto impõe um problema potencial para a configuração do dispositivo mostrado | na figura 2, porque é muito difícil manter a temperatura de cada detector de diodo individual constante em um dispositivo manual usado por uma pessoa com diabetes sob um ambiente normal doméstico / de trabalho.

Esta incerteza devida à temperatura do detector 77,(!) pode ser eliminada usando o algoritmo mostrado pelas equações (11) e (12). Aplican- do logaritmo comum sobre ambos os lados da equação (23), obtém- se: log 1, (4,,1) = log P(A,,1) +log S,(4,) + log + 7(4(Tpi(0) 25º o) (24) Considerando o fato de que S,(4,) é uma constante e que a temperatura do detector 7,,(!) permanece quase constante durante o inter- valode tempo de aquisição de dados muito curto de aproximadamente um segundo, obtém- se: oflog!,(4,0l=0fogP(4,0)] — (25) Deste modo, a incerteza causada pela temperatura do detector Tr(1) é eliminada pelo uso desta metodologia de desvio padrão. ! |

Co 18/21 Modo de Detecção da tensão Na configuração do dispositivo mostrada na figura 2, a fotocor- - rente do É*”º detector de fotodiodo In(4,1) é tipicamente convertida em | uma tensão usando um pré-amplificador antes da digitalização.

A figura 4 “5 mostrao diagrama de circuito esquemático de um pré-amplificador típico, o | qual é geralmente indicado pelo numeral 400. A tensão de saída 412 do É*”º pré-amplificador 400, na ligação com o É*'”º detector de fotodiodo 408, pode ser expressa como: VO=RI(4,0=R +27 T.O0-25º OA.) (26) Na equação acima (26), R&,, é o valor da resistência do resistor | de realimentação 402 para o É*"º pré-amplificador at 25ºC, 4, É O coefici- ente de temperatura do resistor, e 7,,(1) é a temperatura do resistor.

Apli- cando logaritmo comum a ambos os lados da equação (26), obtém- se: . logV, (1) =log R,, +logll + £,(Tr (025º C)|+ log 1, (4,1) (27) Considerando o fato de que R,, é uma constante e que a tempe- “ 15 raturadoresistor 7,,(f) não se altera durante o intervalo de tempo de aquisi- ção de dados muito curto de aproximadamente um segundo, obtém- se: ologr,(Ml=0fog/,(4.0] (28) Substituindo a equação (25) na equação (28), obtém- se: ologr,MWl=sogr(4,0] (29) Deste modo, a incerteza causada pela temperatura do resistor T,(1) é eliminada.

Sob o modo de detecção da tensão, o fator de normalização na equação (17) pode ser expresso como: ecn=2 Fel ço) 2oliogr(O| A correlação matemática entre a medição ótica e a concentração da glicose sanguínea pode ser então estabelecida de acordo com a equação (18) ou a equação (19), sob condições de calibração correspondentes.

Similarmente, o fator de proporção definido pela equação (20) pode ser expresso como:

Soo 19/21 | | ren-2enel o, | | - A correlação matemática entre a medição ótica e a concentração da glicose sanguínea pode ser então estabelecida de acordo com a equação | 7 (21) ou a equação (22), sob condições de calibração correspondentes.

O di- | agrama de circuito esquemático de um pré-amplificador típico 400 também | inclui um capacitor de realimentação 404, um amplificador operacional 406, e uma ligação à terra 410. Digitalização A saída de tensão 412 do pré-amplificador 400 é geralmente di- gitalizada usando um conversor de analógico para digital (ADC). O sinal digi- | talizado é então enviado para um computador para análise de dados.

A saí- | da do É*”º ADC, em comunicação com o fÉ*"”º pré-amplificador que está em : ligação com o É*“””º fotodiodo 408 coletando energia da luz no comprimento ' de onda A, pode ser expressa pela seguinte equação: ' . (ADC), = (ADC), + G AI (AD +IpanslR; + Ao) — (32) | Na equação acima (32), (A4DC),, é o deslocamento (offset) do É | **"”º ADC, G; é o Ganho ADC nominal usado durante a detecção, LI1(4,N) é a fotocorrente do fÉ*""º detector de fotodiodo, Tr,,, é a corrente de escuro do Ésro detector de fotodiodo, R,=Rfl+x, (TJ (0)-25ºO)]|] é a resistência do resistor de realimentação do É*”º pré-amplificador, e Ao; é o deslocamento (offset) do É*”º pré-amplificador.

