ES2384320T3

ES2384320T3 - Análisis espectroscópico de tejido para detectar diabetes

Info

Publication number: ES2384320T3
Application number: ES03718220T
Authority: ES
Inventors: Herbert T. DAVIS, III; Robert K. Rowe; Stephen J. Vanslyke
Original assignee: VeraLight Inc
Current assignee: VeraLight Inc
Priority date: 2002-04-04
Filing date: 2003-04-04
Publication date: 2012-07-03
Anticipated expiration: 2023-04-04
Also published as: EP1494577B1; ATE550984T1; EP1494577A1; DK1494577T3; EP1494577A4; JP2005521531A; AU2003221821A1; US20030191378A1; WO2003086183A1; US7043288B2

Abstract

Un aparato para determinar la probabilidad, progresión o nivel de diabetes, comprendiendo el aparato: una fuente de luz que genera luz próxima al infrarrojo, incluyendo luz al menos a una longitud de onda indicativa del contenido glicosilado en la piel; un medio de muestreo para acoplar la luz a la piel en vivo y recoger la luz modificada por la piel; un espectrómetro de infrarrojos acoplado al medio de muestreo para medir la información óptica de la luz modificada recogida desde la piel; y medios para tratar la información óptica para detectar colágeno glicosilado en la piel para determinar la probabilidad, progresión o nivel de diabetes, teniendo el medio adaptado para utilizar un algoritmo como un factor la información óptica procedente de al menos una longitud de onda indicativa del contenido de producto final glicosilado en la piel, caracterizado porque: dicho algoritmo que es un algoritmo multivariante desarrollado a partir de una base de datos de información óptica o datos espectrales de individuos que tienen un estado de enfermedad conocido y utilizando atenuación de intensidades que es una función de los productos finales glicosilados incluyendo colágeno glicosilado.

Description

Analisis espectrosc6pico de tejido para detectar diabetes

CAMPO TECNICO

El presente invento se refiere en general al campo de la espectroscopia diagn6stica. Mas especificamente el presente invento proporciona un metodo y aparato para la selecci6n o diagnosis rapida no invasiva de diabetes en un individuo irradiando tejido con luz que comprende al menos una longitud de onda mayor de 500 nm y menor de 3300 nm, recogiendo y midiendo informaci6n 6ptica procedente del tejido y aplicando tecnicas multivariantes a la informaci6n 6ptica para predecir la probabilidad de que un sujeto tenga diabetes.

TECNICA ANTERIOR

En 1997, se estimo que 15,7 millones de personas en los Estados Unidos de Norteamerica tenian diabetes, de las cuales aproximadamente 10,3 millones fueron diagnosticados y 5,4 millones estaban sin diagnosticar. Debido al estilo de vida Norteamericano de dieta pobre y teniendo sobrepeso, la incidencia de la diabetes esta resultando de proporciones epidemicas. La diabetes de tipo II representa el 90 a 95% de todos los casos de diabetes en los Estados Unidos de Norteamerica, haciendo de ello y de sus consecuencias clinicas y econ6micas previsibles uno de los principales problemas de salud publica. Aunque la prevalencia de la diabetes en los Estados Unidos de Norteamerica es de aproximadamente el 5% de la poblaci6n, el cuidado de la diabetes representa aproximadamente el 15% de los gastos de asistencia medica.

La hiperglicemia cr6nica de diabetes esta asociada con danos, disfunciones, y fallos de varios 6rganos a largo plazo, especialmente de los ojos, rinones, nervios, coraz6n, y vasos sanguineos. La mayoria de los casos de diabetes de tipo I son detectados poco despues de desarrollar sintomas, lo que no sucede para la diabetes de tipo II. Los individuos con diabetes de tipo II sin diagnosticar tienen un riesgo significativamente mayor de enfermedad coronaria cardiaca, derrame cerebral o ictus, y enfermedad periferica vascular que la poblaci6n no diabetica. Tambien tienen una mayor probabilidad de tener dislipidemia, hipertensi6n, y obesidad. La detecci6n temprana puede reducir la carga de la diabetes de tipo II y sus complicaciones asi como reducir las consecuencias econ6micas.

Las pruebas para la diabetes generalmente pueden ser divididas en dos categorias, pruebas diagnosticas y selecci6n. "Indicar diabetes" se ha usado aqui para referirse a una cualquiera, o ambas, de estas. Cuando un individuo presenta sintomas o signos de enfermedad, se le realizan pruebas diagnosticas y tales pruebas confirman si la enfermedad esta presente. El prop6sito de la selecci6n es identificar a un individuo generalmente asintomatico que tiene un alto riesgo de desarrollar la enfermedad o esta en las primeras etapas de la enfermedad cuando los sintomas son dificiles de identificar. Se han desarrollado dos dispositivos de selecci6n para diabetes, ambos de los cuales son cuestionarios basados en factores de riesgo para la diabetes.

En 1993, la ADA distribuy6 un cuestionario titulado "Hagase la prueba. Conozca el resultado". Este cuestionario evaluaba los posibles sintomas y los factores de riesgo hist6ricos. Se daban puntos para ciertas respuestas; una puntuaci6n menor

o igual a 5 puntos era considerada de bajo riesgo para la diabetes, y una puntuaci6n mayor de 5 puntos era considerada de alto riesgo. Las pruebas subsiguientes entre las poblaciones tanto de los Estados Unidos de Norteamerica como del Reino Unido encontraron que la prueba realizada era bastante pobre. Dos anos mas tarde, se desarroll6 otro cuestionario en los Estados Unidos de Norteamerica con datos procedentes de la Segunda Salud Nacional y Vigilancia de Examen Alimenticio. Una prueba del cuestionario en la poblaci6n en la que se desarroll6 encontr6 una sensibilidad del 79% (es decir, el 79% de los diabeticos fueron identificados como diabeticos), una especificidad del 65% (es decir, el 35% de los no diabeticos fueron identificados como diabeticos), y un PPV (valor predictivo positivo) del 10% (es decir, una indicaci6n positiva de la selecci6n significa que el sujeto tiene un 10% de probabilidad de tener realmente diabetes).

Otro cuestionario, desarrollado en la poblaci6n del Estudio de Hoom de Holanda, incorporaba posibles sintomas, caracteristicas demograficas y clinicas, y preferencias de ejercicio. Cuando fue subsiguientemente evaluado en un subgrupo separado de la poblaci6n del Estudio de Hoom, este cuestionario encontr6 tener una sensibilidad del 56%, una especificidad del 72% y un rendimiento ligeramente mejor que el cuestionario ADA para esta poblaci6n.

En resumen, los cuestionarios para la selecci6n de diabetes, incluso con intentos de identificar sintomas, resultan bastante mas pobres que las pruebas de selecci6n por si solas. Ademas, son la evidencia de la necesidad de una prueba de selecci6n exacta para identificar aquellos con un alto riesgo de desarrollar diabetes o aquellos que estan en las primeras etapas de la diabetes antes del desarrollo de sintomas presentes en un estado de enfermedad posterior.

En contraste con los cuestionarios de selecci6n, dos tipos de pruebas son dispositivos de diagnostico actualmente aceptables para la diabetes. La prueba de glucosa de plasma rapida (FPG) requiere no consumir alimentos ni bebidas distintas del agua durante las ocho horas anteriores a la prueba. Una muestra intravenosa de sangre es extraida y analizada. Si las pruebas de FPG dan como resultado un nivel de glucosa superior a 126 mg/dl, la prueba debe ser

repetida en una fecha posterior. Si ambos valores de glucosa FPG son superiores a 126 mg/dl, el paciente es diagnosticado como que tiene diabetes. La prueba de tolerancia oral a la glucosa (OGTT) consiste en una exigencia de glucosa oral de 75 g. Una muestra de sangre de carga posterior a las dos horas con un valor de 200 mg/dl o mayor es tambien una indicaci6n para repetir la prueba. Aunque la OGTT es la mas exacta de las dos, la FPG requiere menos tiempo por parte del sujeto y es usualmente recomendada por su conveniencia en lugar de por su exactitud.

La ADA recomienda usar pruebas invasivas basadas en sangre que son usadas para la diagnosis de diabetes como dispositivos de selecci6n. El criterio es que si una prueba de glucosa de plasma rapida (FPG) da como resultado un valor de 126 mg/dl o mayor; o si una prueba de glucosa de plasma ocasional da como resultado un valor de 200 mg/dl o mayor; o si una OGTT de 75 g da como resultado un valor de 200 mg/dl o mayor dos horas mas tarde, el paciente es un candidato para la diagnosis de diabetes. Si en un segundo dia, uno de los criterios es cumplido una segunda vez, entonces esta justificada una diagnosis de diabetes. Se cree, sin embargo, que estas pruebas no proporcionan capacidad de selecci6n, cuando son incapaces para identificar a aquellas personas con un alto riesgo de desarrollar diabetes o a aquellas que se encuentran en las primeras etapas de la enfermedad.

Se conoce otro conjunto de pruebas relacionadas con la diabetes que no son utilizadas para selecci6n o diagnosis, sino como una medida del cumplimiento a largo plazo del paciente con el programa terapeutico y el control del paciente de la enfermedad. Estas pruebas estan basadas en proteinas glicosiladas. La glucosa atacara en un limite covalente a proteinas en una tasa proporcional al nivel de glucosa. Este proceso es irreversible y asi la proteina permanecera glicosilada para el resto de su vida. La acumulaci6n de proteinas glicosiladas depende de la vida media de la proteina. La fructosamina es el producto de proteinas de suero glicosiladas que tienen una tasa de renovaci6n normal de dos a tres semanas. Por lo tanto, la fructosamina es un marcador de control de glucosa sobre el mes anterior. Aunque hay algunos instrumentos de prueba para fructosamina corrientemente disponibles, no son comunmente aceptados por los expertos en diabetologia debido a la corta ventana de tiempo. La hemoglobina glicosilada (HbA1c) es el resultado de glicosilaci6n de gl6bulos rojos de sangre que tiene una renovaci6n normal de ocho a diez semanas. Por lo tanto, HbA1c es un marcador para el control de glucosa para los dos o tres meses anteriores. Otros proceso de glicosilacion que se ha sido indicado es colageno glicosilado (furosina). El colageno glicosilado tiene una vida muy larga y un turn-over lento. Se ha encontrado hasta un aumento de trece veces en el colageno glicosilado en algunos pacientes con diabetes diagnosticada.

