MXPA02000157A - Metodo y aparato para la medicion no invasiva de analitos en sangre. - Google Patents

Abstract

Se proporcionan un metodo y aparato para medir en forma no invasiva la concentracion de un analito, particularmente un analito hematico en la sangre. El metodo utiliza tecnicas espectrograficas en conjunto con medios para equilibrar la concentracion del analito entre el compartimiento de fluidos del sistema vascular del area de prueba y el otro compartimiento de fluidos del tejido. Se proporciona tambien una interfaz optica mejorada entre una sonda detectora y una superficie de piel o superficie de tejido del cuerpo que contiene la sangre que sera analizada. Se toman lecturas multiples durante el periodo de equilibrio y se utilizan para mostrar la direccion y velocidad de cambio de concentracion del analito en la sangre que es util para optimizar la respuesta terapeutica a los datos colectados.

Description

MÉTODO Y APARATO PARA LA MEDICIÓN NO INVASIVA DE ANALITOS EN SANGRE Campo técnico 5 La presente invención se refiere generalmente a un método y aparato no invasivos para medir un analito de sangre, particularmente glucosa, utilizando métodos espectroscópicos . Más particularmente, el método y aparato 10 incorporan medios para equilibrar la concentración de analitos específicos entre compartimientos de fluidos de tejidos en un área de muestra, especialmente entre la sangre y otro tejido. El método y aparato incluyen también una interfaz óptica de entrada mejorada para irradiar tejidos 15 biológicos con energía infrarroja que tenga por lo menos varias longitudes de onda y una interfaz óptica de salida mejorada para recibir energía infrarroja no absorbida como una medida de absorción diferencial por la muestra biológica para determinar una concentración de analitos. 20 REF 135357 ^ *- ********* . . - ? ^ ^t ?^tín fc ^,,- , . , , . ..-* , -i „.. . , ^^-éa Antecedentes de la invención La necesidad y demanda de un método preciso y no invasivo para determinar el nivel de glucosa en sangre en 5 pacientes están bien documentadas. Barnes et ai . , (patente de E.U.A. No. 5,379,764) describen la necesidad de los diabéticos de monitorear frecuentemente los niveles de glucosa en su sangre. Se reconoce además que entre más frecuente sea el análisis, menos probable será que ocurran 10 grandes oscilaciones en los niveles de glucosa. Estas grandes oscilaciones están asociadas con los síntomas y complicaciones de la enfermedad, cuyos efectos a largo plazo pueden incluir enfermedades del corazón, arteriosclerosis, ceguera, embolia, hipertensión, insuficiencia renal y muerte 15 prematura. Como se describe abajo, se han propuesto varios sistemas para la medición no invasiva de glucosa en la sangre. Sin embargo, a pesar de estos esfuerzos aún es necesario un corte con bisturí en el dedo para todas las formas actualmente disponibles comercialmente para el 20 monitoreo de glucosa en casa. Se cree que esto es tan comprometedor para el paciente diabético que el uso más efectivo de cualquier forma de manejo diabético se logra raramente.

Los diferentes métodos no invasivos propuestos para determinar el nivel de glucosa en la sangre, descritos individualmente abajo, utilizan generalmente espectroscopia infrarroja cuantitativa como una base teórica para el 5 análisis. La espectroscopia infrarroja mide la radiación electromagnética (0.7-25 µm) que una sustancia absorbe en varias longitudes de onda. Las moléculas no mantienen posiciones fijas unas con respecto a las otras, sino que vibran hacia atrás y hacia adelante alrededor de una 10 distancia promedio. La absorción de luz a la energía adecuada ocasiona que las moléculas se exciten a un nivel de vibración más alto. La excitación de las moléculas hasta un estado excitado ocurre sólo a ciertos niveles de energía discretos, los cuales son característicos para esa molécula 15 particular. Los estados vibracionales más primarios ocurren en la región de frecuencia infrarroja media (es decir, 2.5-25 µm) . Sin embargo, la determinación no invasiva de analitos en sangre en esta región es problemática, si no es que imposible, debido a la absorción de la luz por el agua. El 20 problema se supera mediante el uso de longitudes de onda de luz más cortas las cuales no son atenuadas por el agua. Los sobretonos de los estados vibracionales primarios existen a longitudes de onda más cortas y hacen posible determinaciones cuantitativas a estas longitudes de onda. Se sabe que la glucosa absorbe a varias frecuencias tanto en la escala infrarroja media como próxima. Existen, 5 sin embargo, otros analitos activos infrarrojos en la sangre que también absorben a frecuencias similares. Debido a la naturaleza sobrepuesta de estas bandas de absorción, no puede usarse una frecuencia específica o individual para una medición de glucosa no invasiva confiable. El análisis de 10 datos espectrales para la medición de la glucosa requiere de esta manera la evaluación de muchas intensidades espectrales sobre una amplia escala espectral para lograr la sensibilidad, precisión, exactitud y confiabilidad necesarias para una determinación cuantitativa. Además de las bandas de 15 absorción sobrepuestas, la medición de glucosa se complica más por el hecho de que la glucosa es un componente menor en peso en la sangre, y porque los datos espectrales resultantes podrían exhibir una respuesta no lineal debido tanto a las propiedades de la sustancia que se esté examinando como a las 20 alinealidades inherentes en la instrumentación óptica. Otro problema encontrado en las mediciones no invasivas basadas en la piel de analitos de sangre médicos estándares para poder reemplazar la necesidad de extraer -A~~J tíátiBÍA?íAAit*.t? t . „j j m „ j^.. sangre del paciente, han sido las diferencias inherentes entre la concentración de cierto analito en la sangre y el propio analito en el agua de tejidos de piel generales. Gran parte del trabajo dirigido al reemplazo de la extracción de sangre se ha enfocado en la medición de glucosa en sangre en pacientes diabéticos que tienen que cortarse ellos mismos cuatro o cinco veces al día para medir su concentración de glucosa en sangre capilar y ajustar la terapia de insulina y las comidas. En el caso de la medición infrarroja, el haz * interroga" un volumen de tejido que es en gran parte agua (70-80%) . Sin embargo, la sangre, la cual es también aproximadamente 80% agua, constituye menos de 10% del volumen del tejido. Ya que la glucosa no se hace, sino sólo se desecha, en la piel, toda la glucosa en la sangre que baña las células (fluido intersticial) y que está dentro de las células proviene de los vasos sanguíneos. Es decir, la glucosa en sangre debe moverse fuera de los vasos sanguíneos y dentro del agua intersticial circundante y después dentro de los elementos celulares. Este efecto, por supuesto, depende del tiempo, así como depende de las gradientes, yuxtaposición relativa de los compartimientos, así como del flujo sanguíneo relativo al tejido. En breve, la relación entre la concentración de glucosa en sangre y tejidos es muy compleja y variable incluso en un solo sujeto. De esta manera, una medición integrada o sumada de la concentración total de glucosa en el agua de tejidos es comúnmente muy 5 diferente de la concentración de glucosa en los vasos sanguíneos pequeños que constituyen una fracción del volumen total del tejido. La medición de la concentración de glucosa en fluido intersticial (el fluido normalmente transparente que 10 baña todas las células fuera de los vasos sanguíneos) como un sustituto para la concentración directa de glucosa en sangre es problemático por algunas de las mismas razones. En lugar de medir todos los compartimientos como con las técnicas espectroscópicas, sólo se mide un compartimiento. De nuevo, 15 ya que la glucosa sólo se degrada (no se fabrica) en la piel, el espacio intersticial debe ser * llenado" con glucosa por los vasos sanguíneos locales. Esto es similar a que un colorante gotee lentamente en un vaso de agua, entre más rápido gotee el colorante, más rápido alcanzará una 20 