EA034311B1 - Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови - Google Patents

Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови Download PDF

Info

Publication number
EA034311B1
EA034311B1 EA201700335A EA201700335A EA034311B1 EA 034311 B1 EA034311 B1 EA 034311B1 EA 201700335 A EA201700335 A EA 201700335A EA 201700335 A EA201700335 A EA 201700335A EA 034311 B1 EA034311 B1 EA 034311B1
Authority
EA
Eurasian Patent Office
Prior art keywords
optical radiation
biological tissue
range
wavelengths
glucose
Prior art date
Application number
EA201700335A
Other languages
English (en)
Other versions
EA201700335A1 (ru
Inventor
Эдвард Владимирович КРЫЖАНОВСКИЙ
Артем Сергеевич АДЖЕМОВ
Армен Гарегинович ГРИГОРЯН
Original Assignee
Общество С Ограниченной Ответственностью "Брейн Бит"
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from RU2014152166/14A external-priority patent/RU2574571C1/ru
Application filed by Общество С Ограниченной Ответственностью "Брейн Бит" filed Critical Общество С Ограниченной Ответственностью "Брейн Бит"
Publication of EA201700335A1 publication Critical patent/EA201700335A1/ru
Publication of EA034311B1 publication Critical patent/EA034311B1/ru

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0075—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence by spectroscopy, i.e. measuring spectra, e.g. Raman spectroscopy, infrared absorption spectroscopy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7271—Specific aspects of physiological measurement analysis
    • A61B5/7278—Artificial waveform generation or derivation, e.g. synthesising signals from measured signals
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2560/00—Constructional details of operational features of apparatus; Accessories for medical measuring apparatus
    • A61B2560/02—Operational features
    • A61B2560/0223—Operational features of calibration, e.g. protocols for calibrating sensors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)

Abstract

Изобретение относится к области исследования и анализа химического состава материалов и преимущественно может быть использовано в диагностической медицинской технике для неинвазивного определения содержания глюкозы в крови. Способ включает облучение биологической ткани поочередно в любой последовательности оптическим излучением первого диапазона с длинами волн 950-970 нм, второго диапазона с длинами волн 1020-1060 нм, третьего диапазона с длинами волн 930-950 нм, четвертого диапазона с длинами волн 740-760 нм и пятого диапазона с длинами волн 830-850 нм, прием диффузно отраженного биологической тканью оптического излучения, преобразование принятого оптического излучения в электрический сигнал и определение концентрации глюкозы в крови на основании значения суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго, третьего и четвертого диапазонов, которая уменьшена на значения, определяемые электрическими сигналами, полученными при облучении биологической ткани оптическим излучением первого и четвертого диапазонов. Изобретение обеспечивает повышение точности определения концентрации глюкозы в крови за счет снижения погрешности измерений, обусловленной наличием в исследуемой биологической ткани воды и меланина.