El concepto de utilizar metodos multivariantes para clasificar elementos en poblaciones parentales fue propuesto en primer lugar por Fisher en 1936. Con la aparici6n del ordenador en los anos 60, varios autores propusieron utilizar tecnicas diferentes para la diagnosis por ordenador de la enfermedad. Las tecnicas propuestas incluian analisis discriminante lineal (LDA), analisis discriminante cuadratico (QDA) y regresi6n logistica (LR). La diagnosis de diabetes que utiliza tecnicas multivariantes fue propuesta por Glesser en 1972 donde fue recomendada para combinar los resultados de OGTT con otros factores ambientales tales como edad, sexo, peso, etc.

Geladi y colaboradores, dirigieron un estudio que buscaba utilizar mediciones espectrosc6picas multivariantes pr6ximas a los infrarrojos (NIR) con diabeticos y no diabeticos. El articulo describia las consecuencias de los cambios en las microbacterias y el flujo de sangre diminuido resultante que da como resultado edemas en el tejido. El articulo describe el uso de Analisis de Impedancia Bioelectrica Multi-frecuencia asi como espectroscopia pr6xima a los infrarrojos para detectar el dano en la piel. Los autores observan una diferencia en el espectro entre diabeticos y no diabeticos, relativa a diferencias en el dano de las microarterias. Un dispositivo de acuerdo con el preambulo de la reivindicaci6n 1 es conocido por el documento EP 631.137.

EXPOSICION DEL INVENTO

El presente invento incluye un aparato para determinar la probabilidad, la progresi6n o el nivel de diabetes en un individuo y un metodo para indicar un alto riesgo de desarrollar diabetes. El aparato puede ser utilizado para detectar la diabetes de tipo II antes de que sea clinicamente identificable a traves de otros metodos actualmente en uso tales como la prueba de tolerancia a la glucosa oral o la prueba de glucosa de plasma rapida.

El aparato del presente invento incluye la utilizaci6n en vivo de espectroscopia pr6xima a los infrarrojos en la regi6n de

20.000 a3.000 cm-1 (500 a 3.300 nm) bien para detectar, o seleccionar, o diagnosticar, y establecer la progresi6n de complicaciones o predecir una probabilidad de diabetes de tipo II en un individuo. La informaci6n 6ptica puede ser usada para generar un predictor o vaticinador de enfermedad que usa tecnicas multivariantes tales como analisis discriminatorios, analisis discriminatorios cuadraticos, regresi6n logistica, redes nerviosas o cuadrados parciales. Una base de discriminaci6n en los metodos descritos aqui esta basada al menos en parte en la detecci6n de colageno glicosilado (furosina) en el tejido que se esta analizando.

Asi, la luz utilizada incluye al menos una longitud de onda indicativa de productos finales de glicosilacion que es evidenciada al menos en parte por el contenido de colageno glicosilado en el tejido. Ademas, la informaci6n 6ptica analizada resultante o los datos espectrales tambien incluyen informaci6n o una medici6n de luz desde al menos una longitud de onda indicativa de productos finales de glicosilacion, evidenciada por el contenido de colageno glicosilado en el tejido. En una realizaci6n, al menos una longitud de onda indicativa del contenido de colageno glicosilado incluye una

longitud de onda seleccionada a partir de las siguientes bandas: 2.240 nm-2.300 nm, 2.145 nm-2.200 nm, 2.025 nm

2.060 nm, y 1.670 nm-1.745 nm.

En otra realizaci6n del presente invento, la fuente de luz y la informaci6n 6ptica de tejido resultante o datos espectrales incluye al menos una segunda longitud de onda y una informaci6n o medici6n de longitud de onda indicativa del contenido de colageno glicosilado en el tejido. De nuevo, esta segunda longitud de onda puede ser seleccionada a partir de las bandas descritas anteriormente.

Un dispositivo de acuerdo con el invento se ha definido en la reivindicaci6n 1, un metodo en la reivindicaci6n 8.

Un sistema puede ademas incluir un subsistema de espectr6metro FTIR acoplado 6ptimamente al subsistema de muestreo del tejido para recibir al menos una parte de la luz reflejada de forma difusa desde el tejido, incluyendo el subsistema de espectr6metro FTIR un espectr6metro que crea un interferograma y un detector que recibe el interferograma y lo convierte en una representaci6n electrica. El sistema puede incluir ademas un subsistema de adquisici6n de datos que recibe la representaci6n electrica del interferoprograma e incluye medios para amplificar y filtrar la representaci6n electrica y convertir la senal electrica resultante a su representaci6n digital. El sistema puede tambien incluir un subsistema de calculo para recibir la representaci6n digital que incluye ademas un modelo de calibraci6n derivado de un analisis multivariante para detectar la probabilidad, progresi6n o nivel de diabetes en el que el modelo de calibraci6n incluye al menos un factor dependiente de la medici6n de al menos una longitud de onda indicativa de productos finales de glicosilaci6n como evidenciado por el contenido de colageno glicosilado en el tejido humano. El algoritmo puede ser utilizado para clasificar al individuo como diabetico o no diabetico.

BREVE DESCRIPCION DE LOS DIBUJOS

La fig. 1 es un grafico que representa la diferencia en un espectro medio de una poblaci6n de muestra de individuos diabeticos y no diabeticos comparada con el espectro de colageno;

La fig. 2 es un grafico que representa la distancia discriminatoria entre diabeticos y no diabeticos en un conjunto de datos espectrales recogidos;

La fig. 3 es un grafico que representa la distancia de Mahalanobis para los datos de la fig. 2;

La fig. 4 es una representaci6n esquematica de un sistema espectr6metro no invasivo;

La fig. 5 es una vista diagramatica de un sistema que incorpora filtros que eliminan longitudes de onda seleccionadas de radiaci6n desde la fuente de iluminaci6n;

La fig. 6 es una vista en perspectiva de elementos de un subsistema de muestreo de tejido;

La fig. 7 es una vista plana de la superficie de muestreo del subsistema de muestreo del tejido de la fig. 6 que ilustra una disposici6n de extremos de fibra 6ptica de entrada y salida;

La fig. 8 es una vista en perspectiva de un aparato ergon6mico para sujetar la superficie de muestreo y posicionar una superficie de tejido en el; y

La fig. 9 es una vista esquematica simplificada de un espectr6metro FTIR.

MODOS PARA LLEVAR A LA PRACTICA EL INVENTO Y APLICABILIDAD INDUSTRIAL

La siguiente descripci6n detallada debe ser leida con referencia a los dibujos en los que elementos similares han sido numerados igualmente en dibujos diferentes. Los dibujos, que no estan necesariamente a escala, representan realizaciones ilustrativas que no se pretende que limiten el marco del invento.

Las realizaciones del presente invento incluyen aparatos y metodos utiles para proporcionar una diagnosis exacta y rapida de la diabetes sin los inconvenientes que incumben de la actual prueba de glucosa de plasma rapida actual o de la prueba de tolerancia a la glucosa oral. Los metodos y aparatos pueden tambien ser utilizados para seleccionar diabetes, incluyendo la diabetes de tipo II, antes de que sea clinicamente identificable a traves de otros metodos actualmente en uso. El metodo utiliza la espectroscopia pr6xima al infrarrojo para interrogar de forma no invasiva al tejido del sujeto para detectar la presencia o progresi6n de la diabetes.

El metodo, en una realizaci6n, incluye la utilizaci6n en vivo de espectroscopia 6ptica con numeros de longitud de onda en la regi6n de 20.000 a 3.000 cm-1 (longitudes de onda en la regi6n de 500 a 3300 nm) para seleccionar o diagnosticar la diabetes mellitus de tipo II. La informaci6n 6ptica que puede ser tratada en forma de espectros puede ser utilizada para generar un vaticinador de enfermedad utilizando metodos multivariantes tales como analisis discriminatorio lineal, analisis discriminatorio cuadratico, regresi6n logistica, redes nerviosas, y regresi6n de cuadrados menos parcial. El metodo de discriminaci6n esta basado en parte en detectar la evidencia de glucosa elevada como vista por el nivel de productos

finales de glicosilacion preferiblemente evidenciada por colageno glicosilado (furosina) en el tejido analizado.

Los individuos que han sido diagnosticados con diabetes tiene un nivel elevado de colageno glicosilado y los niveles de colageno glicosilado pueden ser utilizados como un marcador distintivo de control de glucosa a largo plazo. La solicitante ha encontrado que pueden utilizarse tecnicas de espectrosc6picas pr6ximas al infrarrojo con tecnicas multivariantes para proporcionar tanto selecci6n como diagnosis de diabetes basandose en cambios en el tejido asociado con los niveles crecientes de productos finales de glicosilaci6n tales como colageno glicosilado. Es posible que, cuando el colageno se glicosila, se desenrede y se reticule lo que provoca un nivel aumentado de dispersi6n de la luz. El nivel incrementado de dispersi6n da como resultado mas luz devuelta, o en otras palabras, menor absorci6n de luz. Tambien, el colageno glicosilado absorbe directamente luz alrededor de varias longitudes de onda caracteristicas. En el presente invento, el tejido puede ser irradiado con luz que tiene al menos una longitud de onda que es indicativa del contenido de colageno glicosilado en el tejido (por la dispersi6n aumentada o por absorci6n directa aumentada). Se han utilizado multiples longitudes de onda o grupos de longitudesde onda de luz que son indicativos del nivel de colageno glicosilado. Longitudes de onda adecuadas incluyen, pero no estan limitadas a, longitudes de onda seleccionadas de las siguientes bandas: 2.240 nm-2.300 nm, 2.145 nm-2.200 nm, 2.025 nm-2.060 nm, y 1.670 nm-1.745 nm.