concentración alta o color oscuro a lo largo del volumen total. Al igual que con cualquier proceso de llenado, esto depende del tiempo. Los retrasos de tiempo entre la concentración de glucosa en fluido intersticial y sangre se han documentado variando de cero a 60 minutos con un retraso promedio de 20 minutos. Así, el hecho de que la glucosa deba moverse entre el tejido y la sangre ocasiona errores tanto en las mediciones de la concentración de glucosa de los espacios intersticiales como en las de la concentración total de glucosa en tejidos. Cuando las mediciones de concentración de glucosa total en tejidos o intersticial y de concentración de glucosa en sangre se hacen de manera concurrente, las dos son correlacionadas, pero las concentraciones de glucosa en tejidos se retrasan detrás de los niveles en sangre. Las concentraciones de glucosa en sangre o suero deben ser retrasadas para poder sobreponer la concentración de glucosa total o intersticial. Cuando la concentración de glucosa en sangre cambia rápidamente como pudiera esperarse en un diabético después de una comida alta en carbohidratos simples (azúcares) o después de una inyección de insulina, el retraso es más obvio y la diferencia entre la medición en sangre y las otras dos mediciones es más pronunciada. El error entre la medición en la sangre y las mediciones total o intersticial es más alto. Esto presenta problemas obvios con respecto a usar los métodos sustitutos para monitorear y basar terapia en f tSn . Í ? pacientes diabéticos. Dada la diferencia en concentraciones, la determinación de si una técnica dada está funcionando con base en mediciones poco frecuentes y discretas es casi imposible. Sin mediciones continuas, es difícil determinar si la glucosa en la sangre del paciente está en una condición de estado fi o o está en un flujo; incrementando o disminuyendo. El peor caso en el manejo de glucosa en diabéticos sería una concentración de glucosa en sangre que cayera rápidamente. Una situación tal sería el resultado después de una gran inyección de insulina, contrapuesta por una producción de glucosa en el hígado o una captación de carbohidratos de alimento en el intestino. Si se hiciera una medición de tejido reportaría en forma inadecuada un nivel que sería más alto que la concentración de glucosa en sangre real. De esta manera, el paciente no estaría al tanto de su bajo nivel de glucosa en sangre real. El resultado de concentraciones muy bajas de glucosa en la sangre (debajo de 40 mg/dl, 2.2 mmoles) es comúnmente el coma e incluso daño cerebral o muerte si esto no se descubre a tiempo en el paciente para una intervención médica. Así, se desea mejorar la concordancia entre las mediciones en sangre y en tejido. ..-i. é Un elemento común adicional en las técnicas de medición de glucosa no invasivas es la necesidad de una interfaz óptica entre la porción del cuerpo en el punto de medición y el elemento detector del instrumento analítico. 5 Generalmente el elemento detector debe incluir un elemento de entrada o medios para irradiar al punto de muestra con energía infrarroja. El elemento detector desde incluir además un elemento de salida o medio para medir la energía transmitida o reflejada en varias longitudes de onda que 0 resulten de la irradiación a través del elemento de entrada. Robinson et ai . (patente de E.U.A. No. 4,975,581) describen un método y aparato para medir una característica de valor desconocido en una muestra biológica usando espectroscopia infrarroja en conjunto con un modelo 5 multivariado que se deriva empíricamente de un conjunto de espectros de muestras biológicas de valores característicos conocidos. La característica mencionada anteriormente generalmente es la concentración de un analito, tal como glucosa, pero también puede ser cualquier propiedad química o 0 física de la muestra. El método de Robinson et ai . incluye un procedimiento de dos etapas que incluye tanto etapas de calibración como de predicción. En la etapa de calibración, la luz infrarroja es acoplada a muestras de calibración de ?ía¡í? iÍíü. -zi...Á - -A..J- A-ii-.i- .... i Ai -áAn^a .. . . - Azi*, - . . . . . .. . . ... ... - , . , :' valores característicos conocidos para que ocurra una atenuación diferencial de por lo menos varias longitudes de onda de la radiación infrarroja como una función de los diferentes componentes y analitos que comprendan la muestra con un valor característico conocido. La luz infrarroja es acoplada a la muestra pasando la luz a través de la muestra o reflejando la luz desde la muestra. La absorción de la luz infrarroja por la muestra ocasiona variaciones en intensidad de la luz que son una función de la longitud de onda de la luz. Las variaciones en intensidad resultantes en las por lo menos varias longitudes de onda se miden para el conjunto de muestras de calibración de valores característicos conocidos. Las variaciones en intensidad originales o transformadas se relacionan después empíricamente con la característica conocida de las muestras de calibración usando un algoritmo multivariado para obtener un modelo de calibración multivariado. En la etapa de predicción, la luz infrarroja es acoplada a una muestra de valor característico desconocido, y el modelo de calibración es aplicado a las variaciones de intensidad originales o transformadas de las longitudes de onda de luz adecuadas medidas a partir de esta muestra desconocida. El resultado de la etapa de predicción es el valor estimado de la característica de la muestra desconocida. La descripción de Robinson et ai . se incorpora en la presente a manera de referencia. Varias de las modalidades descritas por Robinson et al . son no invasivas e incorporan una interfaz óptica que tiene un elemento detector. Como se ilustra en las figuras 5 y 6 de Robinson et al . , la interfaz óptica incluye primero, un elemento de entrada y segundo, un elemento de salida. El elemento de entrada es una fuente de luz infrarroja o fuente de luz infrarroja próxima. La interfaz del elemento de entrada con la muestra o porción del cuerpo que contiene la sangre que será probada incluye transmitir la energía de luz o propagar a energía de luz a la superficie de la piel por medio del aire. El elemento de salida incluye un detector que recibe la energía de luz transmitida o reflejada. La interfaz de salida con la muestra incluye también propagar la luz transmitida o reflejada a través del aire desde la piel. Wall et al . en la solicitud de PCT WO 92/17765 describen un método para medir glucosa en una muestra de sangre utilizando un haz de radiación que tiene una longitud de onda en el ancho de banda de 1500 nm a 1700 nm, y una fuente de radiación de referencia que emite un haz de radiación que tiene una longitud de onda en el ancho de banda de 1200 a 1400 nm. Ambos haces pasan a través de un medio de prueba de sangre hacia un detector dispuesto para detectar y producir una señal de salida que depende de la intensidad de haces de radiación que chocan sobre el mismo. Wall et al . describen que se prefiere que la muestra de sangre sea calentada porque se encontró que si la temperatura de la sangre en el recipiente se elevaba a alrededor de 40°C, la amplitud del haz de luz transmitido a un fotodetector a través de la muestra incrementaba considerablemente. Wall et al . indican además que para el análisis in vivo, un manguito calentado eléctricamente puede utilizarse como una cavidad de recepción de dedos. MacGregor et al . , en la solicitud de PCT WO 93/07801 describen un método y aparato para determinar en forma no invasiva la presencia y concentración de analitos de sangre tales como glucosa. El aparato comprende una fuente de luz para producir un haz de luz policromático y medios para modular el haz de luz policromático, de forma tal que la frecuencia de modulación sea dependiente de la longitud de onda de la luz en el haz. El haz de luz modulado se hace chocar sobre una parte del cuerpo para que los analitos de la sangre interactúen con el haz de luz y perturben la distribución espectral de la luz en el haz. Se extrae información espectral