A contribuição dos três fatores, (ADC),;. Ini, E Aoi pode ser removida realizando uma medição a escuro com a fonte de luz desligada lo- go antes ou depois da medição do dedo correspondente.

Quando a fonte de luz é desligada, a equação acima (32) se torna (ADC) pars; = (ADC); +G,Upan;sRi Agi) — (33) A diferença entre as duas equações acima (32) e (33) reflete a saída ADC correspondente à fotocorrente: A(ADO), = (ADC), —- (ADC) pan; = GI 5 (A, 1)R,; (34) Aplicando logaritmo comum a ambos os lados da equação (34), obtém- se:

ooo 20/21 logA(ADC), =1logG,; +logI,(4,f)+logR, — (35) G; e R; podem ser considerados como constantes contanto que o o intervalo de tempo entre a medição do dedo e a medição a escuro seja cur- to. Deste modo, obtém-se: | ' oflogA(4DO), ]=oflog!/)(4,0] — (36) Substituindo a equação (25) na equação (36), adicionalmente se obtém oflogA(4DO), |= oflogP(4,0] — (37) Com base na equação (36), o fator de normalização definido pe- la equação (17) pode ser expresso como: eccn=AlsaMDOl — cs > oflogA(4DO),] il A correlação matemática entre a medição ótica e a concentração : da glicose sanguínea pode ser então estabelecida de acordo com a equação — 10 (18) ou(19),sob condições de calibração correspondentes.

Similar a normalização, o fator de proporção definido pela equa- ção (20) pode ser expresso como: ren-seasol e A correlação entre medição ótica e concentração da glicose sanguínea pode ser então estabelecida de acordo com as equações (21) ou (22), sobcondições de calibração correspondentes.

Portanto, foram mostradas e descritas várias modalidades de uma nova invenção. Conforme é evidente a partir da descrição precedente, alguns aspectos da presente invenção não estão limitados pelos detalhes particulares dos exemplos ilustrados aqui, neste requerimento de patente, e portanto é contemplado que outras modificações e aplicações, ou equivalen- tes das mesmas, ocorrerão àqueles versados na técnica. Os termos "têm," "tendo," "inclui" e "incluindo" e termos similares conforme usados na especi- ficação precedentes são usados no sentido de "opcional" ou "podem incluir" e não conforme "requerido". No entanto, muitas alterações, modificações, variações e outros usos e aplicações da presente construção se tornarão e-

MN So 21/21 videntes para aqueles versados na técnica depois de considerar a especifi- cação e os desenhos anexados.

Todas as referidas alterações, modifica- ' ções, variações e outros usos e aplicações, os quais não se afastam do es- pírito e do âmbito da invenção, são considerados como sendo cobertos pela “5 invenção, a qual é limitada somente pelas reivindicações que se seguem.

Deve ser entendido que as modalidades descritas aqui, a este requerimento de patente, incluem quaisquer e todas as combinações de características descritas em quaisquer das reivindicações dependentes. ! !

Claims (32)

' 1/10 . REIVINDICAÇÕES

1. Sistema para detectar glicose em uma amostra biológica, ca- LAN racterizado pelo fato de que compreende: pelo menos uma fonte de luz configurada para atingir uma área- alvodeuma amostra; pelo menos um filtro de luz posicionado para receber luz trans- mitida através da área-alvo da amostra a partir de pelo menos uma fonte de luz; pelo menos um detector de luz posicionado para receber luz a partir da pelo menos uma fonte de luz e filtrada através do pelo menos um filtro de luz, e para gerar um sinal de saída, tendo uma corrente dependente do tempo, a qual é indicativa da potência da luz detectada; e um processador que recebe o sinal de saída a partir do pelo me- nos um detector de luz e com base no sinal de saída recebido, calcula a ate- nuação atribuível ao sangue em uma amostra presente na área-alvo com uma proporção de sinal-para-ruído de pelo menos 20 para 1, e com base na atenuação calculada, determina um nível de glicose sanguínea associado com uma amostra presente na área-alvo.