La solicitante ha encontrado que la detecci6n o selecci6n de diabetes utilizando espectroscopia pr6xima al infrarrojo es facilitada midiendo la informaci6n 6ptica o el espectro de un tejido de un individuo y buscando picos identificados para la presencia de niveles elevados de productos finales de glicosilacion en multiples longitudes de onda. Asi, en una realizaci6n para diagnosticar o seleccionar diabetes, los datos que comprenden informaci6n o espectros pr6ximos al infrarrojo y lecturas de glucosa en sangre de no diabeticos, sujetos con tolerancia a la glucosa empeorada y diabeticos de tipo II recien diagnosticados son utilizados en los analisis multivariantes. La informaci6n 6ptica o espectros usados pueden corresponder a niveles de glucosa en sangre concurrentes menores que un cierto nivel maximo, por ejemplo 125 mg/dl, para impedir que los niveles de glucosa transitorios sean el vaticinador para el estado de la enfermedad. Pueden utilizarse otros metodos para delimitar el efecto del nivel de glucosa en sangre en un individuo particular. Una prueba de tolerancia a la glucosa rapida y una prueba de tolerancia a la glucosa oral tambien pueden ser administradas a los sujetos para confirmar su pertenencia a una de las tres clases anteriores. Los datos pueden incluir un numero suficiente de sujetos en cada una de las tres categorias para desarrollar una calibraci6n de forma que los algoritmos de discriminaci6n desarrollados que utilizan esta base de datos crean vaticinadores que dan una determinaci6n apropiada del estado de la enfermedad del individuo. Ademas, la informaci6n 6ptica y espectros son terminos usados a lo largo de esta exposici6n. Sin embargo, se ha reconocido que medir un espectro es solo una de las muchas formas de codificar informaci6n 6ptica para analisis. En realizaciones preferidas, se han utilizado datos espectrales.

Para el desarrollo de la calibraci6n, puede utilizarse una base de datos que incluye espectros pr6ximos al infrarrojo, pruebas de tolerancia a la glucosa rapidas y resultados de prueba de tolerancia oral a la glucosa para al menos 3000 individuos que se cree que no son diabeticos. Una prueba de tolerancia a la glucosa oral rapida y una prueba de tolerancia a la glucosa oral pueden ser administradas a cada participante para determinar cual es el estado real de la enfermedad del sujeto. Dada la incidencia de la diabetes no diagnosticada en los Estados Unidos de Norteamerica, se cree que una muestra suficiente de aproximadamente 75 diabeticos de tipo II sin diagnosticar seria identificada en la base de datos por las pruebas de tolerancia a la glucosa empleadas. El diabetico sin diagnosticar puede ser un sujeto preferido ya que la extensi6n de glicosilacion de colageno puede ser mas tipica para seleccionar que para unoque ya ha sido diagnosticado y esta bajo algun tratamiento para la diabetes. Este metodo permite que se establezca una calibraci6n exacta que ayude a la clasificaci6n exacta de individuos recien analizados. Tambien proporciona la base para seleccionar aquellos pacientes con un alto riesgo de desarrollar diabetes o que tienen diabetes, pero que aun no experimentan sintomas facilmente identificables comparados con aquellos que han sido diagnosticados precozmente con diabetes.

Una base de datos adecuada puede tambien incluir la utilizaci6n de no diabeticos en una poblaci6n de riesgo. Tal poblaci6n puede incluir sujetos que tienen un sobrepeso serio o los parientes cercanos de pacientes con diabetes de tipo

II. Otra poblaci6n puede incluir no diabeticos procedentes de ciertos grupos etnicos con mucha propensi6n a la diabetes de tipo II tales como los Indios Prima. De nuevo, las pruebas de tolerancia a la glucosa oral pueden ser utilizadas en todos los sujetos para determinar su estado particular de la enfermedad.

La capacidad de la espectroscopia pr6xima al infrarrojo para medir un tejido de un individuo y la utilizaci6n de analisis multivariantes en una base de datos de individuos para clasificar la prueba individual basada en colageno glicosilado puede ser ilustrada examinando y comprendiendo la progresi6n de productos finales glicosilados con el avance de la diabetes de tipo II. Por ejemplo, en sujetos pre-diabeticos hay una discordancia evidente entre la respuesta inicial de insulina a una carga de carbohidratos y la producci6n de glucosa resultante de esa carga. Esta discordancia da como resultado en una subida post-prandial prolongada de glucosa. La producci6n de productos finales glicosilados se cree proporcional al nivel de glucosa medio y a la duraci6n de los niveles de glucosa incrementados. Esto da como resultado una tasa aumentada de glicosilacion y una acumulaci6n incrementada de productos finales de glicosilacion como se ha evidenciado por la acumulaci6n incrementada de materiales tales como colageno glicosilado. La acumulaci6n se cree que se amplifica por la persistencia extrema de colageno. Como resultado, el colageno glicosilado es un marcador precoz para las excursiones post-prandiales excesivamente elevadas en pacientes pre-diabeticos y precoces. Cuando la diabetes

progresa al estado de diabetes franca, el nivel de glucosa es elevado permanentemente. Si el paciente recibe cuidado medico para controlar los niveles de glucosa, la tasa de glicosilacion alcanza un estado de equilibrio. Por consiguiente, la subida mas rapida en la glicosilacion de colageno se cree que sucede pronto en la progresi6n de diabetes. Este es exactamente el estado cuando la selecci6n o diagnosis es mas deseable y efectiva en la gesti6n a largo plazo de la enfermedad. Debido a la larga vida del colageno, la acumulaci6n de colageno glicosilado es rapida en la etapa temprana antes de que se haya alcanzado algun tipo de equilibrio. Esto hace del colageno glicosilado un marcador sensible para vigilar la progresi6n temprana de diabetes mellitus. Ademas, la larga vida del colageno hace del colageno glicosilado un marcador de control a largo plazo y es un marcador de complicaciones diabeticas que lo hace util para diagnosticar la etapa de la enfermedad.

Para mostrar la capacidad para diagnosticar diabetes de tipo II con espectroscopia pr6xima al infrarrojo combinada con analisis multivariantes, utilizando el metodo y aparato del presente invento, se ha desarrollado un conjunto de datos experimental utilizando 18 diabeticos de tipo II con buen control de glucosa y 20 no diabeticos. Los diabeticos cubrian un margen que iba desde 1 ano a partir de la diagnosis hasta 10 anos. Las respuestas 6pticas de su tejido fueron recogidas utilizando un espectr6metro de infrarrojos de transformada Fourier (FTIR) y un sistema como se ha descrito aqui. Las mediciones fueron realizadas en el lado inferior del antebrazo. Se usaron un total de 913 espectros pr6ximos al infrarrojo siendo 461 de los espectros pr6ximos al infrarrojo diabeticos del tipo II, y 452 espectros de no diabeticos. Las mediciones de glucosa en sangre correspondientes fueron realizadas utilizando sangre capilar medida con un analizador de sangre de Yellow Springs Instruments, Inc. Solo se utilizaron mediciones pr6ximas al infrarrojo que corresponden a un nivel de glucosa en sangre menor o igual a 125 mg/dl con el fin de impedir que el nivel de glucosa fuera el elemento delineante en la comparaci6n entre diabeticos de tipo II y no diabeticos. Los espectros recogidos fueron seleccionados por inserci6n pobre del antebrazo en el dispositivo de muestreo de tejido del invento. Los espectros fueron tambien escalados con el espectro de intensidad media para hacer el ruido mas homogeneo sobre el margen del numero de onda.

La diferencia en espectros medios entre diabeticos de tipo II y no diabeticos es comparada con el espectro para colageno en la fig. 1. Como puede verse, los picos de colageno en 1.690 nm, 1.725 nm, 2.040 nm, 2.170 nm o 2.270 nm (4.400, 4.600, 4.900, 5.800 y 5.925 cm-1) son repetidos en los espectros de diferencia de diabeticos de tipo II y no diabeticos. Puede observarse una absorci6n incrementada en la regi6n de agua frecuente de aproximadamente 1.425 nm (7.000 cm 1). Deberia resaltarse que mientras la banda de agua de 1.920 nm (5.200 cm-1) tiene informaci6n similar, la absorbancia en esa banda es tan grande como para proporcionar una relaci6n de senal a ruido muy baja.

El analisis de los datos muestra una capacidad para distinguir entre el estado de la enfermedad de diabeticos de tipo II y los no diabeticos. La fig. 2 muestra la separaci6n para los dos grupos de la poblaci6n enferma y no enferma. Se ha visto una distinci6n muy clara de los grupos. Ademas, se ha utilizado una funci6n discriminatoria de Bayesian para discriminar los diabeticos de tipo II de los no diabeticos. Utilizando la informaci6n de que aproximadamente el 10% de la poblaci6n adulta de los Estados Unidos de Norteamerica tiene diabetes de tipo II, la funci6n discriminatoria de Bayesian produce las probabilidades posteriores para que los sujetos de los dos grupos sean no diabeticos como se ha mostrado en la fig. 3. El analisis de distancia Mahalanobis produce una sensibilidad del instrumento del 100%, una selectividad del 98,9% y un valor de predicci6n positivo del 98,9%. Tambien puede ser calibrado en cada sujeto para dar estimaciones de la progresi6n de la enfermedad en un paciente pre-diabetico asi como un marcador de control de la enfermedad similar a la HbA1c. Los analisis de Bayesian tambien pueden utilizar una probabilidad anterior basada en factores de riesgo ambientales tales como los usados por la prueba de ADA "Hagase la prueba, conozca el resultado".