del haz de luz resultante detectando al «__ haz en una pluralidad de frecuencias de modulación. MacGregor et al . describen que es deseable elevar o disminuir la temperatura de la parte del cuerpo a una temperatura constante para minimizar la variabilidad en sus propiedades espectrales. Se describe que es preferible elevar la temperatura del cuerpo, porque la temperatura cada vez más alta de la parte del cuerpo incrementa la cantidad de sangre en el tejido e incrementa la fuerza del componente de flujo pulsátil . Robinson (patente de E.U.A. No. 5,830,132) describe un monitor de analitos no invasivo preciso y robusto. La descripción de Robinson se incorpora en la presente a manera de referencia. El método incluye irradiar el tejido con energía infrarroja que tiene por lo menos varias longitudes de onda en cierta escala de longitudes de onda para que haya absorción diferencial de por lo menos algunas de las longitudes de onda por el tejido como una función de las longitudes de onda y la característica conocida, en donde la absorción diferencial ocasiona variaciones en intensidad de las longitudes de onda incidentes desde el tejido. El método incluye además proporcionar una primera trayectoria a través del tejido y una segunda trayectoria a través del tejido, en donde la primera trayectoria es optimizada para una primera sub-región de la escala de longitudes de onda para maximizar la absorción diferencial por al menos algunas de las longitudes de onda en la primera sub-región y después optimizar la segunda trayectoria para una segunda sub-región de la escala para maximizar la absorción diferencial por al menos algunas de las longitudes de onda en la segunda sub-región. Robinson describe además que el objetivo de la invención es medir analitos de sangre, por lo tanto, se reconoce que maximizando la cantidad de sangre en el tejido que esté siendo irradiado se mejora la medición. La precisión de la medición no invasiva se determina por su correlación con mediciones de sangre invasivas estándares. Para mejorar la estabilidad y la precisión de la medición de Robmson, se describe que un dispositivo de muestreo mínimo debe ser termofijado de manera tal que el dispositivo no actúe como un disipador de calor. Se describe además que el dispositivo de muestreo puede ser calentado a una temperatura de tejido por arriba de lo normal para incrementar el flujo sanguíneo al área del tejido en contacto con el dispositivo. El resultado es un incremento en el suministro vascular al tejido y un incremento correspondiente en el contenido de sangre del tejido. El resultado final de la regulación de la temperatura se enseña como una reducción en la variación espectral no asociada con la glucosa y una mejora en la precisión de medición. Barnes et al . (patente de E.U.A. No. 5,379,764) describen un método espectrográfico para analizar la concentración de glucosa, en el que radiación infrarroja próxima se proyecta sobre una porción del cuerpo, la radiación incluye una pluralidad de longitudes de onda, seguida por la detección de la radiación resultante emitida desde la porción del cuerpo afectada por la absorción del cuerpo. El método descrito incluye pretratar los datos resultantes para minimizar las influencias de derivación y desplazamiento para obtener una expresión de la magnitud de la radiación detectada modificada. El elemento detector descrito por Barnes et al . incluye una sonda de fibra óptica conductora doble que se pone en contacto o casi en contacto con la piel del cuerpo. El primer conductor de la sonda de fibra óptica conductora doble actúa como un elemento de entrada que transmite la radiación infrarroja próxima a la superficie de la piel mientras está en contacto con la misma. La segunda fibra conductora de la sonda conductora doble actúa como un elemento de salida que transmite la energía reflejada o energía no absorbida de regreso al analizador de espectro.

La interfaz óptica entre el elemento detector y la piel se logra simplemente poniendo en contacto la superficie de la piel con la sonda, y puede incluir transmitir la energía de luz a través del aire a la piel y a través del aire de regreso a la sonda dependiendo del grado de contacto entre la sonda y la piel. Las irregularidades en la superficie de la piel en el punto de medición afectarán el grado de contacto. Dáhne et al . (patente de E.U.A. No. 4,655,225) describen el empleo de espectroscopia infrarroja próxima para transmitir en forma no invasiva energía óptica en el espectro infrarrojo próximo a través de un dedo o lóbulo de la oreja de un sujeto. Se describe también el uso de energía infrarroja próxima reflejada de manera difusa desde la profundidad de los tejidos. Las respuestas se derivan en dos longitudes de onda diferentes para cuantificar la glucosa en el sujeto. Una de las longitudes de onda se usa para determinar la absorción de fondo, mientras que la otra longitud de onda se usa para determinar la absorción de glucosa. La interfaz óptica descrita por Dáhne et al . incluye un elemento detector que tiene un elemento de entrada que incorpora un medio de luz directiva que se transmite a través del aire a la superficie de la piel. La energía de . «a»«toÉB luz que se transmite o refleja desde el tejido del cuerpo como una medida de absorción se recibe por un elemento de salida. La interfaz para el elemento de salida incluye transmitir la energía de luz reflejada o transmitida a través del aire a los elementos detectores. Caro (patente de E.U.A. No. 5,348,003) describe el uso de energía electromagnética temporalmente modulada en longitudes de onda múltiples como la energía de luz irradiante. La dependencia de longitud de onda derivada de la absorción óptica por longitud de trayectoria unitaria se compara con un modelo de calibración para derivar las concentraciones de un analito en el medio. La interfaz óptica descrita por Caro incluye un elemento detector que tiene un elemento de entrada, en donde la energía de luz es transmitida a través de un medio de enfoque sobre la superficie de la piel. El medio de enfoque puede estar cerca o en contacto con la superficie de la piel. El elemento detector incluye también un elemento de salida que incluye medios de recolección ópticos que pueden estar en contacto con la superficie de la piel o cerca de la superficie de la piel para recibir energía de luz que sea transmitida a través del tejido. De nuevo, una porción de la energía de luz es propagada a través del aire a la superficie de la piel y de regreso al elemento de salida debido a que no hay contacto con el detector y a las irregularidades en la superficie de la piel. Los problemas con la interfaz óptica entre el tejido y el instrumento se han reconocido. En particular, los problemas de interfaz óptica asociados con acoplar luz dentro y de nuevo fuera del tejido se reconocieron por Ralf Marbach según lo publica en una tesis titulada "Meßverfahren zur IR-spektroskopishen Blutglucose Bestimmung" (traducción al español * Técnicas de Medición para la Determinación Espectroscópica IR de Glucosa en la Sangre"), publicada en 1993. Marbach declara que los requerimientos del accesorio óptico para la medición de la reflexión difusa del labio son: 1) Alta "producción" óptica con el propósito de optimizar la relación S/N de los espectros, y 2) Supresión de la insensibilidad a la reflexión de Fresnel o especular sobre el área de la superficie de la piel. El accesorio de medición propuesto por Marbach intenta satisfacer ambos requerimientos mediante el uso de un lente de inmersión hemisférico. El lente está formado de un material que se asocia estrechamente al índice de refracción del tejido, fluoruro de calcio. Como lo indica Marbach, las ventajas importantes del lente de inmersión para mediciones de reflexión difusa transcutánea son la asociación casi completa de los índices de refracción de CaF2 y la piel, y la supresión exitosa de la reflexión de Fresnel. Sin embargo, el fluoruro de calcio no es un adaptador de índices ideal para el tejido, porque tiene un índice de 1.42, en relación el del tejido, a aproximadamente 1.38. De esta manera, ocurre un desadaptador de índices en la interfaz lente a tejido suponiendo que hubiera un contacto completo entre el lente y el tejido. La eficiencia óptica del accesorio de muestreo se compromete más por el hecho de que el lente y el tejido no harán un contacto óptico perfecto debido a la aspereza del tejido. El resultado es un desadaptador de índices de refracción significativo en donde la luz es forzada a viajar del lente (N = 1.42) al aire (N = 1.0) al tejido (N = 1.38). De esa manera, la aspereza inherente del tejido da como resultado pequeños espacios de aire entre el lente y el tejido, los cuales disminuyen la producción óptica del sistema, y posteriormente comprometen el rendimiento del accesorio de medición. ?