2. Sistema para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a corrente de saída dependente do tempo é uma função de uma corrente basal, uma cor- rente de ruído e uma corrente cíclica dependente do tempo correspondente a uma pulsação.

3. Sistema para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 2, caracterizado pelo fato de que a atenuação calculada é baseada pelo menos em parte em um desvio padrão de um lo- garitmo da corrente de saída dependente do tempo gerada por uma potência de luz a partir da mesma área-alvo da amostra biológica.

4. Sistema para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 2, caracterizado pelo fato de que a atenuação calculada é baseada pelo menos em parte em uma aproximação de um des- vio padrão de um logaritmo da corrente de saída dependente do tempo ge-

' 2/10 . rada pela potência de luz a partir da mesma área-alvo da amostra biológica.

5. Sistema para detectar glicose em uma amostra biológica de "o acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que compreende ainda uma altura do pico ao vale da alteração na absorção de luz devida ao sangue na amostra em relação ao tempo, a qual é calculada pelo processa- dor como uma função de um desvio padrão de um logaritmo da corrente de saída dependente do tempo dividido por uma constante de proporcionalida- de: a1= ELO] eles 10], onde A(t) é a alteração na absorção de luz devida ao sangue na amostra como uma função do tempo, AA é a altura do pico ao vale do gráfico A(t) durante o intervalo de tempo de uma pulsação, I,(1) é a corrente detectora dependente do tempo, log/,(r1) é o logaritmo da corrente detectora dependente do tempo, k é a constante de proporcionali- dade, o/A(t)] é o desvio padrão de A(t), e oftog!, O] representa o desvio padrão de log/,(1).

6. Sistema para detectar glicose em uma amostra biológica, ca- racterizado pelo fato de que compreende: pelo menos uma fonte de luz configurada para atingir uma área- alvo de uma amostra; pelo menos um filtro de luz posicionado para receber luz trans- mitida através da área-alvo da amostra a partir de pelo menos uma fonte de luz; pelo menos um detector de luz posicionado para receber luz a partir da pelo menos uma fonte de luz e filtrada através do pelo menos um filtro de luz, e para gerar um sinal de saída, tendo uma corrente dependente dotempo,a qual é indicativa da potência da luz detectada; e um processador que recebe o sinal de saída a partir do pelo me- nos um detector de luz e com base no sinal de saída recebido, calcula a ate- nuação atribuível ao sangue em uma amostra presente na área-alvo com um fator de normalização, e com base na atenuação calculada, determina um nível de glicose sanguínea associado com uma amostra presente na área- alvo.

7. Sistema para detectar glicose em uma amostra biológica de

' 310 ; acordo com a reivindicação 6, caracterizado pelo fato de que o processador é configurado para calcular o fator de normalização 9,(C,T) em uma plurali- “o dade de comprimentos de onda, o É*””º comprimento de onda sendo repre- sentado por 4,, com base no sinal de saída do detector dependente do tem- pol,(d.t): Q(C,T)= legal onde oflog!,(4,,1)] é desvio padrão Dolog!, A] do logaritmo do sinal de saída do detector dependente do tempo 1,(4,,1), té tempo, C é a concentração da glicose sanguínea, T é a temperatura da a- mostra biológica, e N é o número total de comprimentos de onda emprega- dos.

8. Sistema para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 7, caracterizado pelo fato de que o processador é configurado para calcular o nível de glicose sanguínea C,,,, onde O(C,T) é o fator de normalização, a,(7) é o coeficiente de regressão de- pendente da temperatura correspondente ao comprimento de onda A; e Né o número de comprimentos de onda empregados, de acordo com a equa- ção: Coyicar = da (DO.(C,T).