La descripci6n anterior muestra la capacidad de la presente exposici6n para diagnosticar diabetes. La capacidad del presente invento para seleccionar aquellos individuos a los que se les ha realizado la prueba que tienen un alto riesgo de desarrollar diabetes o aquellos que tienen diabetes en las etapas mas tempranas es una extensi6n natural del modelo anterior. Puede desarrollarse una base de datos que incluya espectros de individuos un instante antes de ser capaz de diagnosticar diabetes utilizando las pruebas de tolerancia a la glucosa, aun subsiguientemente, de que estos individuos desarrollen la diabetes. Asi, la base de datos puede ser desarrollada en el tiempo de modo que los espectros de aquellos que estan en las primeras etapas de la diabetes son, de hecho, confirmados como indicativos del inicio de la enfermedad basandose en analisis conocidos posteriores en el tiempo. Esto puede requerir la vigilancia de muchos individuos durante un periodo de tiempo prolongado. Sin embargo, como se ha descrito previamente, la construcci6n de la base de datos puede estar focalizada en aquellos individuos que se cree tiene un alto riesgo de desarrollar diabetes basandose en la historia familiar y otros factores tales como los de los cuestionarios de selecci6n. Tambien, como se ha establecido previamente, una gran muestra de poblaci6n de individuos aun sin diagnosticar identificara probablemente a muchos individuos precozmente en la progresi6n de la enfermedad. Ademas, la capacidad del presente invento para detectar los primeros cambios en colageno glicosilado es mejorada por un sistema para la medici6n de los datos espectrosc6picos en el tejido. Se han descrito a continuaci6n realizaciones del aparato y metodo.

Tambien en una realizaci6n del presente invento, puede desarrollarse un algoritmo para discriminar los miembros en la poblaci6n dentro de una base de datos. El algoritmo puede utilizar cuadrados parciales menores (PLS) para reducir la dimensionalidad de los espectros pr6ximos al infrarrojo junto con el analisis discriminatorio cuadratico ya que la variaci6n de espectros pr6ximos al infrarrojo para diabeticos es considerablemente mayor que la de los espectros pr6ximos al

infrarrojo para no diabeticos. Los espectros en la base de datos constituyen la matriz rectangular con el numero de filas igual al numero de espectros pr6ximos al infrarrojo y el numero de columnas igual al numero de frecuencias en el espectro. Las columnas de la matriz espectral estan usualmente muy correlacionadas; sin embargo, el analisis discriminatorio puede trabajar mejor si la matriz puede ser transformada para que no sea correlacionada. De modo similar, la correlaci6n entre columnas implica que pueden utilizarse menos columnas una vez transformadas. Aunque el analisis del componente principal (PCA) puede ser utilizado para realizar estas dos tareas, los cuadrados parciales minimos (PLS) usados para predecir el estado de la enfermedad (diabeticos frente a no diabeticos) pueden lograr lo mismo al tiempo que hacen las columnas mas altamente correlacionadas con la etapa de la enfermedad del sujeto y reduciendo el numero de factores necesarios en la predicci6n.

Aunque puede utilizarse analisis discriminatorio lineal (LDA) para desarrollar un vaticinador del estado de la enfermedad, el LDA asume que la matriz de covariancia de los espectros dentro de cada grupo es la misma. Esta suposici6n, desafortunadamente, no es cierta cuando la poblaci6n diabetica es mucho mas variable en distintas caracteristicas, incluyendo sus espectros pr6ximos al infrarrojo. Asi, no se puede esperar que la matriz de covariancia sea igual sobre los diferentes grupos de etapas de la enfermedad. El analisis discriminatorio cuadratico (QDA), por otro lado, asume una matriz de covariancia diferente para cada poblaci6n. Por tanto, el QDA puede ser utilizado para desarrollar los vaticinadores de estado de la enfermedad. Una derivaci6n del LDA y del QDA es el clasificador de Bayesian que predice la probabilidad de diabetes. Los factores de riesgo para la diabetes pueden ser incorporados en la probabilidad anterior para un analisis de Bayesian. Otras etapas del tratamiento tales como una correcci6n de dispersi6n multiplicativa (MSC) y normalizaci6n no son necesarias obligatoriamente para discriminar con exactitud los espectros pr6ximos al infrarrojo en cuanto al estado de la enfermedad del sujeto, aunque pueden ser utilizadas.

Un aparato para diagnosticar o seleccionar diabetes incorpora un subsistema de iluminaci6n que genera luz pr6xima al infrarrojo, un accesorio de muestreo del tejido que irradia y recoge luz procedente de un tejido, un espectr6metro, un subsistema de adquisici6n de datos, un dispositivo de referencia para mantenimiento de calibraci6n, una unidad de tratamiento, y coeficientes de calibrado basados en ciertos algoritmos multivariantes. Cada subsistema tiene un impacto significativo en la exactitud de las predicciones de presencia de la diabetes mellitus. Ejemplos de los primeros seis subsistemas adecuados para el presente invento estan descritos en detalle en la Solicitud de Patente Norteamericana US 2003 0023152.

En una realizaci6n del sistema, la codificaci6n espectral es realizada despues de que la luz haya interactuado con el tejido. La fuente de luz puede ser un dispositivo de iluminaci6n como se ha descrito en la Solicitud de Patente Norteamericana US 2003 007147. Ejemplos de fuentes de luz incluyen filamentos de tungsteno, QTH, tubos de efluvios, o cualesquiera fuentes de cuerpo gris de onda continua. El dispositivo de muestreo puede incluir un bloqueador que separe la luz entrante de la luz saliente como se ha descrito en la Patente Norteamericana nO 6.230.034, titulada Aparato de Vigilancia de Reflectancia Difusa. El espectr6metro puede ser cualquier dispositivo que permita la interpretaci6n de la informaci6n de longitud de onda a partir de la luz modificada que sale de la interfaz del tejido. Tales sistemas incluyen espectr6metros de infrarrojos de transformada de Fourier, filtros sintonizables acustico-6pticos, espectr6metros dispersivos que utilizan una agrupaci6n o matriz detectora, un sistema dispersivo escalonado con un solo detector, y un espectr6metro codificado tal como un dispositivo de transformaci6n Hadamard. Ejemplos de foto-detectores adecuados incluyen detectores fotovoltaicos tales como detectores de Si, de InGaAs, de InAs, de Ge y de InSb, detectores fotoconductores tales como de PbS y de PbSe, y detectores piroelectricos tales como de DTGS y de tantalato de litio.

En otra realizaci6n del sistema, la luz es codificada antes de interrogar el tejido. El espectr6metro puede ser cualquier dispositivo que codifique la informaci6n de longitud de onda en la luz entrante en la interfaz de tejido. Dispositivos ejemplares estan descritos en la Solicitud de Patente Norteamericana US 2002 0171834. Tales sistemas pueden incluir espectr6metros dispersivos escalonados o un espectr6metro codificado tal como un dispositivo de transformaci6n de Hadamard o un FTIR. Ejemplos de fotodetectores adecuados incluyen detectores fotovoltaicos tales como detectores de Si, de InGaAs, de InAs, de Ge y de InSe, detectores fotoconductores tales como de PbS y de PbSe, y detectores piroelectricos tales como de DTGS y de tantalato de litio.

Como para muchas zonas de pruebas de tejido el colageno esta 2 mm hacia dentro de la superficie, la luz pr6xima al infrarrojo deberia ser del orden de numeros de onda que penetre el tejido a esa profundidad con el fin de interrogar al tejido que contiene colageno. La luz que tiene longitudes de onda en la regi6n desde 1.250 nm a 2.500 nm (numeros de onda en la regi6n desde 8.000 hasta 4.000 cm-1) es adecuada para analisis de acuerdo con el presente invento. Algunas zonas que contienen colageno 2 mm hacia dentro de la superficie incluyen el lado inferior del antebrazo, el muslo, la pantorrilla, el dorso de la mano y el tenar.

Con referencia ahora a la fig. 4, un sistema para diagnosticar o seleccionar diabetes ha sido representado en una vista esquematica. El sistema total incluye seis subsistemas. Los subsistemas incluyen un subsistema de iluminaci6n 100, un subsistema 200 de muestreo de tejido, un subsistema 300 de mantenimiento de calibraci6n, un subsistema 400 de espectr6metro FTIR, un subsistema 500 de adquisici6n de datos y un subsistema 600 de tratamiento integrado. Los subsistemas puede estar disenados e integrados con el fin de asegurar que la relaci6n senal a ruido es preservada en su

maxima cantidad. La relaci6n senal a ruido de analitica neto esta directamente relacionada con la exactitud y precisi6n de la clasificaci6n no invasiva de individuos como diabeticos o no diabeticos por espectroscopia pr6xima al infrarrojo con el presente invento.

Los subsistemas pueden proporcionar una radiancia reproducible y preferiblemente uniforme del tejido, una baja variancia de muestreo del tejido, una marcaci6n de un objetivo profundo de las capas que soportan colageno del tejido, una recogida eficiente de los espectros de reflectancia difusa del tejido, un alto rendimiento 6ptico, una elevada precisi6n fotometrica, un amplio margen dinamico, una estabilidad termica excelente, un mantenimiento de calibraci6n efectivo, una transferencia de calibraci6n efectiva, un control de calidad integrado y facil de utilizar. Cada uno de los subsistemas se ha descrito a continuaci6n en detalle.

El subsistema de iluminaci6n 100 genera la luz pr6xima al infrarrojo (NIR) usada para interrogar al tejido de un ser humano para la determinaci6n no invasiva del estado de la enfermedad. El subsistema de iluminaci6n, en una realizaci6n ejemplar, contiene una fuente de luz 14 de amplia banda, policromatica que emite radiaci6n en la porci6n pr6xima al infrarrojo del espectro. La fuente de luz 14 puede emitir tambien radiaci6n situada fuera de la proximidad al infrarrojo. Un ejemplo de una fuente de luz adecuada 14 seria una lampara de filamento de tungsteno de 40 vatios, de 22,8 voltios. La fuente de luz 14 es tipicamente alimentada por una alimentaci6n de corriente regulada. La alimentaci6n de corriente puede alimentar a la lampara con corriente constante, tensi6n constante o potencia constante. La alimentaci6n de corriente para la fuente de luz puede proporcionar regulaci6n de corriente, tensi6n o potencia para mantener la temperatura del color y la emisividad de la fuente de luz tan estable como sea posible. Las fluctuaciones de la temperatura de color y de la emisividad de la fuente de luz pueden ser una fuente de ruido en la medici6n no invasiva ypueden reducir la relaci6n senal a ruido analitica neta (SNR) y, subsiguientemente la capacidad de precisi6n y de predicci6n de la medici6n.