á ,. t ^. i j.J a A-.t -.i, , „ AZAAA.ZA. Z . , .zA.yÉ.- A-itAZ*y z z - *. .. - i .1 i La magnitud del problema asociado con el desequilibrio del índice de refracción es una cuestión complicada. Primero, una fracción de luz, la cual puede de otra manera estar disponible para el análisis espectroscópico de analitos de sangre, es reflejada en el límite del desequilibrio y regresa al sistema óptico de entrada o recolección sin interrogar la muestra. El efecto es regido por la ecuación de Fresnel: (N' - NJ - R (N' + N) ' Para luz aleatoriamente polarizada y normalmente incidente, en donde ? y ?' son los índices de refracción de los dos medios. La solución para la interfaz aire/CaF2 da una R = 0.03, o una reflexión del 3%. Esta interfaz debe ser atravesada dos veces, llevando a un componente reflejado de 6% que no interroga la muestra. Estos desequilibrios de la interfaz son multiplicativos. La fracción de luz que entra exitosamente en el tejido debe ser después considerada. En algunas regiones del espectro, por ejemplo, bajo una fuerte banda de agua, casi toda la luz transmitida es absorbida por el tejido. El resultado es que este componente de luz reflejado aparentemente pequeño que proviene del desequilibrio del índice de refracción puede virtualmente abrumar y oscurecer la señal deseada que provenga de la muestra. Finalmente, es útil considerar el efecto de ángulo crítico al intentar la luz salir del tejido. El tejido es altamente dispersor y por lo tanto un rayo de luz que se lance al interior del tejido a una incidencia normal puede salir del tejido a un alto ángulo de incidencia. Si el lente de acoplamiento no está en contacto íntimo con el tejido, estos rayos de ángulo alto serán perdidos a reflexión interna total. La ecuación que define el ángulo crítico, o el punto de reflexión interna total, es la siguiente: Cuando la luz se está propagando a través de un material de índice más alto como el tejido (N = 1.38) y se acerca a una interfaz con un índice de refracción más bajo como el aire (N = 1.0), ocurre un ángulo crítico de reflexión interna total. La luz que se acerca a una interfaz tal a un ángulo mayor que el crítico no se propagará dentro del medio más raro (aire) , sino que se reflejará totalmente de manera interna de regreso al tejido. Para la interfaz tejido/aire mencionada anteriormente, el ángulo crítico es 46.4. Ninguna luz más pronunciada que este ángulo podría escapar. Es por lo tanto esencial un contacto íntimo para una captura de luz eficiente desde el tejido. Como se mencionó arriba, cada uno de los aparatos de la técnica anterior para medir de forma no invasiva la concentración de glucosa utiliza un elemento detector. Cada elemento detector incluye un elemento de entrada y un elemento de salida. La interfaz óptica entre el elemento de entrada, el elemento de salida y la superficie de la piel del tejido que será analizado en cada aparato es similar. En cada caso, la energía de luz de entrada se transmite a través del aire hasta la superficie o potencialmente a través del aire debido a un espacio en la superficie de contacto entre el detector de entrada y la superficie de la piel. Asimismo, el detector de salida recibe luz transmitida o reflejada por medio de la transmisión a través del aire hasta el detector de salida, o potencialmente a través de un espacio entre el elemento detector y la superficie de la piel incluso a pesar de que se hagan intentos por poner al detector de salida en contacto con la piel. Se cree que las interfaces ópticas descritas en la técnica anterior afectan la precisión y consistencia de los -datos adquiridos utilizando los métodos y t-. -I.. t - - - .. ...Í-A -th ,AÍiAÍ,-..l.A -y.Á.,*., z y ?.? í A aparatos de la técnica anterior. De esta manera, se compromete la precisión de estos métodos para medir glucosa en forma no invasiva. Wu et al . (patente de E.U.A. No. 5,452,723) describen un método para el análisis espectrográfico de una muestra de tejido, el cual incluye medir el espectro de reflectancia difuso, así como un segundo espectro seleccionado, tal como fluorescencia, y ajustar el espectro con el espectro de reflectancia. Wu et al . afirman que este procedimiento reduce la variabilidad de muestra a muestra. Wu et al . describen el uso de una fibra óptica como un dispositivo de entrada que es doblado a un ángulo agudo de manera tal que la luz incidente que proviene de la fibra choque sobre una superficie ópticamente lisa de un medio de acoplamiento óptico. El medio de acoplamiento óptico es equilibrado en índice al tejido de manera tal que muy poca o ninguna reflexión especular ocurra en la interfaz entre el catéter y el tejido. Wu et a-Z . describen además que el catéter puede usarse en modos de contacto o no contacto con el tejido. En el modo de contacto, el extremo del catéter se pone en contacto directo con el tejido para lograr un acoplamiento óptico de índices equilibrados. De esta manera, el medio de acoplamiento óptico de Wu et al . es una porción de extremo sólido sobre la fibra óptica. Wu et al . describen además que el catéter puede usarse en un modo de no contacto, en el que el espacio dejado entre el extremo del catéter y el tejido puede ser llenado con un fluido de índices equilibrados para evitar reflexiones especulares. Los únicos criterios descritos a lo largo de la especificación de Wu et al . para el fluido es que su índice sea equilibrado para evitar reflexiones especulares, lo cual es sólo un aspecto de una interfaz óptica óptima para el análisis espectrográfico de un analito en la sangre. En consecuencia, existe la necesidad de un método y aparato para medir de manera no invasiva las concentraciones de glucosa y de otros analitos en la sangre, el cual supere o corrija los problemas asociados con las diferencias en la concentración de analitos en los diferentes compartimientos de fluidos que comprenden un área de tejido o volumen que se esté probando. Además, existe la necesidad de un aparato y método para determinar si las concentraciones de analitos se elevan, caen o se encuentran en equilibrio junto con una indicación de la velocidad de cambio para poder optimizar el tratamiento en respuesta a los datos. Un aparato preferido debe incorporar una interfaz óptica mejorada. La interfaz óptica debe producir resultados repetibles consistentes para que la concentración de analitos pueda calcularse en forma precisa a partir de un modelo tal como el descrito por Robinson et al . La interfaz óptica debe maximizar la energía de luz tanto de entrada como de salida de la fuente al tejido y del tejido de regreso al detector de salida. Los efectos dañinos de los espacios debido a las irregularidades en la superficie de la piel o a la presencia de otros contaminantes deben reducirse o eliminarse. También deben proporcionarse medios para garantizar que se logre esta interfaz optimizada cada vez que un usuario sea acoplado al dispositivo para análisis . La presente invención resuelve estas necesidades así como otros problemas asociados con los métodos existentes para medir de manera no invasiva la concentración de glucosa en la sangre, utilizando espectroscopia infrarroja y la interfaz óptica asociada con la misma. La presente invención ofrece también ventajas adicionales sobre la técnica anterior y resuelve problemas asociados con la misma.