9. Sistema para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 8, caracterizado pelo fato de que os valores do coeficiente de regressão dependente da temperatura a,(7) podem ser extra- ídos usando regressão por mínimos quadrados parciais com o processador.

10. Sistema para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 7, caracterizado pelo fato de que o processador é configurado para calcular o nível de glicose sanguínea C,,., com base no coeficiente de regressão independente da temperatura, onde QXC,T1) é o fator de normalização, b, é um coeficiente de regressão independente da temperatura da amostra, 7 é um coeficiente de regressão para a temperatu- ra da amostra, C é uma concentração da glicose sanguínea, 7 é a tempera- tura da amostra biológica, e N é o número de comprimentos de onda empre- gados, de acordo com a equação: Cy = Yo, (CT) +nT.

i=l

11. Sistema para detectar glicose em uma amostra biológica de

Í 4/10 : acordo com a reivindicação 10, caracterizado pelo fato de que os valores do Á coeficiente de regressão independente da temperatura da amostra bh, e o sum coeficiente de regressão para a temperatura da amostra 7 podem ser extra- idos usando regressão por mínimos quadrados parciais com o processador.

12. Sistema para detectar glicose em uma amostra biológica, ca- racterizado pelo fato de que compreende: pelo menos uma fonte de luz configurada para atingir uma área- alvo de uma amostra; pelo menos um filtro de luz posicionado para receber luz trans- miítida através da área-alvo da amostra a partir do pelo menos uma fonte de luz; pelo menos um detector de luz posicionado para receber luz a partir de pelo menos uma fonte de luz e filtrada através do pelo menos um filtro de luz, e para gerar um sinal de saída, tendo uma corrente dependente dotempo, a qual é indicativa da potência da luz detectada; e um processador que recebe o sinal de saída a partir do pelo me- nos um detector de luz e com base no sinal de saída recebido, calcula a ate- nuação atribuível ao sangue em uma amostra presente na área-alvo com um fator de proporção, e com base na atenuação calculada, determina um nível deglicose sanguínea associado com uma amostra presente na área-alvo.

13. Sistema para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 12, caracterizado pelo fato de que o processador é configurado para calcular o fator de proporção Y,(C,T) em uma pluralida- de de comprimentos de onda, o É*”"º comprimento de onda sendo represen- tadopori,o jésrº comprimento de onda sendo representado por 4,, Cé uma concentração da glicose sanguínea, 7 é a temperatura da amostra bio- lógica, 7, (4,,1) é a corrente de saída dependente do tempo, oflog!,(4,1)] é desvio padrão do logaritmo da corrente de saída dependente do tempo, e t é tempo, de acordo com a equação: Y, (C,T) = aee.

14. Sistema para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 13, caracterizado pelo fato de que o processador

É 5/10 é configurado para calcular o nível de glicose sanguínea C,,., com base na a. medição ótica, Y,(C,T) e f(7), o qual é o coeficiente de regressão depen- ".. dente da temperatura correspondente ao comprimento de onda À; de acordo com a equação: C,,.. = > SOC). E)

15. Sistema para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 14, caracterizado pelo fato de que os valores do coeficiente de regressão dependente da temperatura correspondente ao comprimento de onda A; o qual é £(7), podem ser extraídos usando re- gressão por mínimos quadrados parciais com o processador.

16. Sistema para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 13, caracterizado pelo fato de que o processador é configurado para calcular o nível de glicose sanguínea C,,.., com base em um coeficiente de regressão independente da temperatura h,, um coefi- ciente de regressão 6 para a temperatura da amostra biológica 7, o fator de proporção Y,(C,T)para uma série de comprimentos de onda N de acordo com a equação: C,,= SIr(CD+pT : io)

17. Sistema para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 16, caracterizado pelo fato de que os valores do coeficiente de regressão independente da temperatura Ah, e o coeficiente de regressão 6 para a temperatura da amostra biológica 7 podem ser extraí- dos usando regressão por mínimos quadrados parciais com o processador.