El sistema total del presente invento puede incluir una alimentaci6n de corriente que proporciona corriente de bajo ruido, regulada a todos los subsistemas. La alimentaci6n de corriente puede ser 300 vatios, onda cuadrada, potencia resonante, grado o clase medico, convertidor de corriente alterna a corriente continua que proporciona tensiones de salida de +28, +15, -15, y +5 V de corriente continua. El rizado en cada una de las tensiones puede ser menor de 20 milivoltios de pico a pico y la frecuencia de conmutaci6n de la alimentaci6n puede ser mayor de 200 kilohercios para facilitar el filtrado adicional de la corriente y para reducir mas el ruido. Adicionalmente, la alimentaci6n de corriente puede tener una eficacia de conversi6n de al menos el 80% lo que puede ser importante para reducir la carga termica del instrumento no invasivo hasta el punto de que solo se requiera refrigeraci6n por convecci6n para el funcionamiento normal del dispositivo. El subsistema de iluminaci6n 100 utiliza corriente de 20 V de corriente continua para alimentar a la fuente de luz. Un convertidor de corriente continua a corriente continua puede regular la entrada de corriente por debajo de 21,4 V de corriente continua y tambien puede proporcionar una funci6n de arranque suave que encienda gradualmente la fuente de luz cuando el sistema es encendido la primera vez. La funci6n de arranque suave puede prolongar la vida util de la fuente de luz eliminando los transitorios en el arranque y limitando la corriente requerida para alimentar inicialmente a la fuente de luz.

Ademas de la fuente de luz y de la alimentaci6n de corriente regulada, el subsistema de iluminaci6n puede contener elementos 6pticos 12, 13, 90 que recogen la radiaci6n de la fuente de luz y transfieren esa luz a la entrada del subsistema de muestreo del tejido. Los elementos que realizan las transferencias 6pticas pueden incluir 6pticas de colimaci6n y/o condensaci6n, filtros 6pticos, difusores 6pticos, un homogenizador o tubo de luz para mezclar y los componentes mecanicos correspondientes para soportar o contener las 6pticas y la fuente de luz.

Las 6pticas de colimaci6n pueden ser refringentes (por ejemplo, una lente) o reflectantes (por ejemplo, un reflector o espejo eliptico). Las 6pticas condensadoras tambien pueden ser refringentes o reflectantes. Los materiales para lentes y reflectores son conocidos en la tecnica. Las 6pticas reflectantes pueden tener un acabado liso, un acabado rugoso o un acabado facetado dependiendo de la configuraci6n del subsistema de iluminaci6n. Un acabado rugoso o facetado para las 6pticas reflectantes puede destruir la coherencia de la imagen de la fuente de luz y crear un diseno de radiancia mas uniforme. Las 6pticas refringentes pueden ser esfericas o asfericas. Una lente de Fresnel es un tipo especial de lente asferica que tambien puede ser empleada. Las 6pticas colimadoras y/o condensadoras pueden recoger radiaci6n de la fuente y transferir la radiaci6n a la entrada del subsistema 200 de muestreo del tejido o a otros elementos 6pticos que realizan operaciones adicionales sobre la luz antes de ser hecha pasar al subsistema 200 de muestreo del tejido.

Uno o mas filtros 6pticos 13 pueden ser empleados para dejar pasar preferentemente radiaci6n solo en la regi6n espectral de interes. El filtro 6ptico puede ser uno o una combinaci6n de filtros de paso largo, paso corto, o pasa banda. Estos filtros pueden ser de naturaleza absorbente, de interferencia o dicroico. En algunas realizaciones, los filtros 6pticos tienen un revestimiento anti-reflexi6n para preservar la transmitancia de luz en la regi6n espectral de interes. Estos filtros pueden realizar tambien la conformaci6n espectral de la radiaci6n procedente de la fuente de luz para enfatizar ciertas partes del espectro pr6ximo al infrarrojo sobre otros. El filtrado 6ptico puede limitar la banda de la radiaci6n que incide sobre el tejido y aumentar la SNR en la regi6n de interes e impedir que se queme o se dane de otra forma el tejido del sujeto. Limitar la banda de la radiaci6n puede mejorar la SNR efectiva reduciendo el ruido de detector Shot que resulta de la radiaci6n

indeseada fuera de la regi6n espectral de interes.

Los difusores 6pticos 13 y los mezcladores 90 en el subsistema de iluminaci6n pueden proporcionar una radiancia reproducible y uniforme en la entrada del subsistema 200 de muestreo del tejido. Una radiancia uniforme puede ayudar a asegurar una buena precisi6n fotometrica e incluso la iluminaci6n del tejido. Una radiancia uniforme puede tambien ayudar a reducir errores asociados con diferencias de fabricaci6n entre fuentes de luz. La radiancia uniforme es utilizada en el presente invento para conseguir una predicci6n exacta del estado de la enfermedad.

Un ejemplo de un difusor 6ptico es una placa de vidrio en el suelo. La superficie del suelo de la placa mezcla efectivamente el angulo de la radiaci6n que emana de la fuente de luz y sus 6pticas de transferencia. Un tubo de luz puede ser utilizado para mezclar la intensidad de la radiaci6n de tal forma que la intensidad sea uniforme a la salida del tubo de luz. Ademas, los tubos de luz con una curva doble pueden mezclar los angulos de la radiaci6n. Para la creaci6n de intensidad uniforme y distribuci6n regular, la secci6n transversal del tubo de luz no deberia ser circular. Secciones transversales cuadrada, hexagonal y octogonal pueden ser geometrias de mezclado efectivas. La salida del tubo de luz puede acoplarse directamente a la entrada del dispositivo de muestreo de tejido o puede ser utilizada en conjunci6n con 6pticas de transferencia adicionales antes de que la luz sea enviada al dispositivo de muestreo de tejido.

Con referencia ahora a la fig. 5, se ha representado otro aspecto de la presente exposici6n. El sistema representado proporciona un filtrado espectral o un filtrado pasa bandas para eliminar las longitudes de banda o las bandas de longitudes de onda innecesarias antes de que la luz haga contacto con el tejido. Esto se consigue colocando uno o mas elementos entre la fuente de luz y el tejido. Los elementos pueden incluir filtros absorbentes fabricados de cualquier substrato transparente o parcialmente transparente; una rejilla o prisma que dispersa la radiaci6n, permitiendo que las longitudes de onda indeseadas sean bloqueadas antes de que alcancen el tejido; y/o una abertura que bloquea selectivamente la radiaci6n indeseable.

Un sistema para filtrado pasa bandas esta representado en la fig. 5, que representa una fuente de luz 101 situada dentro de un reflector electrico 102. La fig. 5 tambien representa un tubo de luz con curva-S hexagonal 104 para recibir luz de la fuente 101. Una serie de filtros estan colocados entre la fuente de luz 101 y el tubo de luz 104. El primer filtro 6ptico es un filtro de silicona 106 que tiene un revestimiento anti-reflexi6n para transmitir al menos el noventa por ciento (90%) de la luz que incide en la banda. El filtro de silicona deja pasar longitudes deonda de luz mayores de 1,1 micras. El segundo filtro 6ptico puede ser un filtro 108 de vidrio coloreado KOPP 4-67 108 que, en combinaci6n con el filtro de silicona, dejar pasar luz en la regi6n espectral de 1,2 a 2,5 micras. La pendiente del filtro COP es tal que deja pasar preferentemente luz en longitudes de onda comprendidas entre 2,0 y 2,5 micras. El tercer filtro 6ptico puede ser un filtro 110 de absorci6n ORIEL WG295 que corta longitudes de onda mayores de 2,5 micras. La superficie frontal del filtro WG295 puede ser pulida o amolada finamente. Si la superficie frontal esta amolada finamente, el WG295 actua como un difusor y tambien como un filtro de luz. Estos filtros pueden impedir que el tejido se queme, mientras mejoran la relaci6n de senal a ruido del sistema limitando la banda de luz solo de la regi6n espectral de interes. Limitar en banda la luz puede reducir el ruido de golpeo generado por el flujo de fotones que incide sobre el detector.

El subsistema 200 de muestreo de tejido puede introducir radiaci6n generada por el subsistema de iluminaci6n 100 en el tejido del sujeto y puede recoger las partes de la radiaci6n que no son absorbidas por el tejido y enviar esa radiaci6n al subsistema 400 de espectr6metro FTIR para medici6n. Las figs. 6, 7 y 8 representan elementos de un subsistema 200 de muestreo de tejido. Con referencia en primer lugar a la fig. 6, el subsistema 200 de muestreo de tejido tiene una entrada 6ptica 202, una superficie de muestreo 204 que forma una interfaz de tejido 206 que interroga al tejido y una salida 6ptica

207. El subsistema puede incluir ademas un aparato ergon6mico 210, representado en la fig. 8, que contiene la superficie de muestreo 204 y posiciona el tejido en la interfaz 206. Un dispositivo que controla la temperatura de la interfaz de tejido puede ser incluido y, en algunas realizaciones, esta incluido un aparato que reposiciona el tejido sobre la interfaz de tejido de una forma repetitiva.