Description

Область техники
Изобретение относится к области исследования и анализа химического состава материалов и преимущественно может быть использовано в диагностической медицинской технике для неинвазивного определения содержания глюкозы в крови.
Предшествующий уровень техники
Известен способ неинвазивного измерения концентрации вещества в организме, например глюкозы в крови человека (RU 2511405 С2, 2014), при осуществлении которого определяют величину инфракрасного излучения, излучаемого и/или рассеиваемого организмом в диапазоне волн 8,5-10,5 мкм, включающем в себя по меньшей мере одну длину волны, характеризующую глюкозу, измеряют температуру детектора и одного или более компонентов оптической системы и сопоставляют температуры детектора и одного или более компонентов оптической системы с набором заданных калибровочных параметров для коррекции детектированной величины инфракрасного излучения, учитывающей влияние излучения каждого детектора и одного или более компонентов оптической системы.
Как отмечают авторы этого изобретения, выбор дальнего инфракрасного диапазона длин волн в качестве рабочего диапазона был обусловлен наличием у глюкозы выраженных и различимых спектров поглощения в указанном диапазоне, что в отличие от технических решений, традиционно использующих ближний инфракрасный диапазон длин волн, позволяет получить большее значение полезного сигнала, но требует использования криогенного охлаждения аппаратуры, существенно усложняющего конструкцию устройства для осуществления способа и повышающего его габариты.
Отказаться от применения криогенного охлаждения при осуществлении указанного известного способа авторам этого известного изобретения позволило использование коррекции результатов измерений полезного сигнала на основании результатов измерений температуры организма, окружающей среды, а также детектора оптического излучения и всех компонентов оптической системы устройства, что также приводит к существенному усложнению конструкции упомянутого устройства.
Среди способов, в которых используется оптическое излучение ближнего инфракрасного и/или видимого диапазонов длин волн, не требующих при их осуществлении охлаждения или измерения и учета температуры, известны, например, способ неинвазивного измерения концентрации глюкозы в крови (RU 2515410 С2, 2014) и способ, который позволяет осуществить известное диодное лазерное устройство для неинвазивного измерения гликемии (RU 2468356 С2, 2012), которые в общей для них части включают облучение биологической ткани оптическим излучением лазера, преобразование отраженного и рассеянного биологической тканью оптического излучения в электрический сигнал и вычисление концентрации глюкозы в крови на основании амплитудного значения этого электрического сигнала. При этом используют монохроматическое оптическое излучение с длиной волны 650 нм (RU 2515410 С2, 2014) или видимое и инфракрасное оптическое излучение в диапазоне длин волн от 500 до 1100 нм.
Наиболее близким по технической сущности к заявляемому способу неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови является известный способ неинвазивного измерения концентрации глюкозы в крови (RU 2122208 С1, 1998), который предусматривает облучение кровеносных сосудов коллимированным оптическим излучением полупроводникового лазера с изменяемой длиной волны в пределах от 1,3 до 1,9 мкм при постепенном увеличении подаваемого на него тока при постоянном напряжении и постоянном регулировании температуры, регистрацию поглощенного, рассеянного и диффузно отраженного кровью излучения путем преобразования его в электрический сигнал, а затем в цифровой код, сравнение цифрового кода с тарировочной кривой и определение по результату сравнения значения концентрации глюкозы с последующим воспроизведением значения на цифровом экране.
Недостатком ближайшего аналога, как и всех рассмотренных выше аналогов, является недостаточно высокая точность определения концентрации глюкозы в крови, что связано с погрешностью измерений, обусловленной значительным содержанием в исследуемой биологической ткани воды и меланина, имеющих выраженные и различимые спектры поглощения оптического излучения в диапазонах длин волн, используемых в рассмотренных аналогах.
Сущность изобретения
Задачей настоящего изобретения явилось создание способа неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови, который обеспечивает достижение технического результата, заключающегося в повышении точности определения концентрации глюкозы в крови.
Поставленная задача решена согласно настоящему изобретению тем, что способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови, включающий в соответствии с ближайшим аналогом облучение биологической ткани оптическим излучением ближнего инфракрасного диапазона длин волн, прием диффузно отраженного биологической тканью оптического излучения, преобразование принятого оптического излучения в электрический сигнал и определение концентрации глюкозы в крови на основании полученного электрического сигнала, отличается от ближайшего аналога тем, что облучение биологической ткани осуществляют поочередно в любой последовательности оптическим излучением первого диапазона с длинами волн 950-970 нм, оптическим излучением второго диапазона с длинами волн 10201060 нм и оптическим излучением третьего диапазона с длинами волн 930-950 нм, а определение концентрации глюкозы в крови осуществляют на основании значения суммы электрических сигналов, полу
- 1 034311 ченных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго и третьего диапазонов, которая уменьшена на значение, определяемое электрическим сигналом, полученным при облучении биологической ткани оптическим излучением первого диапазона.
При более лучшем осуществлении изобретения дополнительно облучают биологическую ткань оптическим излучением четвертого диапазона с длинами волн 740-760 нм, а определение концентрации глюкозы в крови осуществляют на основании суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго и третьего диапазонов, которая уменьшена на значения, определяемые электрическими сигналами, полученными при облучении биологической ткани оптическим излучением первого и четвертого диапазонов.
При более лучшем осуществлении изобретения дополнительно облучают биологическую ткань оптическим излучением пятого диапазона с длинами волн 830-850 нм, а определение концентрации глюкозы в крови осуществляют на основании суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго, третьего и пятого диапазонов, которая уменьшена на значение, определяемое электрическим сигналом, полученным при облучении биологической ткани оптическим излучением первого диапазона.
При наилучшем осуществлении изобретения дополнительно облучают биологическую ткань оптическим излучением четвертого диапазона с длинами волн 740-760 нм, а определение концентрации глюкозы в крови осуществляют на основании суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго, третьего и пятого диапазонов, которая уменьшена на значения, определяемые электрическими сигналами, полученными при облучении биологической ткани оптическим излучением первого и четвертого диапазонов.