Breve Descripción de la invención La presente invención es un método y aparato para medir en forma no invasiva la concentración de un analito, particularmente glucosa en sangre, analizando tejido humano. El método utiliza técnicas espectroscópicas en conjunto con una interfaz óptica mejorada entre una sonda detectora y una superficie de piel o superficie de tejido del cuerpo que 5 contenga el tejido que será analizado. El método y aparato incorporan medios para equilibrar la concentración de analitos específicos entre compartimientos de fluidos en un área de muestra. El método para medir en forma no invasiva la 10 concentración de glucosa en sangre incluye proporcionar primero un aparato para medir absorción infrarroja por un tejido que contenga analitos. El aparato incluye generalmente tres elementos, una fuente de energía, un elemento detector y un analizador de espectro. El elemento 15 detector incluye un elemento de entrada y un elemento de salida. El elemento de entrada está conectado de manera operativa a la fuente de energía por un primer medio para transmitir energía infrarroja. El elemento de salida está conectado operativamente al analizador de espectro por un 20 segundo medio para transmitir energía infrarroja. En modalidades preferidas, el elemento de entrada y el elemento de salida comprenden sistemas de lente que enfocan la energía de luz infrarroja hacia y desde la muestra. En una modalidad preferida, el elemento de entrada y el elemento de salida comprenden un solo sistema de lente que se utiliza tanto para la entrada de energía de luz infrarroja desde la fuente de energía como para la salida de energía de luz tanto especular como difusamente reflejada desde la muestra que contiene analitos. Como alternativa, el elemento de entrada y el elemento de salida pueden comprender dos sistemas de lente, colocados sobre lados opuestos de una muestra que contenga analitos, en donde la energía de luz que proviene de la fuente de luz es transmitida al elemento de entrada y la energía de luz transmitida a través de la muestra que contiene analitos pasa después a través del elemento de salida hacia el analizador de espectro. El primer medio para transmitir energía infrarroja, en modalidades preferidas, incluye simplemente colocar la fuente de energía infrarroja cerca del elemento de entrada para que la energía de luz que proviene de la fuente sea transmitida por medio del aire al elemento de entrada. Además, en modalidades preferidas, el segundo medio para transmitir energía infrarroja incluye de preferencia un solo espejo o sistema de espejos que dirigen la energía de luz que sale del elemento de salida a través del aire hasta el analizador de espectro. á -fc... - En la práctica del método de la presente invención, un área de tejido que contiene analitos se selecciona como el punto de análisis. Esta área puede incluir la superficie de piel sobre el dedo, lóbulo de la oreja, antebrazo o cualquier otra superficie de piel. De preferencia, el tejido que contiene analitos en el área para muestreo incluye vasos sanguíneos cerca de la superficie y una superficie de piel relativamente lisa y sin callosidades. Un lugar de muestra que se prefiere es el lado inferior del antebrazo. Una cantidad de un medio o fluido de adaptador de índices se coloca después sobre el área de la piel que será analizada. El fluido de adaptador de índices detallado en la presente se selecciona para optimizar la introducción de luz en el tejido, reducir la luz especular y sacar en forma efectiva luz del tejido. El medio o fluido contiene de preferencia un aditivo que confirma el acoplamiento adecuado a la superficie de piel por un fluido adecuado, asegurando de esta manera la integridad de los datos de prueba. Se prefiere que el medio de adaptador de índices no sea tóxico y tenga una rúbrica espectral en la región infrarroja próxima que sea mínima, y de esta manera absorba mínimamente energía de luz que tenga longitudes de onda relevantes para el analito que se esté midiendo. En modalidades preferidas, el ., ? ? j-iafaB,^. ^^., medio de adaptador de índices tiene un índice de refracción de aproximadamente 1.38. Además, el índice de refracción del medio debe ser constante a lo largo de la composición. La composición del medio de adaptador de índices se detalla abajo. El elemento detector, el cual incluye el elemento de entrada y el elemento de salida, se pone después en contacto con el medio de adaptador de índices. Como alternativa, el medio de adaptador de índices puede colocarse primero sobre el elemento detector, seguido por la colocación del elemento detector en contacto con la piel con el medio de adaptador de índices dispuesto entre los mismos. De esta manera, el elemento de entrada y el elemento de salida se acoplan al tejido o superficie de la piel que contiene analitos vía el medio de adaptador de índices que elimina la necesidad de que la energía de luz se propague a través del aire o bolsas de aire debido a irregularidades en la superficie de piel. En métodos preferidos de la presente invención, el método incluye utilizar un medio para equilibrar la concentración de un analito o glucosa entre el sistema vascular o sangre como un primer compartimiento de fluidos y el otro tejido del área de muestra como un segundo compartimiento de fluidos. El medio puede incluir cualquier método o aparato que disminuya la barrera a la transferencia de analitos entre compartimientos de fluidos, tales como causando un incremento en el volumen de sangre o la velocidad del flujo sanguíneo en la dermis y tejido subcutáneo. En forma importante, el medio incrementa la velocidad de equilibrio de la concentración de analitos en la sangre con relación a la concentración de analitos en el tejido intersticial circundante. De esta manera, la velocidad de suministro de glucosa hacia o desde el tejido intersticial y el tejido como un todo se incrementa de manera tal que el resultado sea un equilibrio relativo localizado entre la sangre o compartimientos vasculares y el compartimiento intersticial. Así, el medio para equilibrar la concentración de glucosa o analitos entre compartimientos de fluidos permite que la concentración de glucosa en compartimientos de agua intersticiales y la concentración de glucosa en tejidos como un todo sigan la concentración de glucosa en sangre con muy poco o ningún tiempo de retraso, lo cual da como resultado una mayor concordancia entre las mediciones en sangre y las mediciones no invasivas. El medio para equilibrar la concentración de glucosa o analitos entre el sistema vascular y el tejido puede incluir piel local calentando en el sitio de la medición de analitos durante un tiempo suficiente como para lograr un equilibrio adecuado. Como alternativa, el método puede incluir el uso de rubifractores o rubefacientes, o agentes vasodilatadores tales como ácido nicotínico, metil nicotinamida, minoxidil, nitroglicerina, histamina, capsaicina o mentol, los cuales, cuando se aplican, incrementan el flujo sanguíneo dérmico local equivalente al inducido por calentamiento. De esta manera, en los métodos preferidos, medios para equilibrar la concentración de glucosa o analito entre el sistema vascular y el tejido se utilizan primero antes del análisis real de la concentración de analitos, para que la concentración de analito o glucosa en el tejido o fluido intersticial se equilibre primero con la concentración de analito o glucosa en la sangre para dar una concentración general más precisa. En otra modalidad preferida de la presente invención, el aparato y método incorporan medios para determinar si aumenta o disminuye la concentración de glucosa