La entrada 6ptica 202 del subsistema 200 de muestreo de tejido recibe radiaci6n del subsistema de iluminaci6n 100 (es decir, luz que sale del tubo de luz) y transfiere esa radiaci6n a la interfaz de tejido 206. La entrada 6ptica puede consistir de un mazo de fibras 6pticas que estan dispuestas en un diseno geometrico que recoge la mayor cantidad de luz posible del subsistema de iluminaci6n. Una disposici6n esta representada en la fig. 7. La vista en planta representa los extremos de las fibras de entrada y salida en una geometria en la superficie de muestreo incluyendo seis grupos 208 dispuestos en un diseno circular. Cada grupo incluye cuatro fibras de salida centrales 212 que recogen la luz reflejada de manera difusa desde el tejido. Alrededor de cada agrupaci6n de las cuatro fibras de salida centrales 212 hay un cilindro de material 215 que asegura un espacio de alrededor de 100 µm entre los bordes de las fibras de salida centrales 212 y el anillo interior de las fibras de entrada 214. El espacio de 100 µm puede ser importante para senalar el colageno en el tejido. Como se ha mostrado en la fig. 7, dos anillos concentricos de fibras de entrada 214 estan dispuestos alrededor del cilindro de material

215. Como se ha mostrado en una realizaci6n, 32 fibras de entrada rodean las cuatro fibras de salida. La elevada relaci6n de fibras de entrada a fibras de salida es mantenida en reconocimiento de perdidas dentro del tejido.

Todas las fibras de entrada y salida agrupadas pueden ser integradas en un accesorio o herraje de grupo que es pegado o

encolado a un cabezal de muestreo 216. El cabezal de muestreo 216 incluye la superficie de muestreo 204 que puede ser pulida plana para permitir la formaci6n de una buena interfaz de tejido. De manera similar, las fibras de entrada pueden ser agrupadas en un accesorio 218 conectado en los extremos de entrada para enlazar con el subsistema de iluminaci6n

100. Los extremos de salida de las fibras de salida pueden ser agrupados en un accesorio 220 para enlazar con el subsistema 400 de espectr6metro FTIR.

Alternativamente, la entrada 6ptica puede utilizar una combinaci6n de tubos de luz, 6pticas refringentes y/o reflectantes para transferir la maxima cantidad de luz entrante a la interfaz de tejido. Las 6pticas de entrada del subsistema de muestreo de tejido pueden recoger tanta luz como sea posible procedente del subsistema de iluminaci6n 100 con el fin de maximizar el SNR conseguido por el sistema total. En el presente invento, la colocaci6n del subsistema de iluminaci6n 100 y del subsistema 200 de muestreo de tejido antes del subsistema 400 de espectr6metro FTIR puede dar como resultado sobre por encima de un orden de mejora de magnitud en rendimiento para un tamano dado de medidor de espectr6metro FTIR porque la entrada al subsistema 200 de muestreo de tejido esta disenada para manejar una amplia gama de angulos desde el subsistema de iluminaci6n 100 y el pequeno tamano de imagen de salida del subsistema de muestreo de tejido es hecho coincidir mejor con el rendimiento soportado por un espectr6metro FTIR dimensionado razonablemente. Los beneficios de la configuraci6n de fuente, muestra, espectr6metro FTIR, detector (SSFD) para clasificaci6n no invasiva del estado de la enfermedad pueden ser significativos.

La interfaz de tejido puede irradiar el tejido de forma que senale las partes del tejido que soportan colageno y discrimine contra la luz que no se desplaza en una distancia significativa a traves de aquellas partes. Como se ha establecido antes, el espacio de 100 µm discrimina contra luz que contiene poca informaci6n util. Ademas, la interfaz de tejido puede promediar sobre una cierta area del tejido para reducir errores debido a la naturaleza heterogenea del tejido. La interfaz de muestreo de tejido puede rechazar rayos especulares (devueltos por reflexi6n especular desde la superficie del tejido) y de longitud de trayecto corta y puede recoger la porci6n de la luz que se desplaza la longitud de trayecto deseada a traves del tejido con una elevada eficacia con el fin de maximizar la SNR del sistema. La interfaz de muestreo de tejido puede emplear fibras 6pticas para canalizar la luz desde la entrada al tejido en una geometria predeterminada como se ha descrito antes. Las fibras 6pticas pueden ser dispuestas en un diseno que senala ciertas capas del tejido que contienen buena informaci6n del colageno glicosilado. La separaci6n y la colocaci6n de las fibras de entrada y salida pueden ser previstas de una forma 6ptima para conseguir el objetivo de profundidad efectiva. Ademas del uso de fibras 6pticas, la interfaz de muestreo de tejido puede utilizar una disposici6n no basada en las fibras que coloca un diseno de areas de entrada y de salida sobre la superficie del tejido cuando se utiliza reflectancia difusa. El enmascaramiento apropiado de la interfaz de muestreo de tejido no basado en las fibras puede asegurar que la luz de entrada se desplaza en una distancia minima en el tejido y contiene informaci6n valida de colageno glicosilado. Finalmente, la interfaz de muestreo de tejido puede ser usada para controlar la temperatura del tejido de una manera predeterminada.

El subsistema de muestreo de tejido puede emplear un aparato ergon6mico o cuna 210 que posiciona el tejido sobre la interfaz de muestreo 206 de una manera reproducible. Un aparato ergon6mico 210 esta representado en la fig. 8. En el caso de muestrear el lado inferior del antebrazo, un diseno de cuna ergon6mica puede asegurar un buen contacto con la interfaz de muestreo. La cuna ergon6mica 210 incluye una base 221 que tiene una abertura 223 a su traves. La abertura esta dimensionada para recibir el cabezal de muestreo 216 en ella para posicionar la superficie de muestreo 204 generalmente coplanaria con una superficie superior 225 de la base 221. La cuna ergon6mica 210 referencia el codo y la parte superior del brazo del sujeto a traves de un soporte o mensula 222 en uni6n con una empunadura 224 flotante para su ajuste para posicionar exactamente el antebrazo en la interfaz de muestreo de tejido. Una especial atenci6n a la ergonomia de la interfaz de muestreo de tejido puede minimizar errores de muestreo. Los errores en el muestreo del tejido pueden ser una fuente principal de exactitud reducida para la clasificaci6n no invasiva del estado de la enfermedad.

La cuna ergon6mica 210 puede estar disenada de tal forma que el antebrazo del sujeto sea posicionado de forma fiable sobre el cabezal de muestreo 216. El soporte o mensula 222 forma un descanso para el codo que ajusta el angulo apropiado entre el brazo superior y el cabezal de muestreo 216, y tambien sirve como un punto de registro para el brazo. La posici6n de descanso de la mano puede ser ajustada para que cada sujeto acomode diferentes longitudes de antebrazo. Un mecanismo de elevaci6n puede estar incluido que sube y baja la cuna peri6dicamente durante el muestro para romper y reformar la interfaz de tejido. La reforma de la interfaz puede facilitar la reducci6n de errores de muestreo debido a la naturaleza rugosa y la falta de homogeneidad de la piel.

La imagen formada por la salida del subsistema de muestreo de tejido es tipicamente un orden de magnitud menor de tamano que su entrada. Esta relaci6n de imagen de entrada a imagen de salida puede hacer coincidir el rendimiento soportado por el espectr6metro FTIR al tiempo que maximiza la relaci6n de senal a ruido del sistema completo. La salida del subsistema 200 de muestreo de tejido transfiere la porci6n de la luz no absorbida por el tejido que se ha desplazado un trayecto aceptable a traves del tejido a la entrada del subsistema 400 de espectr6metro FTIR. La salida del subsistema 200 de muestreo de tejido puede utilizar cualquier combinaci6n de 6pticas refringente y/o reflectante para producir un haz colimado que sera modulado por el espectr6metro FTIR. La luz reflejada de forma difusa recogida por las fibras de salida 207 del cabezal de muestreo 216 puede ser colimada por una lente plano-asferica hecha de ZnSe. El diseno de la lente puede ser tal que el haz colimado tenga menos de cinco grados de divergencia. Esta lente 228 ha sido representada

esquematicamente en la fig. 4 como parte del subsistema 400 de espectr6metro FTIR. La lente colimadora 228 produce un haz con baja distorsi6n 6ptica que sirve como la entrada apropiada al espectr6metro FTIR descrito a continuaci6n.

Como se ha mostrado en la fig. 4, el subsistema 400 de espectr6metro FTIR incluye un espectr6metro 230 que modula la luz suficientemente colimada desde el subsistema 200 de muestreo de tejido para crear un interferograma que es recibido por un detector 232. El interferograma codifica espacialmente el espectro pr6ximo al infrarrojo recogido por el subsistema de muestreo de tejido. La fig. 9 representa esquematicamente una realizaci6n de un espectr6metro FTIR 230 que incluye un divisor de haz 234 y 6pticas de compensaci6n 236, un retrorreflector fijo 238 y un retrorreflector m6vil 240. La luz de entrada colimada 242 incide sobre la 6ptica divisora de haz 234 y es reflejada parcialmente y transmitida parcialmente por el revestimiento sobre la superficie posterior del divisor de haz 234. La luz reflejada pasa de nuevo a traves de la 6ptica divisora de haz 234 y se refleja en el retrorreflector fijo 238 y vuelve de nuevo al divisor de haz 234. La luz transmitida pasa a traves de la 6ptica compensadora 236 y se refleja en el retrorreflector m6vil 240 y de nuevo al divisor de haz 234. Las porciones de luz transmitida y reflejada se recombinan en el divisor de haz para crear un diseno de interferencia o interferograma. La cantidad de interferencia constructiva y/o destructiva entre los haces transmitido y reflejado depende del contenido espectral del haz de entrada colimado 242 y de la diferencia de trayecto 6ptico entre el retrorreflector fijo 238 y el retrorreflector m6vil 240.