При этом определение концентрации глюкозы в крови осуществляют с использованием экспериментально полученной тарировочной зависимости между концентрацией глюкозы и полученным суммарным электрическим сигналом, имеющим значение U (^1^=02+^+^-^(^12+^3+^5)-^(^2+^3+^5), где U1, U2, U3, U4, U5 - значения электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением первого, второго, третьего, четвертого и пятого диапазонов соответственно, к12, к13, к15 - коэффициенты, предварительно полученные на основании совместной обработки известных характеристик относительной спектральной чувствительности используемого приемника оптического излучения и спектра поглощения воды в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн соответственно, к42, к43. к45 - коэффициенты, предварительно полученные на основании совместной обработки известных характеристик относительной спектральной чувствительности используемого приемника оптического излучения и спектра поглощения меланина во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн соответственно.
Коэффициенты при совместной обработке известных характеристик относительной спектральной чувствительности используемого приемника оптического излучения и спектра поглощения воды в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн определяют предварительно в соответствии с выражениями к12=К2 S2/K1/S1, к13=К3 S3/K1/S1, к15=К5 S5/K1/S1, где К1, К2, К3, К5 - средние значения коэффициентов поглощения воды в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн соответственно, S1, S2, S3, S5 - средние значения относительной спектральной чувствительности приемника оптического излучения в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн соответственно.
Коэффициенты при совместной обработке известных характеристик относительной спектральной чувствительности используемого приемника оптического излучения и спектра поглощения меланина во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн определяют предварительно в соответствии с выражениями к42=К2 SyR^/S.^ к43=К3 S^RIVS^ к45=К5 S^RIVS^ где К2, К3, К4, К5 - средние значения коэффициентов поглощения меланина во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн соответственно, S2, S3, S4, S5 -средние значения относительной спектральной чувствительности приемника оптического излучения во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн соответственно.
Известно, что спектр поглощения оптического излучения глюкозы в ближнем инфракрасном диапазоне длин волн от 800 до 1100 нм имеет выраженные и различимые максимумы вблизи длин волн 1040, 940 и 840 нм (здесь длины волн перечислены в порядке убывания соответствующих им значений максимумов). Поэтому использование в заявляемом способе облучения биологической ткани оптическим излучением второго диапазона с длинами волн 1020-1060 нм и оптическим излучением третьего диапазона с длинами волн 930-950 нм, а при более лучшем осуществлении способа и оптическим излучением пятого диапазона с длинами волн 830-850 нм позволяет получить при его осуществлении большее значение полезного сигнала.
Вместе с тем, биологические ткани содержат значительные количества воды и меланина.
Вода имеет наиболее выраженный спектр поглощения в диапазоне длин волн от 800 до 1100 нм с максимумом вблизи длины волны 960 нм, значение которого даже превышает значение наибольшего максимума спектра поглощения глюкозы, расположенного вблизи длины волны 1040 нм. Поэтому наличие воды приводит к искажению полезного сигнала, проявляющемуся в увеличении электрического сигнала из-за поглощения ею оптического излучения второго, третьего и пятого диапазонов длин волн, и при этом вносит наиболее существенную погрешность измерения при определении концентрации глюко
- 2 034311 зы.
Спектр поглощения оптического излучения меланина в диапазоне длин волн от 700 до 1100 нм не имеет максимумов, а носит достаточно равномерный характер, но его значение даже превышает значение максимума спектра поглощения глюкозы вблизи длины волны 840 нм, что приводит к искажению полезного сигнала, обусловленного поглощением глюкозой оптического излучения пятого диапазона длин волн более чем на 100%. Наличие в исследуемой биологической ткани меланина также вследствие искажения вызывает увеличение полезного сигнала, обусловленного поглощением глюкозой оптического излучения второго и третьего диапазонов длин волн на 30-40%. Поэтому наличие в исследуемой биологической ткани меланина при определении концентрации глюкозы с использованием облучения биологической ткани оптическим излучением второго, третьего и пятого диапазонов длин волн приводит к возникновению погрешности измерения меньшей, чем вызывает вода, но все же достаточно существенной.
Для оценивания и учета погрешности измерения, обусловленной наличием воды в исследуемой биологической ткани, согласно настоящему изобретению авторами предложено перед, после или между облучением оптическим излучением второго диапазона с длинами волн 1020-1060 нм и третьего диапазона с длинами волн 930-950 нм, обеспечивающим получение полезного сигнала для определения концентрации глюкозы, осуществлять облучение биологической ткани оптическим излучением первого диапазона с длинами волн 950-970 нм, в котором расположен максимум спектра поглощения воды, и в результате приема диффузно отраженного биологической тканью оптического излучения первого диапазона длин волн получать электрический сигнал, который определяется преимущественно текущим значением концентрации воды в исследуемой биологической ткани. Поэтому определение концентрации глюкозы в крови на основании значения суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго и третьего диапазонов (где расположены два наибольших максимума спектра поглощения глюкозы), которая уменьшена на значение, определяемое электрическим сигналом, полученным при облучении биологической ткани оптическим излучением первого диапазона (где расположен максимум спектра поглощения воды), позволяет учесть погрешность, обусловленную наличием в исследуемой биологической ткани воды, и, тем самым, повысить точность определения концентрации глюкозы.
При более лучшем осуществлении изобретения с целью повышения точности определения концентрации глюкозы за счет учета погрешности, обусловленной наличием в исследуемой биологической ткани меланина, дополнительно облучают биологическую ткань только оптическим излучением четвертого диапазона с длинами волн 740-760 нм, в котором практически отсутствует поглощение оптического излучения глюкозой и водой, и в результате приема диффузно отраженного биологической тканью оптического излучения четвертого диапазона длин волн получают электрический сигнал, который определяется текущим значением концентрации меланина в исследуемой биологической ткани. Поэтому определение концентрации глюкозы в крови на основании значения суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго и третьего диапазонов (где расположены два наибольших максимума спектра поглощения глюкозы), которая уменьшена на значения, определяемые электрическими сигналами, полученными при облучении биологической ткани оптическим излучением первого диапазона (где расположен максимум спектра поглощения воды) и четвертого диапазона (по которому оценивается концентрация меланина), позволяет учесть погрешности, обусловленные наличием в исследуемой биологической ткани как воды, так и меланина, и, тем самым, повысить точность определения концентрации глюкозы.
При наилучшем осуществлении изобретения с целью повышения точности определения концентрации глюкозы осуществляют поочередно в любой последовательности облучение биологической ткани не только оптическим излучением первого диапазона, оптическим излучением второго диапазона, оптическим излучением третьего диапазона и оптическим излучением четвертого диапазона, но и оптическим излучением пятого диапазона с длинами волн 830-850 нм (где расположен третий наименьший максимум спектра поглощения глюкозы), а определение концентрации глюкозы в крови осуществляют на основании суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго, третьего и пятого диапазонов (где расположены все три максимума спектра поглощения глюкозы), которая уменьшена на значения, определяемые электрическими сигналами, полученными при облучении биологической ткани оптическим излучением первого диапазона (где расположен максимум спектра поглощения воды) и четвертого диапазона (по которому оценивается концентрация меланина).