en sangre o de analitos en sangre en el paciente. Como se detalla en la presente, el uso del equilibrio durante una sesión de medición permite esta determinación. Tanto la dirección como la velocidad de cambio se monitorean, conocimiento que es extremadamente útil para planear una terapia, ya sea con insulina o terapia calórica tal como antes del ejercicio, manejo, sueño o cualquier actividad que no permita un fácil acceso a insulina o suministro de 5 alimentos para el paciente diabético. En el método de esta modalidad, se determina una concentración inicial de analitos con base en el estado nativo del tejido. Sin embargo, el tejido exhibirá un desequilibrio entre las concentraciones de analito o glucosa 10 en tejido y sangre si la concentración de analito o glucosa en la sangre ha cambiado recientemente o está cambiando. En momentos en los que se incrementa la concentración de glucosa u otro nivel de analito en la sangre, el análisis de tejido de la presente invención genera una lectura que está por 15 debajo del valor de sangre real debido al desequilibrio. Después de la activación del medio para incrementar la velocidad de equilibrio de la concentración de analito entre los compartimientos de fluidos, las concentraciones de glucosa o analitos en sangre y tejidos se equilibran 20 rápidamente. Debido al corto periodo de tiempo requerido, el tejido bajo análisis puede permanecer en el dispositivo de medición de la presente invención durante el periodo de equilibrio y se pueden hacer varias mediciones no invasivas de tejido. Los solicitantes han encontrado que las mediciones no invasivas cambian rápidamente y se equilibran rápidamente con los valores en sangre. La velocidad de equilibrio es también una medida de la velocidad a la cual está cambiando la concentración de analitos en la sangre. Si las concentraciones de analitos en sangre disminuyen, la medición no invasiva indicará inicialmente una concentración de analitos más alta debido a la concentración de retraso en el tejido. El desequilibrio puede determinarse de nuevo mediante mediciones no invasivas múltiples generadas durante el momento del equilibrio. La velocidad a la cual la medición no invasiva cae para alcanzar el equilibrio es también indicadora de la velocidad a la cual las concentraciones de glucosa o analitos en sangre están disminuyendo en la sangre. En el análisis de la concentración de glucosa en el tejido que contiene analitos, la energía de luz que proviene de la fuente de luz es transmitida vía el primer medio para transmitir energía infrarroja en el medio de entrada. La energía de luz es transmitida desde el elemento de entrada a través del medio de adaptador de índices a la superficie de piel. Una parte de la energía de luz que hace contacto con la muestra que contiene analitos es absorbida 'f .. { .i ll .¡.. ± . ,lÍAzft.. l -l. M, .zz ... .. . . . . , : - .. i. - - . - i . -, jj-i-t- diferencialmente por los diferentes componentes y analitos contenidos en la misma a varias profundidades dentro de la muestra. Una parte de la energía de luz también se transmite a través de la muestra. Sin embargo, una cantidad de energía de luz es reflejada de regreso al elemento de salida. En una modalidad preferida, la energía de luz no absorbida o no transmitida es reflejada de regreso al elemento de salida después de propagarse a través del medio de adaptador de índices. Esta energía de luz reflejada incluye tanto energía de luz difusamente reflejada como energía de luz especularmente reflejada. La energía de luz especularmente reflejada es aquélla que se refleja desde la superficie de la muestra y contiene muy poca o ninguna información del analito, mientras que la energía de luz difusamente reflejada es aquélla que se refleja desde más adentro de la muestra, en donde los analitos están presentes. En modalidades preferidas, la energía de luz especularmente reflejada se separa de la energía de luz difusamente reflejada. La energía de luz difusamente reflejada no absorbida es después transmitida vía el segundo medio para transmitir energía infrarroja al analizador de espectro. Como se detalla abajo, el analizador de espectro utiliza preferiblemente una computadora para generar un resultado de predicción g^^^j^J^^^^^^^^jMjgífc^í^-l^J^ utilizando las intensidades medidas, un modelo de calibración y un algoritmo multivariado. Un dispositivo preferido para separar la luz especularmente reflejada de la luz difusamente reflejada es un dispositivo de control especular como el descrito en la solicitud co-pendiente y comúnmente asignada No. de serie 08/513,094, presentada el 9 de agosto de 1995 y titulada '"Aparato de Monitoreo de Reflectancia Difusa Mejorado", ahora patente de E.U.A. No. 5,636,633, expedida el 10 de junio de 1997. La descripción de la patente anterior se incorpora en la presente a manera de referencia. En una modalidad alternativa, el elemento de entrada se pone en contacto con una primera cantidad de medio de adaptador de índices sobre una superficie de piel, mientras que el elemento de salida se pone en contacto con una segunda cantidad de medio de adaptador de índices sobre una superficie de piel opuesta. Como alternativa, el medio de adaptador de índices puede colocarse sobre los elementos de entrada y salida antes del contacto con la piel, de forma tal que el medio quede dispuesto entre los elementos y la superficie de piel durante la medición. Con esta modalidad alternativa, la energía de luz propagada a través del elemento de entrada y la primera cantidad de medio de É^^jL^^j^L^^ásálAt^^i^i^aÍM^ adaptador de índices se absorbe diferencialmente por el tejido que contiene analito o se refleja desde el mismo, mientras que una cantidad de la energía de luz a varias longitudes de onda se transmite a través del tejido que contiene analito a la segunda u opuesta superficie de piel. Desde la segunda superficie de piel, la energía de luz no absorbida se propaga a través de la segunda cantidad de medio de adaptador de índices hasta el elemento de salida con propagación subsecuente al analizador de espectro para el cálculo de la concentración de analitos. El medio de adaptador de índices de la presente invención es una clave para la precisión y capacidad de repetición mejoradas del método descrito arriba. El medio de adaptador de índices es de preferencia una composición que contiene clorofluorocarburos . La composición también puede contener perfluorocarburos . Un medio de adaptador de índices que se prefiere es un aceite polimérico de hidrocarburo fluorado y clorado fabricado por Oxidant Chemical con el nombre comercial FLUOROLUBE . Se ha encontrado que los medios de adaptador de índices de la presente invención optimizan el análisis de un analito de sangre en tejido humano introduciendo en forma efectiva luz al tejido, reduciendo la luz especular y sacando de manera efectiva la luz fuera del tejido, la cual se ha reflejado difusamente desde áreas que contienen analito del tejido, de regreso al dispositivo de salida. Esto requiere la selección de un medio de adaptador de índices que no sólo tenga el índice de refracción adecuado, sino que también tenga absorción mínima de energía infrarroja a longitudes de onda que sean relevantes para la medición del analito de interés. Por lo tanto, un medio de adaptador de índices de la presente invención que se prefiere es mínima o esencialmente no absorbente de energía de luz en la escala infrarroja próxima del espectro. En modalidades preferidas, el medio de adaptador de índices de la presente invención incluye también un aditivo de diagnóstico. El aditivo de diagnóstico en el medio de adaptador de índices