En una realizaci6n, el subsistema 400 de espectr6metro FTIR no invasivo utiliza un espectr6metro FTIR 230 fabricado por Bomem. Este espectr6metro utiliza una sola placa que contiene funciones de divisor de haz y de compensador. Ademas, las esquinas del cubo son usadas como los espejos de extremidad y ambas esquinas del cubo son movidas en una suspensi6n en forma de horquilla para crear la diferencia de trayecto 6ptico y el subsiguiente registro de interferencia. El espectr6metro FTIR Bomem WorkIRTM consigue prestaciones de estabilidad termica y complejidad espectral para realizar analisis no invasivo del estado de la enfermedad de la diabetes con espectroscopia pr6xima al infrarrojo. El espectr6metro FTIR modula la luz colimada procedente del dispositivo de muestreo de tejido para codificar espacialmente el espectro pr6ximo al infrarrojo en un interferograma. La resoluci6n espectral del interferograma puede ser del orden de 7,5 a 64 numeros de onda. La gama de resoluci6n espectral es de 30 a 50 numeros de onda. El interfer6metro producira un interferograma con un solo lado o de doble lado; el interferograma de doble lado puede conseguir una SNR mas elevada. El interferograma resultante puede ser hecho pasar a una lente de condensaci6n 244, como se ha mostrado en la fig. 4, y esta lente focaliza la luz sobre el detector 232. El material de la lente es ZnSe. El detector 232 puede ser un detector de InGaAs, de 1 mm de diametro, rango extendido, enfriado termo-electricamente que es sensible a la luz en la regi6n de 1,2 a 2,5 µm del espectro. El detector 232 convierte el interferograma 6ptico en su equivalente electrico.

Cualquier fotoprotector que satisfaga los requisitos de sensibilidad basica, ruido y velocidad puede ser usado con el presente invento. Un fotodetector adecuado puede tener una resistencia de shunt o derivaci6n mayor de 6.000 ohmios, una capacitancia terminal menor de 6 nanofaradios y una fotosensibilidad minima de 0,15 amperios por vatio sobre la regi6n espectral de 1,2 a 2,5 micras. Ademas, el fotodetector puede tener una frecuencia de corte mayor o igual a 1.000 hercios. La resistencia de shunt del fotodetector define el ruido de Johnson o termico del detector. Las prestaciones del fotodetector pueden ser mejoradas haciendo que el ruido de Johnson del detector sea relativamente bajo con relaci6n al flujo de fotones en el detector. La capacitancia terminal gobierna la frecuencia de corte del fotodetector y tambien puede ser un factor en la ganancia de ruido de frecuencia elevada del amplificador del fotodetector. La fotosensibilidad puede impactar directamente en la parte de senal de la ecuaci6n de SNR.

El interferograma 6ptico puede ser convertido a una senal electrica por el detector y esta senal recibida por el subsistema 500 de adquisici6n de datos. El subsistema 500 de adquisici6n de datos amplifica y filtra la senal electrica procedente del detector y a continuaci6n convierte la senal electrica anal6gica resultante a su representaci6n digital con un convertidor de anal6gico a digital. La electr6nica anal6gica y la ADC pueden soportar la SNR elevada y la linealidad inherente en el interferograma. El subsistema 500 de adquisici6n de datos soporta al menos 100 dbc de distorsi6n de SNR en exceso. El subsistema 500 de adquisici6n de datos produce un interferograma digitalizado que tiene un desplazamiento espacial uniforme entre muestras. El subsistema 500 de adquisici6n de datos tambien recibe la senal laser de referencia desde el subsistema 400 de espectr6metro FTIR. Tanto la senal pr6xima al infrarrojo como el laser de referencia puede ser digitalizados por un ADC delta-sigma de 24 bits operado a 96 kilohercios. La salida digital del ADC puede ser procesada por un procesador de senal para producir un interferograma que es muestreado a intervalos espaciales constantes. Los interferogramas pueden ser hechos pasar al subsistema 600 de ordenador integrado para tratamiento adicional, como se ha descrito mas adelante. Tradicionalmente, los pasos por cero del laser de referencia son utilizados para indicar intervalos espaciales constantes para el muestreo del interferograma. Los pasos por cero del laser de referencia estan espaciados a intervalos iguales a la mitad de la longitud de onda de la luz monocromatica emitida por el laser.

Ademas, el subsistema 500 de adquisici6n de datos puede utilizar un muestreo de tiempo constante, un canal doble, un convertidor delta-sigma de anal6gico a digital (ADC) para soportar la SNR y los requisitos de precisi6n fotometrica del analisis actual del estado de la enfermedad. El ADC delta-sigma puede soportar tasas de muestreo de mas de 100 KHz por canal, tener una gama dinamica que sobrepase los 117 dbc y tener una distorsi6n arm6nica total menor de -105 dbc.

Hay otros tipos de sistemas de adquisici6n de datos para el espectr6metro FTIR y el fotodetector que son conocidos en la

tecnica y podrian ser empleados en el presente invento si proporcionan las siguientes caracteristicas de rendimiento para muestreo espacial constante, gama dinamica, SNR, distorsi6n arm6nica y velocidad de muestreo. Hay un error permisible a la hora de determinar los intervalos de muestreo espacial constante del interferograma,y la determinaci6n del intervalo de muestreo espacial debe tener una variaci6n de retardo de muestreo espacial maximo de +/-25 nan6metros con el fin de preservar una SNR de 100 dbc a 1,2 micras (8.000 cm-1). Los niveles de la variaci6n de retardo de muestreo espacial mayores que +/-25 nan6metros pueden introducir artefactos de modulaci6n de frecuencia en el espectro y pueden degradar la senal. Ademas, el subsistema de adquisici6n de datos puede soportar un margen dinamico de al menos 100 dbc, una SNR de 90 dbc y tener una distorsi6n arm6nica total inferior a 90 dbc. Finalmente, el ADC del subsistema de adquisici6n de estado puede ser capaz de muestrear a velocidades de 5.000 muestras por segundo o mayor con el fin de soportar una velocidad de exploraci6n del reflector m6vil de FTIR minima de 0,25 centimetros por segundo.

El subsistema 500 de adquisici6n de datos de muestreo constante en el tiempo tiene varias ventajas distintivas sobre los metodos mas tradicionales para adquirir interferogramas a partir de un espectr6metro FTIR. Estas ventajas incluyen mayor margen dinamico, menor ruido, artefactos espectrales reducidos, operaci6n del detector de ruido limitado y electr6nica anal6gica mas simples y menos costosa. Ademas, la tecnica de muestreo constante en el tiempo mejora la inmunidad a la vibraci6n del FTIR debido a que puede compensar digitalmente las discordancias por retrasos entre el laser de referencia y los detectores de infrarrojos y puede retirar los aspectos no ideales de la funci6n de transferenciade la electr6nica. La tecnica de muestreo de tiempo constante puede requerir exigencias de calculo y de memoria para traducir las muestras de tiempo constante del interferograma a muestras espaciales constantes. Un procesador de senal digital de alto rendimiento (DSP) puede proporcionar los requisitos de calculo y de memoria adicionales para alcanzar las mejoras en las prestaciones de la tecnica de muestreo de tiempo constante.

El subsistema de adquisici6n de datos pasa los interferogramas muestreados espacialmente constantes, digitalizados al subsistema 600 de ordenador integrado para otro tratamiento. El subsistema 600 de ordenador integrado convierte la corriente de interferogramas a espectros de un solo haz encuadrando el interferograma, realizando la correcci6n de fase del interferograma encuadrado y a continuaci6n tomando la transformada de Fourier del interferograma encuadrado y corregido en fase. Pueden utilizarse los metodos de Mertz y de correcci6n de fase de potencia. El metodo de correcci6n de fase de potencia puede ser mas sencillo de poner en practica, pero da como resultado un ruido que no tiene media cero y es mayor en magnitud por un factor de 1.414. El metodo de correcci6n de fase de Mertz puede ser mas complicado pero puede producir ruido con media cero y no inyecta ruido desde la parte imaginaria del espectro complejo. El metodo de Mertz puede dar como resultado en espectros con una precisi6n fotometrica mas elevada. Cuando se utilizan tecnicas de analisis multivariante o multivariado ambos metodos de correcci6n de fase dan como resultado un rendimiento de predicci6n equivalente.

Despues de convertir los interferogramas a espectros de un solo haz, el sistema de ordenador integrado puede comprobar los espectros de un solo haz para exploraciones atipicas o malas. Una muestra atipica o una exploraci6n mala es una que viola la relaci6n hipotetica entre la senal medida y las propiedades de interes (es decir, medici6n de colageno glicosilado en tejido humano). Ejemplos de condiciones atipicas incluyen condiciones en las que el instrumento calibrado es operado fuera de los margenes operativos especificados para temperatura ambiente, humedad ambiente, tolerancia a las vibraciones, tolerancia de componentes, niveles de potencia, etc. Ademas, un atipico puede ocurrir si la composici6n o concentraci6n de la muestra es diferente que la gama de composici6n o margen de concentraci6n de las muestras usadas para construir el modelo de calibraci6n. Cualesquiera exploraciones atipicas o malas pueden ser borradas y los espectros buenos restantes son promediados juntos para producir un espectro de un solo haz medio para la medici6n, El espectro medio de un solo haz puede ser convertido a absorbancia tomando la base negativa de logaritmo en base 10 (log 10) del espectro. El espectro de absorbancia puede ser escalado por un espectro de un solo haz para renormalizar el ruido. El espectro de absorbancia escalado resultante puede entonces tener algoritmos de mantenimiento de calibraci6n y/o transferencia de calibraci6n aplicados a el. La tecnicas de mantenimiento de calibraci6n han sido descritas en detalle a continuaci6n y en la Solicitud de Patente Norteamericana numero de Serie 09/832.608, de cesionaria comun, presentada el 11 de Abril de 2001, y titulada "Muestras de Referencia Opticamente Similares y Metodos Relacionados para Modelos de Calibraci6n Multivariantes Utilizados en Espectroscopia Optica", incorporada aqui a modo de referencia. Las tecnicas de transferencia de calibraci6n estan descritas en la 0Solicitud de Patente Norteamericana con numero de serie 09/563.865, de cesionaria comun, presentada el 3 de Mayo de 2000, titulada "Metodo y Aparato para Transferencia de Modelo de Calibraci6n Espectrosc6pica", incorporada aqui como referencia.