Отмеченное свидетельствует о решении декларированной выше задачи настоящего изобретения благодаря наличию у заявляемого способа неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови перечисленных выше отличительных признаков.
Краткое описание чертежей
На фиг. 1 показана структурная схема устройства, которое позволяет наилучшим образом осуществить заявляемый способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови, где 1 - блок светодиодов, 2 - приемник оптического излучения, 3 - усилитель, 4 - аналого-цифровой преобразователь, 5 контроллер, 6 - блок индикации и 7 - биологическая ткань.
- 3 034311
На фиг. 2 приведены спектры поглощения оптического излучения глюкозы, воды и меланина в диапазоне длин волн от 700 до 1150 нм, где показаны и римскими цифрами I, II, III, IV и V обозначены соответственно первый, второй, третий, четвертый и пятый диапазоны длин волн оптического излучения.
Предпочтительный вариант осуществления изобретения
Устройство, которое позволяет наилучшим образом осуществить заявляемый способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови, содержит последовательно соединенные приемник 2 оптического излучения, усилитель 3, аналого-цифровой преобразователь 4, контроллер 5 и блок 6 индикации, а также блок 1 светодиодов, подключенный к выходу контроллера 5.
Блок 1 светодиодов содержит по меньшей мере один светодиод, выполненный с возможностью испускания оптического излучения в первом диапазоне длин волн 950-970 нм, например типа SIM-012ST, по меньшей мере один светодиод, выполненный с возможностью испускания оптического излучения во втором диапазоне длин волн 1020-1060 нм, например типа OIS-150-1020, по меньшей мере один светодиод, выполненный с возможностью испускания оптического излучения в третьем диапазоне длин волн 930-950 нм, например типа KM2520F3C03, по меньшей мере один светодиод, выполненный с возможностью испускания оптического излучения в четвертом диапазоне длин волн 740-760 нм, например типа EDEF-1LS3, и по меньшей мере один светодиод, выполненный с возможностью испускания оптического излучения в пятом диапазоне длин волн 830-850 нм, например типа EDEI-1LS3.
В качестве приемника 2 оптического излучения использован фотодиод, чувствительный к оптическому излучению в диапазоне длин волн от 740 до 1060 нм, например фотодиод типа BPW34.
Приемник 2 оптического излучения и светодиоды блока 1 светодиодов установлены на общем основании (на фиг. 1 не показано), которое выполнено с возможностью прижатия к исследуемой биологической ткани 7, причем светодиоды размещены вокруг приемника 2 оптического излучения.
В качестве усилителя 3 использован прецизионный операционный усилитель, например типа AD8604.
В качестве аналого-цифрового преобразователя 4 использован аналого-цифрового преобразователь AD7655.
В качестве контроллера 5 использован микроконтроллер ATXmega128A4U, снабженный постоянным и оперативным запоминающими устройствами.
Устройство, которое позволяет наилучшим образом осуществить заявляемый способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови, работает следующим образом.
Для определения концентрации глюкозы в крови основание с приемником 2 оптического излучения и светодиодами блока 1 светодиодов прижимают к исследуемой биологической ткани 7.
При включении устройства светодиоды блока 1 светодиодов оптического излучения не испускают. Электрический сигнал с приемника 2 оптического излучения, определяемый его темновым током, усиливается усилителем 3 и преобразуется аналого-цифровым преобразователем 4 в цифровой код, который поступает в контроллер 5 и запоминается в его оперативном запоминающем устройстве.
Затем по сигналам с контроллера 5 поочередно подается напряжение на светодиоды блока 1 светодиодов. Для осуществления заявляемого способа последовательность включения светодиодов не принципиальна.
Например, при подаче напряжения на светодиод блока 1 светодиодов, выполненный с возможностью испускания оптического излучения в первом диапазоне I длин волн 950-970 нм (см. фиг. 2), последний испускает оптическое излучение указанного диапазона длин волн в направлении исследуемой биологической ткани 7. Часть падающего оптического излучения поглощается преимущественно водой, а часть диффузно отражается и падает на приемник 2 оптического излучения, который преобразует эту часть оптического излучения в электрический сигнал, определяемый в большей степени концентрацией воды в исследуемой биологической ткани 7 и в меньшей степени - глюкозой и меланином. Этот электрический сигнал усиливается усилителем 3 и после преобразования аналого-цифровым преобразователем 4 в цифровой код поступает в контроллер 5, который с целью учета погрешности измерения, обусловленной темновым током приемника 2 оптического излучения, вычитает из этого цифрового кода хранящийся в оперативном запоминающем устройстве цифровой код, соответствующий электрическому сигналу от темнового тока приемника 2 оптического излучения, и заносит в оперативное запоминающее устройство полученную разность, которая соответствует электрическому сигналу u1, значение которого определяется преимущественно концентрацией воды в исследуемой биологической ткани 7.
Затем ранее включенный светодиод выключается, но в результате подачи напряжения, например, на светодиод блока 1 светодиодов, выполненный с возможностью испускания оптического излучения в четвертом диапазоне IV (см. фиг. 2) с длинами волн 740-760 нм, последний испускает оптическое излучение указанного диапазона длин волн в направлении исследуемой биологической ткани 7. Аналогичным образом приемник 2 оптического излучения преобразует диффузно отраженное оптическое излучение в электрический сигнал, который определяется концентрацией меланина в исследуемой биологической ткани 7, поскольку поглощения оптического излучения этого диапазона длин волн глюкозой и водой практически не наблюдается. Этот электрический сигнал усиливается усилителем 3 и после преобразования аналого-цифровым преобразователем 4 в цифровой код поступает в контроллер 5, который с целью учета
- 4 034311 погрешности измерения, обусловленной темновым током приемника 2 оптического излучения, вычитает из этого цифрового кода хранящийся в оперативном запоминающем устройстве цифровой код, соответствующий электрическому сигналу от темнового тока приемника 2 оптического излучения, и заносит в оперативное запоминающее устройство полученную разность, которая соответствует электрическому сигналу u4, значение которого определяется концентрацией меланина в исследуемой биологической ткани 7.
Далее ранее включенный светодиод выключается, но в результате подачи напряжения, например, на светодиод блока 1 светодиодов, выполненный с возможностью испускания оптического излучения во втором диапазоне II длин волн 1020-1060 нм (см. фиг. 2), последний испускает оптическое излучение указанного диапазона длин волн в направлении исследуемой биологической ткани 7. Аналогичным образом приемник 2 оптического излучения преобразует диффузно отраженное оптическое излучение в электрический сигнал, который определяется не только концентрацией глюкозы в исследуемой биологической ткани 7, но также и концентрациями в ней воды и меланина. Этот электрический сигнал усиливается усилителем 3 и после преобразования аналого-цифровым преобразователем 4 в цифровой код поступает в контроллер 5, который с целью учета погрешности измерения, обусловленной темновым током приемника 2 оптического излучения, вычитает из этого цифрового кода хранящийся в оперативном запоминающем устройстве цифровой код, соответствующий электрическому сигналу от темнового тока приемника 2 оптического излучения, и заносит в оперативное запоминающее устройство полученную разность, которая соответствует электрическому сигналу u2, значение которого определяется концентрациями глюкозы, воды и меланина в исследуемой биологической ткани 7.