permite una determinación de la altura de la capa de fluido y/o proporciona una calibración de longitud de onda para el instrumento. Estos aditivos permiten la determinación de la calidad de la interfaz lente/tejido y la determinación del rendimiento del instrumento cada vez que un individuo sea probado utilizando el aparato de la presente invención. El aditivo de diagnóstico puede equivaler a aproximadamente 0.2% a aproximadamente 20% en peso del fluido total. En una £^¿¿«^4^ modalidad alternativa, el medio de adaptador de índices y el aditivo de diagnóstico pueden comprender el mismo compuesto que sirva ambas funciones. El medio de adaptador de índices de la presente invención puede incluir también aditivos fisiológicos que mejoren o alteren la fisiología del tejido que será analizado. En particular, los aditivos fisiológicos que se prefieren incluyen agentes vasodilatadores que disminuyen el tiempo de equilibrio entre la concentración de glucosa en sangre capilar y las concentraciones de glucosa en fluidos intersticiales de la piel, para proporcionar un número de glucosa en sangre más preciso. Los aditivos fisiológicos pueden equivaler a aproximadamente 0.2% a aproximadamente 20% en peso del fluido total. El compuesto también puede contener otros aditivos tales como un aditivo hidrofílico como alcohol isopropílico. Se cree que el compuesto hidrofílico acumula la humedad en la superficie de piel para mejorar la interfaz entre el fluido y la piel. Además, el medio de adaptador de índices puede contener agentes de limpieza para aglutinar el aceite en la piel en el punto de muestra y reducir el efecto del mismo. Finalmente, también puede incluirse un agente tensioactivo en la composición del fluido. El agente tensioactivo mejora la » iL<á.??-Í-AbA?*l-**. l*?*±M.*. ^ ^A^^^d¡ lt¿& ^^^l humectación del tejido, creando una interfaz uniforme. También se puede añadir un material antiséptico al medio de adaptador de índices. En una modalidad alternativa de la presente 5 invención, el adaptador de índices entre los elementos detectores ópticos y el tejido puede llevarse a cabo por un sólido deformable. El sólido deformable puede alterar su forma de manera tal que los espacios de aire, debido en parte a las superficies no uniformes de la piel, se minimicen. Los 10 sólidos deformables pueden incluir por lo menos gelatina, cinta adhesiva y sustancias que sean líquidas en su aplicación pero se vuelvan sólidas con el tiempo. El medio de adaptador de índices tiene preferiblemente un índice de refracción de entre 1.30-1.45, 15 muy preferiblemente entre 1.35-1.40. Se ha encontrado que la utilización de un índice de refracción en esta escala mejora la capacidad de repetición y precisión del método anterior mejorando la producción óptica y disminuyendo las variaciones espectroscópicas no relacionadas con la concentración de 20 analitos. Además, el medio de adaptador de índices debe tener un índice de refracción constante a lo largo de la composición. Por ejemplo, no deben estar presentes burbujas de aire que ocasionen cambios en la dirección de la luz.

En una modalidad preferida, la concentración de glucosa en el tejido se determina midiendo primero la intensidad de la luz recibida por el detector de salida. Estas intensidades medidas en combinación con un modelo de 5 calibración se utilizan por un algoritmo multivariado para predecir la concentración de glucosa en el tejido. El modelo de calibración relaciona en forma empírica las concentraciones de glucosa conocidas en un conjunto de muestras de calibración con las variaciones de intensidad 10 medidas obtenidas de las muestras de calibración. En una modalidad preferida, el algoritmo multivariado que se usa es el método de los mínimos cuadrados parcial, aunque se pueden emplear otras técnicas multivariadas . El uso de un medio de coincidencia de índices para 15 acoplar al elemento de entrada y al elemento de salida del detector óptico con la superficie de piel reduce la posibilidad de que se adquieran datos aberrantes. El medio de adaptador de índices incrementa la capacidad de repetición y precisión del procedimiento de medición. Se eliminan los 20 efectos adversos en la energía de luz de entrada y salida por la transmisión a través del aire o superficies no uniformes de la piel que tengan bolsas de aire.

Estas y varias otras ventajas y características de novedad que caracterizan a la presente invención se señalan con particularidad en las reivindicaciones anexas a la presente y que forman una parte de la presente. Sin embargo, para un mejor entendimiento de la invención, sus ventajas y el objetivo obtenido mediante su uso, debe hacerse referencia a los dibujos que forman una parte adicional de la presente, y a la material descriptiva acompañante en la cual se ilustran y describen modalidades preferidas de la presente invención.

Breve descripción de los dibujos En los dibujos, en los cuales los números de referencia similares indican partes correspondientes o elementos de modalidades preferidas de la presente invención a lo largo de las varias vistas: La figura 1 es una vista transversal parcial de un elemento detector acoplado a la superficie de piel por medio de un fluido de coincidencia de índices; La figura 2 es una vista transversal parcial de una modalidad alternativa de un elemento detector acoplado a 1 -1. » lados opuestos de una superficie de piel por medio de un fluido de coincidencia de índices; La figura 3 es una representación gráfica de datos experimentales que muestran la mejora en precisión y capacidad de repetición de un detector acoplado a la piel vía un medio de coincidencia de índices; La figura 4 es una representación gráfica de los datos experimentales que muestran el tiempo de retraso entre concentraciones de glucosa capilar en serie contra concentración de glucosa en tejido no invasiva sin medios para equilibrar la concentración de glucosa entre el sistema vascular y el tejido; La figura 5 es una representación gráfica de datos experimentales que muestran la reducción o eliminación del tiempo de retraso cuando se utilizan medios para equilibrar la concentración de glucosa entre el sistema vascular y tejido; y La figura 6 es una representación gráfica de datos experimentales que muestran el uso de varias lecturas de tejido generales durante el equilibrio para determinar la dirección y velocidad de cambio del analito en la sangre.

Descripción detallada de las modalidades preferidas Modalidades detalladas de la presente invención se describen en la presente. Sin embargo, debe entenderse que las modalidades descritas son simplemente ejemplares de la presente invención, la cual puede incorporarse en varios sistemas. Por lo tanto, los detalles específicos descritos en la presente no deben interpretarse como limitativos, sino más bien como una base para las reivindicaciones y como una base representativa para enseñar a un experto en la técnica cómo llevar a la práctica la invención de maneras variadas. La presente invención está dirigida a un método para la medición no invasiva de constituyentes de tejidos usando espectroscopia. Se ha encontrado que la muestra es una matriz compleja de materiales con índices de refracción y propiedades de absorción diferentes. Además, ya que los constituyentes hemáticos de interés están presentes en concentraciones muy bajas, se ha encontrado que es imperativo acoplar luz dentro y fuera del tejido de una manera eficiente. El método de la presente invención incorpora un medio de adaptador de índices, fluido o sólido deformable, para mejorar la eficiencia del acoplamiento de la luz tanto dentro como fuera de la muestra de tejido.