18. Método para detectar glicose em uma amostra biológica, ca- racterizado pelo fato de que compreende: utilizar pelo menos uma fonte de luz configurada para atingir umaárea-alvode uma amostra; utilizar pelo menos um filtro de luz posicionado para receber luz transmitida através da área-alvo da amostra a partir da pelo menos uma fon- te de luz; utilizar pelo menos um detector de luz posicionado para receber luza partirda pelo menos uma fonte de luz e filtrada através do pelo menos um filtro de luz, e para gerar um sinal de saída, tendo uma corrente depen-

Í 6/10 . dente do tempo, a qual é indicativa da potência da luz detectada; receber o sinal de saída a partir do pelo menos um detector de ... luz com um processador e com base no sinal de saída recebido; calcular a atenuação atribuível ao sangue em uma amostra pre- sentenaárea-alvo com uma proporção de S/R de pelo menos 20 para 1; e determinar um nível de glicose sanguínea associado com uma amostra presente na área-alvo com base na atenuação calculada com o processador.

19. Método para detectar glicose em uma amostra biológica, de acordo com a reivindicação 18, caracterizado pelo fato de que a etapa de calcular a atenuação atribuível ao sangue em uma amostra presente na á- rea-alvo se baseia pelo menos em parte em um desvio padrão de um loga- ritmo da corrente de saída dependente do tempo gerada pela potência de luz a partir da mesma área-alvo da amostra biológica.

20. Método para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 18, caracterizado pelo fato de que compreende ainda calcular uma altura do pico ao vale da alteração na absorção de luz devida ao sangue na amostra em relação ao tempo com o processador, a qual é uma função de um desvio padrão de um logaritmo da corrente de saí- da dependente do tempo dividido por uma constante de proporcionalidade: AM - o) = esintl, onde A(t) é a alteração na absorção de luz devida ao sangue na amostra como uma função do tempo, AA é a altura do pico ao vale do gráfico A(t) durante o intervalo de tempo de uma pulsação, I,(f) é a corrente detectora dependente do tempo, log! (1) é o logaritmo da corrente detectora dependente do tempo, k é a constante de proporcionalidade, oOIA(t)] é o desvio padrão de A(t), e oflog!/,(0)] representa o desvio padrão de log/,(1).

21. Método para detectar glicose em uma amostra biológica, ca- racterizado pelo fato de que compreende: utilizar pelo menos uma fonte de luz configurada para atingir uma área-alvo de uma amostra; utilizar pelo menos um filtro de luz posicionado para receber luz

. transmitida através da área-alvo da amostra a partir da pelo menos uma fon- te de luz; -.. utilizar pelo menos um detector de luz posicionado para receber luz a partir da pelo menos uma fonte de luz e filtrada através do pelo menos um filirodeluz,e para gerar um sinal de saída, tendo uma corrente depen- dente do tempo, a qual é indicativa da potência da luz detectada; receber o sinal de saída a partir do pelo menos um detector de luz com um processador e com base no sinal de saída recebido; calcular a atenuação atribuível ao sangue em uma amostra pre- sentenaárea-alvo com um fator de normalização com o processador; e determinar um nível de glicose sanguínea associado com uma amostra presente na área-alvo com base na atenuação calculada com o processador.

22. Método para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 21, caracterizado pelo fato de que compreende ainda calcular o fator de normalização 9,(C,T) em uma pluralidade de com- primentos de onda com o processador, o f*”º comprimento de onda sendo representado por 4,, com base no sinal de saída do detector dependente do tempo In(4,0): Q(C,T)= eles] onde olflog!,(4,0)] é desvio 27ºlos 1n(A a) padrão do logaritmo do sinal de saída do detector dependente do tempo In(4,1), t é tempo, C é a concentração da glicose sanguínea, T é a tempe- ratura da amostra biológica, e N é o número total de comprimentos de onda empregados.

23. Método para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 22, caracterizado pelo fato de que compreende ainda calcular o nível de glicose sanguínea C,,., com o processador, onde O,(C,T) é o fator de normalização, a,(7) é o coeficiente de regressão de- pendente da temperatura correspondente ao comprimento de onda A; e N é o número de comprimentos de onda empregados, de acordo com a equa- ção Cuma= Ya (DO(C,T).

il

:

24. Método para detectar glicose em uma amostra biológica de Í acordo com a reivindicação 23, caracterizado pelo fato de que compreende .. ainda extrair os valores do coeficiente de regressão dependente da tempera- tura a,(7) utilizando regressão por mínimos quadrados parciais com o pro- cessador.