Затем ранее включенный светодиод выключается, но в результате подачи напряжения, например, на светодиод блока 1 светодиодов, выполненный с возможностью испускания оптического излучения в третьем диапазоне III длин волн 930-950 нм (см. фиг. 2), последний испускает оптическое излучение указанного диапазона длин волн в направлении исследуемой биологической ткани 7. Аналогичным образом приемник 2 оптического излучения преобразует диффузно отраженное оптическое излучение в электрический сигнал, который определяется не только концентрацией глюкозы в исследуемой биологической ткани 7, но также и концентрациями в ней воды и меланина. Этот электрический сигнал усиливается усилителем 3 и после преобразования аналого-цифровым преобразователем 4 в цифровой код поступает в контроллер 5, который с целью учета погрешности измерения, обусловленной темновым током приемника 2 оптического излучения, вычитает из этого цифрового кода хранящийся в оперативном запоминающем устройстве цифровой код, соответствующий электрическому сигналу от темнового тока приемника 2 оптического излучения, и заносит в оперативное запоминающее устройство полученную разность, которая соответствует электрическому сигналу u3, значение которого определяется концентрациями глюкозы, воды и меланина в исследуемой биологической ткани 7.
И, наконец, вновь ранее включенный светодиод выключается, но в результате подачи напряжения на светодиод блока 1 светодиодов, выполненный с возможностью испускания оптического излучения в пятом диапазоне V длин волн 830-850 нм (см. фиг. 2), последний испускает оптическое излучение указанного диапазона длин волн в направлении исследуемой биологической ткани 7. Аналогичным образом приемник 2 оптического излучения преобразует диффузно отраженное оптическое излучение в электрический сигнал, который определяется не только концентрацией глюкозы в исследуемой биологической ткани 7, но также и концентрациями в ней воды и меланина. Этот электрический сигнал усиливается усилителем 3 и после преобразования аналого-цифровым преобразователем 4 в цифровой код поступает в контроллер 5, который с целью учета погрешности измерения, обусловленной темновым током приемника 2 оптического излучения, вычитает из этого цифрового кода хранящийся в оперативном запоминающем устройстве цифровой код, соответствующий электрическому сигналу от темнового тока приемника 2 оптического излучения, и заносит в оперативное запоминающее устройство полученную разность, которая соответствует электрическому сигналу u5, значение которого определяется концентрациями глюкозы, воды и меланина в исследуемой биологической ткани 7.
Затем рассмотренный процессы поочередного включения по сигналам с контроллера 5 светодиодов блока 1 светодиодов, преобразования отраженного оптического излучения в электрический сигнал приемником 2 оптического излучения и обработки контроллером 5 полученных цифровых кодов неоднократно повторяются. В результате этого в оперативном запоминающем устройстве контроллера 5 накапливаются выборки значений электрических сигналов u1, u2, u3, u4 и u5, которые для фильтрации случайных погрешностей измерений статистически обрабатываются контроллером 5, в результате чего формируются усредненные значения электрических сигналов U1, U2, U3, U4 и U5 соответственно и запоминаются в оперативном запоминающем устройстве контроллера 5.
На основании полученных усредненных значений электрических сигналов контроллер 5 вычисляет значение суммарного электрического сигнала в соответствии со следующим выражением:
UcyM=U2+U3+U5-Ui(Ki2+Ki3+Ki5)-U4(K42+K43+K45)1 где U1, U2, U3, U4, U5 - усредненные значения электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением первого, второго, третьего, четвертого и пятого диапазонов соответственно;
- 5 034311 к12, к13, к15 - коэффициенты, предварительно полученные на основании совместной обработки известных характеристик относительной спектральной чувствительности используемого приемника 2 оптического излучения и спектра поглощения воды в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн соответственно и хранящиеся в постоянном запоминающем устройстве контроллера 5;
к42, к,|3. к.15 - коэффициенты, предварительно полученные на основании совместной обработки известных характеристик относительной спектральной чувствительности используемого приемника 2 оптического излучения и спектра поглощения меланина во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн соответственно и хранящиеся в постоянном запоминающем устройстве контроллера 5.
При предварительной совместной обработке известных характеристик относительной спектральной чувствительности используемого приемника 2 оптического излучения и спектра поглощения воды в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн указанные коэффициенты определяют в соответствии с выражениями к12=К2 S2/K1/S1, к13=К3 S3/K1/S1, к15=К5 S5/K1/S1, где К1, К2, К3, К5 - средние значения коэффициентов поглощения воды в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн соответственно, S1, S2, S3, S5 - средние значения относительной спектральной чувствительности приемника 2 оптического излучения в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн соответственно.
При предварительной совместной обработке известных характеристик относительной спектральной чувствительности используемого приемника 2 оптического излучения и спектра поглощения меланина во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн указанные коэффициенты определяют в соответствии с выражениями к42=К2 Sy^/S,, к43=К3 БУК/Б, к45=К5 SV^/S,, где К2, К3, К4, К5 - средние значения коэффициентов поглощения меланина во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн соответственно, S2, S3, S4, S5 - средние значения относительной спектральной чувствительности приемника 2 оптического излучения во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн соответственно.
Концентрацию глюкозы в крови контроллер 5 определяет на основании полученного значения суммарного электрического сигнала U сум с использованием тарировочной зависимости между концентрацией глюкозы и полученным суммарным электрическим сигналом U СУМ, которая была экспериментально получена предварительно и записана в постоянное запоминающее устройство контроллера 5.
Полученное значение концентрации глюкозы в крови из контроллера 5 поступает в блок 6 индикации, который отображает это значение оператору устройства.
Авторами настоящего изобретения был разработан и испытан опытный образец устройства, которое позволяет наилучшим образом осуществить заявляемый способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови. Испытания опытного образца устройства показали, во-первых, его работоспособность, а, во-вторых, возможность достижения технического результата, заключающегося в повышении точности определения концентрации глюкозы в крови за счет снижения погрешности измерений, обусловленной наличием в исследуемой биологической ткани воды и меланина, на 28-34%.