Un algoritmo almacenado en el subsistema de ordenador integrado puede ser entonces aplicado al espectro de absorbancia escalado, como calibrado, para determinar el estado de la enfermedad. Despues de generar una predicci6n del estado de la enfermedad, el subsistema 600 de ordenador integrado informara del nivel predicho 830 al sujeto. Opcionalmente, el subsistema 600 de ordenador integrado puede informar el nivel de confianza en la calidad del valor predicho. Si el nivel de confianza es bajo, el subsistema 600 de ordenador integrado puede ocultar el estado de la enfermedad predicho y preguntar al sujeto para volver a realizar la prueba. La clasificaci6n puede ser informada visualmente en una pantalla de presentaci6n, por audio y/o medios impresos. Adicionalmente, el estado de la enfermedad predicho puede ser almacenado en la memoria con el fin de formar un registro hist6rico del analisis.

El subsistema 600 de ordenador integrado puede incluir una unidad de tratamiento central (CPU), una memoria, un almacenamiento, una pantalla de presentaci6n y un enlace de comunicaci6n. Un ejemplo de una CPU es el microprocesador Pentium de Intel. La memoria puede ser, por ejemplo, una memoria de acceso aleatorio estatica (RAM) y/o una memoria de acceso aleatorio dinamica. El almacenamiento puede ser realizado con una RAM no volatil o una 5 unidad de disco. Una pantalla de presentaci6n de cristal liquido es un ejemplo del tipo de pantalla de presentaci6n que se utilizaria en el dispositivo. El enlace de comunicaci6n puede ser un enlace en serie de alta velocidad, un enlace Ethernet o un enlace de comunicaci6n inalambrico. El subsistema de ordenador integrado puede producir predicciones sobre el estado de la enfermedad a partir de los interferogramas recibidos y tratados, realizar el mantenimiento de la calibraci6n, realizar la transferencia de calibraci6n, llevar a cabo los diagn6sticos instrumentales, almacenar una historia de analisis

10 pasados y otra informaci6n pertinente, y en algunas realizaciones, puede comunicar con anfitriones remotos para enviar y recibir datos y nuevas actualizaciones del software.

El sistema de ordenador integrado puede tambien contener un enlace de comunicaci6n que permite la transferencia de los registros de predicciones del sujeto y los espectros correspondientes a una base de datos externa. Ademas, el enlace de comunicaci6n puede ser utilizado para descargar un nuevo software al ordenador integrado, actualizar el modelo de

15 calibraci6n multivariante, proporcionar informaci6n al sujeto para mejorar la gesti6n de la enfermedad, etc. El sistema de ordenador integrado es muy parecido a un dispositivo de informaci6n. Ejemplos de dispositivos de informaci6n incluyen asistentes personales digitales, telefonos m6viles habilitados en red y ordenadores portatiles.

Claims

REIVINDICACIONES

1.-Un aparato para determinar la probabilidad, progresi6n o nivel de diabetes, comprendiendo el aparato:

una fuente de luz que genera luz pr6xima al infrarrojo, incluyendo luz al menos a una longitud de onda indicativa del contenido glicosilado en la piel;

un medio de muestreo para acoplar la luz a la piel en vivo y recoger la luz modificada por la piel;

un espectr6metro de infrarrojos acoplado al medio de muestreo para medir la informaci6n 6ptica de la luz modificada recogida desde la piel; y

medios para tratar la informaci6n 6ptica para detectar colageno glicosilado en la piel para determinar la probabilidad, progresi6n o nivel de diabetes, teniendo el medio adaptado para utilizar un algoritmo como un factor la informaci6n 6ptica procedente de al menos una longitud de onda indicativa del contenido de producto final glicosilado en la piel, caracterizado porque:

dicho algoritmo que es un algoritmo multivariante desarrollado a partir de una base de datos de informaci6n 6ptica o datos espectrales de individuos que tienen un estado de enfermedad conocido y utilizando atenuaci6n de intensidades que es una funci6n de los productos finales glicosilados incluyendo colageno glicosilado.
2.-El aparato segun la reivindicaci6n 1, en el que al menos una longitud de onda indicativa de productos finales glicosilados es seleccionada de las siguientes bandas: 2.240 nm -2.300 nm, 2.145 nm -2.200 nm, 2.025 nm -2.060 nm, y 1.670 nm -1.745 nm.
3.-El aparato segun la reivindicaci6n 1, en el que la fuente de luz genera una luz que incluye una segunda longitud de onda indicativa del contenido de colageno glicosilado en la piel y el algoritmo incluye un segundo factor dependiente de la informaci6n 6ptica en la segunda longitud de onda indicativa del contenido de colageno glicosilado.
4.-El aparato segun la reivindicaci6n 1, en el que la fuente de luz comprende un subsistema de iluminaci6n que genera la luz pr6xima al infrarrojo que incluye al menos una longitud de onda indicativa del contenido de colageno glicosilado en la piel humana;

los medios de muestreo comprenden un subsistema de muestreo de la piel acoplado 6pticamente al subsistema de iluminaci6n que recibe al menos una porci6n de la luz infrarroja, incluyendo el subsistema de muestreo de la piel medios para irradiar la piel humana con al menos una porci6n de la luz infrarroja recibida y recoger al menos una porci6n de la luz reflejada de forma difusa desde la piel humana;

el espectr6metro comprende un subsistema de espectr6metro FTIR acoplado 6pticamente al subsistema de muestreo de la piel para recibir al menos una porci6n de la luz reflejada de forma difusa desde la piel, incluyendo el subsistema de espectr6metro FTIR un espectr6metro que crea un interferograma, incluyendo ademas el subsistema de espectr6metro FTIR un detector que recibe el interferograma y convierte el interferograma a una representaci6n electrica; y

los medios para procesar la informaci6n 6ptica para determinar la probabilidad, progresi6n o nivel de diabetes comprenden un subsistema de adquisici6n de datos que incluye medios para amplificar y filtrar la representaci6n electrica y convertir una senal electrica resultante a su representaci6n digital, y un subsistema de calculo para recibir la representaci6n digital y ademas adaptado para utilizar dicho algoritmo multivariante.
5.-El aparato segun la reivindicaci6n 4, en el que al menos una longitud de onda indicativa del contenido de colageno glicosilado es seleccionada a partir de las siguientes bandas: 2.240 nm -2.300 nm, 2.145 nm -2.200 nm, 2.025 nm
2.060 nm, y 1.670 nm -1.745 nm.
6.-El aparato segun la reivindicaci6n 4, en el que el subsistema de iluminaci6n genera una luz que incluye una segunda longitud de onda indicativa del contenido de colageno glicosilado en la piel y el algoritmo multivariante incluye un segundo factor dependiente de las mediciones en la segunda longitud de onda indicativa del contenido de colageno glicosilado.
7.-El aparato segun la reivindicaci6n 3 o 6, en el que al menos una longitud de onda indicativa del contenido de colageno glicosilado es seleccionada a partir de las siguientes bandas: 2.240 nm -2.300 nm, 2.145 nm -2.200 nm, 2.025 nm
2.060 nm, y 1.670 nm -1.745 nm.
8.-Un metodo que utiliza un aparato segun cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7 para indicar el alto riesgo de desarrollar diabetes en un individuo utilizando en vivo informaci6n 6ptica procedente del individuo que comprende las operaciones de:

obtener en vivo informaci6n 6ptica de la piel procedente del individuo, incluyendo la informaci6n 6ptica de la piel en vivo informaci6n de al menos una longitud de onda indicativa del contenido de producto final glicosilado en la piel;

proporcionar dicho algoritmo multivariante; y

aplicar el algoritmo multivariante a la informaci6n 6ptica de la piel procedente del individuo para indicar el alto riesgo de desarrollar diabetes.
9.-El metodo segun la reivindicaci6n 8, en el que la operaci6n de obtener informaci6n 6ptica de la piel procedente del 5 individuo comprende:

proporcionar una fuente de iluminaci6n e irradiar la piel con luz que tiene al menos una longitud de onda indicativa de contenido de producto final glicosilado en la piel irradiada;

recoger al menos una porci6n de la luz que sale de la piel irradiada; y

medir al menos una porci6n de la luz espectral de la luz recogida procedente de la piel.

10 10.-El metodo de segun la reivindicaci6n 8 6 9 en el que el producto final de mi consideraci6n incluye colageno disco asilado.
11.-El metodo segun la reivindicaci6n 8 6 9, en el que al menos una longitud de onda indicativa del contenido de producto final de glicosilaci6n es seleccionada a partir de las siguientes bandas: 2.240 nm -2.300 nm, 2.145 nm -2.200 nm, 2.025 nm -2.060 nm, y 1.670 nm -1.745 nm.

15 12.-El metodo segun la reivindicaci6n 8 6 9, en el que la informaci6n 6ptica de la piel incluye informaci6n procedente de una segunda longitud de onda indicativa del contenido de producto final de glicosilaci6n en la piel y el laborismo multivariante incluye un segundo factor dependiente de la informaci6n procedente de la segunda longitud de onda indicativa del contenido de producto final de glicosilaci6n.
13.-El metodo segun la reivindicaci6n 12, en el que la segunda longitud de onda indicativa del contenido de producto final

20 de glicosilaci6n es seleccionada a partir de las siguientes bandas: 2.240 nm -2.300 nm, 2.145 nm -2.200 nm, 2.025 nm -2.060 nm, y 1.670 nm -1.745 nm.
14.-El metodo segun la reivindicaci6n 8 6 9, en el que al menos una longitud de onda indicativa del contenido de producto final de glicosilaci6n es mayor de 500 nm y menor de 3300 nm.
15.-El metodo segun la reivindicaci6n 8 6 9, en el que el algoritmo multivariante tiene al menos un factor dependiente de 25 las caracteristicas del sujeto.
16.-El metodo segun la reivindicaci6n 8 6 9, en el que el algoritmo multivariante tiene al menos un factor dependiente de los factores de riesgo ambientales.