25. Método para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 22, caracterizado pelo fato de que compreende ainda calcular o nível de glicose sanguínea C,,., com o processador com base no coeficiente de regressão independente da temperatura, onde Q(C,T) é o fator de normalização, b, é um coeficiente de regressão inde- pendente da temperatura da amostra, 7 é um coeficiente de regressão para a temperatura da amostra, C é uma concentração da glicose sanguínea, 7 é a temperatura da amostra biológica, e N é o número de comprimentos de onda empregados, de acordo com a equação: Ca = FEO(CI)+AT pg i=l

26. Método para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 25, caracterizado pelo fato de que compreende ainda extrair valores do coeficiente de regressão independente da tempera- tura da amostra , e o coeficiente de regressão para a temperatura da a- mostra 7 utilizando regressão por mínimos quadrados parciais com o pro- cessador.

27. Método para detectar glicose em uma amostra biológica, ca- racterizado pelo fato de que compreende: utilizar pelo menos uma fonte de luz configurada para atingir uma área-alvo de uma amostra; utilizar pelo menos um filtro de luz posicionado para receber luz transmitida através da área-alvo da amostra a partir da pelo menos uma fon- te de luz; utilizar pelo menos um detector de luz posicionado para receber luz a partir da pelo menos uma fonte de luz e filtrada através do pelo menos umfilttode luz, e para gerar um sinal de saída, tendo uma corrente depen- dente do tempo, a qual é indicativa da potência da luz detectada; receber o sinal de saída a partir do pelo menos um detector de

. luz com um processador; i calcular a atenuação atribuível ao sangue em uma amostra pre- * sente na área-alvo com um fator de proporção com base no sinal de saída recebido com o processador; e determinar um nível de glicose sanguínea associado com uma amostra presente na área-alvo com base na atenuação calculada com o processador.

28. Método para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 27, caracterizado pelo fato de que compreende ainda calcular o fator de proporção Y,(C,T) em uma pluralidade de compri- mentos de onda com o processador, onde o É*”º comprimento de onda sen- do representado por 4,, o f*"º comprimento de onda sendo representado por 4,, C é uma concentração da glicose sanguínea, 7 é a temperatura da amostra biológica, I,(4,,1) é a corrente de saída dependente do tempo, o flog, p(4,1)] é desvio padrão do logaritmo da corrente de saída dependente do tempo, e t é tempo, de acordo com a equação: Y,(C,T)= sn .

o log, (4,1).

29. Método para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 28, caracterizado pelo fato de que compreende ainda calcular o nível de glicose sanguínea C,,, com o processador com base na medição ótica, Y,(C,T) e f(T), o qual é o coeficiente de regressão dependente da temperatura correspondente ao comprimento de onda À; de acordo com a equação: Cy = > SOC).

ij

30. Método para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 29, caracterizado pelo fato de que compreende ainda extrair os valores f(T) do coeficiente de regressão dependente da temperatura correspondente ao comprimento de onda À; utilizando regressão por mínimos quadrados parciais com o processador.

31. Método para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 28, caracterizado pelo fato de que compreende ainda calcular nível de glicose sanguínea C,,, com o processador com base em um coeficiente de regressão independente da temperatura h,, um coeficiente de regressão /( para a temperatura da amostra biológica T, e o ' fator de proporção Y,(C,T) para uma série de comprimentos de onda N de pn .. acordo com a equação: Ca = > ht, (C,T)+bT.

ij

32. Método para detectar glicose em uma amostra biológica de acordo com a reivindicação 31, caracterizado pelo fato de que compreende ainda extrair valores do coeficiente de regressão independente da tempera- tura Ah, e o coeficiente de regressão 3 para a temperatura da amostra bioló- gica 7 utilizando regressão por mínimos quadrados parciais com o proces- sador.