Claims (1)

  1. ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ
    Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови, включающий облучение биологической ткани оптическим излучением ближнего инфракрасного диапазона длин волн, прием диффузно отраженного биологической тканью оптического излучения, преобразование принятого оптического излучения в электрический сигнал и определение концентрации глюкозы в крови на основании полученного электрического сигнала, отличающийся тем, что облучение биологической ткани осуществляют поочередно в любой последовательности оптическим излучением первого диапазона с длинами волн 950-970 нм, оптическим излучением второго диапазона с длинами волн 1020-1060 нм, оптическим излучением третьего диапазона с длинами волн 930-950 нм, оптическим излучением четвертого диапазона с длинами волн 740-760 нм и оптическим излучением пятого диапазона с длинами волн 830-850 нм, а определение концентрации глюкозы в крови осуществляют с использованием экспериментально полученной тарировочной зависимости между концентрацией глюкозы и полученным суммарным электрическим сигналом, имеющим значение U СУМ=и2+и3+и5-и1(к12+к13+к15)-и4(к42+к43+к45), где U1, U2, U3, U4, U5 - значения электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением первого, второго, третьего, четвертого и пятого диапазонов соответственно, к12, к13, к15 - коэффициенты, предварительно полученные в соответствии с выражениями к12=КВ2 82/КВ1/81, к13=КВ3 83/КВ1/81, к15=КВ5 S^^/Sb где КВ1, КВ2, КВ3, КВ5 - средние значения коэффициентов поглощения воды в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн соответственно, S1, S2, S3, S5 - средние значения относительной спектральной чувствительности приемника оптического излучения в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн соответственно, к42, к43, к45 - коэффициенты, предварительно полученные в соответствии с выражениями к42=КМ2 S2/KМ4/S4, к43=КМ3 SyR^/S^ к45=КМ5 S5/KМ4/S4, где КМ2, КМ3, КМ4, КМ5 - средние значения коэффициентов поглощения меланина во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн соответственно, S2, S3, S4, S5 - средние значения относительной спектральной чувствительности приемника оптического излучения во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн соответственно.
EA201700335A 2014-12-22 2015-12-17 Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови EA034311B1 (ru)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
RU2014152166/14A RU2574571C1 (ru) 2014-12-22 Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови
PCT/RU2015/000891 WO2016105248A1 (ru) 2014-12-22 2015-12-17 Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови

Publications (2)

Publication Number Publication Date
EA201700335A1 EA201700335A1 (ru) 2017-11-30
EA034311B1 true EA034311B1 (ru) 2020-01-28

Family

ID=56151117

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EA201700335A EA034311B1 (ru) 2014-12-22 2015-12-17 Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови

Country Status (9)

Country Link
US (1) US10932702B2 (ru)
EP (1) EP3238622A4 (ru)
JP (1) JP6795516B2 (ru)
CN (1) CN107427263B (ru)
BR (1) BR112017013630B1 (ru)
EA (1) EA034311B1 (ru)
HK (1) HK1245049A1 (ru)
SG (1) SG11201705169UA (ru)
WO (1) WO2016105248A1 (ru)

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108152244A (zh) 2017-12-15 2018-06-12 京东方科技集团股份有限公司 一种血糖检测装置和血糖检测方法
CN109991194B (zh) * 2017-12-29 2022-04-26 天津先阳科技发展有限公司 漫反射光谱中抑制温度干扰的方法、光谱分析方法及装置
CN109276258B (zh) * 2018-08-10 2021-08-03 北京大学深圳研究生院 基于dtw的血糖趋势预测方法、系统及医疗设备
TW202302040A (zh) * 2021-02-19 2023-01-16 日商日本瑞翁股份有限公司 血糖值量測器

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0426358A1 (en) * 1989-10-28 1991-05-08 Won Suck Yang A non-invasive method and apparatus for measuring blood chemical concentration
US5222496A (en) * 1990-02-02 1993-06-29 Angiomedics Ii, Inc. Infrared glucose sensor
US6167290A (en) * 1999-02-03 2000-12-26 Bayspec, Inc. Method and apparatus of non-invasive measurement of human/animal blood glucose and other metabolites
RU83694U1 (ru) * 2008-06-11 2009-06-20 Общество с ограниченной ответственностью "Медицинская электроника" Устройство для измерения концентрации глюкозы в крови
WO2013165887A1 (en) * 2012-04-30 2013-11-07 Mayo Foundation For Medical Education And Research Method and apparatus for selecting wavelengths for optimal measurement of a property of a molecular analyte

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0827235B2 (ja) * 1987-11-17 1996-03-21 倉敷紡績株式会社 糖類濃度の分光学的測定法
US5553613A (en) * 1994-08-17 1996-09-10 Pfizer Inc. Non invasive blood analyte sensor
US5725480A (en) * 1996-03-06 1998-03-10 Abbott Laboratories Non-invasive calibration and categorization of individuals for subsequent non-invasive detection of biological compounds
JPH10115583A (ja) * 1996-10-11 1998-05-06 Kubota Corp 分光分析装置
JPH11155840A (ja) * 1997-11-27 1999-06-15 Matsushita Electric Ind Co Ltd 血糖計
US6615061B1 (en) * 1998-11-23 2003-09-02 Abbott Laboratories Optical sensor having a selectable sampling distance for determination of analytes
US7891362B2 (en) * 2005-12-23 2011-02-22 Candela Corporation Methods for treating pigmentary and vascular abnormalities in a dermal region
CN101071136A (zh) * 2006-05-10 2007-11-14 北京锐科天智科技有限责任公司 血糖测量方法及硬件装置
DE102006036920B3 (de) * 2006-08-04 2007-11-29 Nirlus Engineering Ag Verfahren zur Messung der Glukosekonzentration in pulsierendem Blut
JP2014018478A (ja) * 2012-07-19 2014-02-03 Panasonic Corp 血糖値測定方法及び血糖値測定装置
JP6080004B2 (ja) * 2012-09-26 2017-02-15 学校法人明治大学 パラメータ計測装置、パラメータ計測方法、及びプログラム

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0426358A1 (en) * 1989-10-28 1991-05-08 Won Suck Yang A non-invasive method and apparatus for measuring blood chemical concentration
US5222496A (en) * 1990-02-02 1993-06-29 Angiomedics Ii, Inc. Infrared glucose sensor
US6167290A (en) * 1999-02-03 2000-12-26 Bayspec, Inc. Method and apparatus of non-invasive measurement of human/animal blood glucose and other metabolites
RU83694U1 (ru) * 2008-06-11 2009-06-20 Общество с ограниченной ответственностью "Медицинская электроника" Устройство для измерения концентрации глюкозы в крови
WO2013165887A1 (en) * 2012-04-30 2013-11-07 Mayo Foundation For Medical Education And Research Method and apparatus for selecting wavelengths for optimal measurement of a property of a molecular analyte

Also Published As

Publication number Publication date
BR112017013630A2 (pt) 2018-03-13
BR112017013630B1 (pt) 2022-10-04
WO2016105248A1 (ru) 2016-06-30
JP6795516B2 (ja) 2020-12-02
CN107427263B (zh) 2020-03-17
EP3238622A1 (en) 2017-11-01
HK1245049A1 (zh) 2018-08-24
US20180146893A1 (en) 2018-05-31
EP3238622A4 (en) 2018-08-29
JP2018505017A (ja) 2018-02-22
SG11201705169UA (en) 2017-08-30
CN107427263A (zh) 2017-12-01
EA201700335A1 (ru) 2017-11-30
US10932702B2 (en) 2021-03-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US8406839B2 (en) Method and apparatus for determining blood analytes
EA034311B1 (ru) Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови
US20080144004A1 (en) Optical Spectrophotometer
JP2007020735A (ja) 生体光計測装置
US20160045143A1 (en) Apparatus for noninvasively measuring bio-analyte and method of noninvasively measuring bio-analyte
WO2014097965A1 (ja) 酸素飽和度測定装置及び酸素飽和度算出方法
JPH11244266A (ja) 生体表層組織の分析方法及び生体表層組織の分析装置
WO2018151150A1 (ja) 散乱体濃度計測装置及びその方法
Huong et al. Towards skin tissue oxygen monitoring: an investigation of optimal visible spectral range and minimal spectral resolution
RU2574571C1 (ru) Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови
JP2017140159A (ja) 赤外分光法を用いた非侵襲血糖値測定方法
CN113974618B (zh) 基于水峰血糖修正的无创血糖测试方法
GB2424270A (en) Optical monitoring of predetermined substances in blood
KR101792584B1 (ko) 호모다인 기반 다채널 체성분 분석 장치 및 방법
CN109890287B (zh) 无创测定血液中血红蛋白浓度和氧浓度的方法
KR100300960B1 (ko) 혈중성분 농도의 무혈측정 방법 및 장치
WO2015037446A1 (ja) 褐色脂肪組織の測定方法及び測定装置
US20140132957A1 (en) Optical measurement of an analyte
JPWO2019208561A1 (ja) 血液成分の血中濃度測定方法、血中濃度測定装置およびプログラム
Kossowski et al. Multi-wavelength analysis of substances levels in human blood
Yasuhiro et al. Multivariate regression and classification models for estimation of blood glucose levels using a new non-invasive optical measurement technique named" Pulse Glucometry"
KR102335211B1 (ko) 자가기준점 설정형 혈액성분 측정 방법 및 장치
Kossowski et al. Non-invasive measurement of chemical compounds levels in human body
Baishya et al. In-vivo quantification of lactate using Near Infrared reflectance spectroscopy
WO2023001377A1 (en) Spectroscopy using time-resolved elastic and raman scattering

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A Lapse of a eurasian patent due to non-payment of renewal fees within the time limit in the following designated state(s)

Designated state(s): AZ KG TJ TM RU