Además, se ha encontrado que medios para equilibrar la concentración de glucosa u otro analito en sangre entre el sistema vascular y el tejido son críticos para reducir o eliminar el tiempo de retraso entre la concentración de glucosa o analitos capilares en la sangre y la concentración de analitos o glucosa en tejidos intersticiales en el momento de la medición. De esta manera, los resultados de muestra del análisis de tejido total no son sesgados por la diferencia entre la concentración de glucosa en sangre o de otros analitos en sangre contra la concentración de glucosa en tejidos intersticiales u otra concentración de analitos en tejidos intersticiales al utilizar el método para la medición no invasiva de los constituyentes de tejidos usando espectroscopia . Aunque se describe en detalle con referencia al análisis espectrográfico no invasivo de analitos de sangre, la presente invención, y particularmente el medio para equilibrar la concentración de analitos, se pueden usar para medir concentraciones de analitos virtualmente en cualquier tejido o fluido. Además, esas mediciones pueden hacerse en forma no invasiva o tomando una muestra de tejido o fluido después del equilibrio. Por ejemplo, la presente invención es adecuada para usarse en conjunto con la medición de los niveles de glucosa en fluido intersticial extraído de tejido dérmico en donde la precisión de la medición se mejora ampliamente equilibrando primero la concentración del analito en la sangre con la concentración en el fluido intersticial que se muestrea. Los niveles de glucosa intersticiales son indicadores de los niveles de glucosa en la sangre y se han sugerido como suficientes para el manejo de diabetes, como se describe por Bantle et al . en J. Lab. Clin. Med., 130: 436- 441, 1997, cuya descripción se incorpora en la presente a manera de referencia. Además, aunque se describe en detalle con referencia a la glucosa, la presente invención es adecuada para medir casi cualquier analito, ya sea en la sangre, tejido intersticial o cualesquiera otros medios del cuerpo. Por ejemplo, la presente invención es adecuada para medir urea en la sangre, como se describe en la solicitud de patente de E.U.A. co-pendiente No. de serie 09/182,340, presentada el 29 de octubre de 1998, titulada "Aparato y Método para la Determinación de la Adecuación de Diálisis Mediante Espectroscopia Infrarroja Próxima no Invasiva", la cual se incorpora expresamente en la presente a manera de referencia. Principalmente con motivos de ilustración, y no de limitación, la presente invención se describe con referencia particular a mediciones de glucosa en sangre. El medio para equilibrar la concentración de glucosa u otra concentración de analitos entre el primer compartimiento de fluidos o sangre y el segundo compartimiento de fluidos o tejido ocasiona de preferencia un incremento tanto en el volumen de sangre como en la velocidad del flujo sanguíneo en la dermis y tejido subcutáneo local al punto de análisis para poder incrementar la velocidad de equilibrio del fluido intersticial circundante. De esta manera, el suministro de glucosa al fluido intersticial y tejido como un todo se incrementa lo suficiente como para que durante una sola sentada, el equilibrio se alcance antes de medir la concentración de analito absoluta. En términos de la analogía del colorante y el agua, la velocidad de goteo del colorante en el contenedor de vidrio se incrementaría significativamente (por decir de dos gotas por minuto a 20 gotas por minuto) . El resultado es claramente un incremento en la velocidad de equilibrio entre el compartimiento de sangre o vascular y el compartimiento intersticial. Lo que es más importante, el compartimiento de agua intersticial y la glucosa en tejido como un todo estarán en, o cerca del equilibrio con la concentración de glucosa en sangre. La utilización del medio para equilibrio y la espera hasta que se confirme el equilibrio mejoran dramáticamente la precisión de las mediciones en tejido como un agente de predicción de la glucosa en sangre real o absoluta. Los incrementos fisiológicos en la velocidad del flujo sanguíneo y el volumen de sangre en la piel son principalmente el resultado de la dilatación de los esfínteres precapilares. Existe un número de métodos para inducir tales cambios dentro del alcance de la presente invención, los cuales son mediados por nervios eferentes que suministran a los esfínteres precapilares arteriolares o mediante los efectos de vasodilatadores solubles ya sea intravasculares o intersticiales. El calentamiento, ya sea localmente sobre la piel o centralmente (por ejemplo, el estado febril o durante el ejercicio) es un fuerte inductor del flujo sanguíneo en la piel, como puede atestiguar cualquiera que haya tomado un baño caliente en regadera. Los agentes farmacológicos tópicos aplicados a la piel tales como ácido nicotínico dan como resultado incrementos marcados en el flujo y volumen sanguíneo superficial. Otros agentes tópicos pueden incluir metil nicotinamida, minoxidil, nitroglicerina, histamina, mentol, capsaicina y mezclas de los mismos. Inyecciones subcutáneas o intravasculares de . i. sustancias vasoactivas tales como metildopa también ocasionan una relajación de esfínteres precapilares con una disminución conmensurada en la resistencia del flujo y el incremento del flujo sanguíneo. 5 Se prefiere el calentamiento local de la piel en el sitio de la medición de analitos porque da como resultado incrementos significativos en el flujo sanguíneo dérmico y subcutáneo. Las mediciones del flujo en la piel hechas durante el calentamiento escalonado de un área de 6 cm 10 revelaron incrementos de flujo de 1000%. Hubo también una transición en el antebrazo de flujo indetectable, es decir flujo sin pulso o sin ondas, a ondas sistólicas-diastólicas que representan flujo pulsátil arteriolar cuando los esfínteres precapilares se abren mucho. El umbral de 15 temperatura local para el flujo pulsátil es ligeramente más alto que la temperatura central o 38 °C. De esta manera, el estímulo local para la disipación de calor es cuando el flujo de calor neto es hacia adentro o cuando la temperatura externa es mayor que la temperatura del cuerpo. 20 Afortunadamente, el umbral es mucho más bajo que la temperatura necesaria para dañar térmicamente la piel. Como se indicó arriba, el calentamiento puede aplicarse local o centralmente, pero también puede aplicarse a otras áreas del < Jff;?iffffir1?rrt-É-fB5 ^i3^-fe*''^->- i * ? * * l -k -i zi. - .»-*_...* . * . . - » ._. -- - « « - ,n -fe... «. i cuerpo para inducir un flujo sanguíneo incrementado en cualquier lugar. Por ejemplo, el brazo contralateral u opuesto puede calentarse (normalmente el brazo completo) para inducir un incremento en el brazo bajo escrutinio. La otra metodología que no incluye daño al tejido es la aplicación de agentes farmacológicos tópicos que se difunden en la dermis y tejido subcutáneo, y ocasionan directamente la vasodilatación local, como se indicó arriba. Aunque son fáciles de usar y puedan dar como resultado incrementos sostenidos en el flujo sanguíneo dérmico local equivalentes al inducido por calentamiento, sí requieren la aplicación de una sustancia extraña al área que será analizada. Además, estos agentes deben difundirse en la piel para poder ejercer su efecto farmacológico. El incremento en el flujo sanguíneo dérmico para poder acelerar el equilibrio dérmico de la concentración de glucosa en los vasos sanguíneos y el fluido intersticial se logra de la manera más fácil mediante calentamiento local o la aplicación de un rubifractor o rubefaciente al área bajo medición. El calentamiento local se logra poniendo al tejido en contacto con una fuente de calor controlada. La fuente de calor debe tener una masa térmica suficiente como para mantener al tejido local por arriba de la temperatura umbral. tÍA i i J *y* -I Un sistema de retroalimentación de temperatura simple puede asegurar el mantenimiento de una temperatura estable a pesar de la pérdida al ambiente y el tejido, así como proteger contra el sobrecalentamiento y el daño térmico al tejido. En los dispositivos de medición infrarrojos próximos de la presente invención que se prefieren, energía infrarroja se acopla en la piel por medio de lentes ópticos, y de esta manera se prefiere calentar y mantener al lente a una temperatura deseada. El propio lente calienta al tejido local para poder incrementar al flujo de sangre y disminuir los errores de medición debido al retraso del tejido con respecto a la sangre. El montaje del lente puede contener los elementos de calentamiento y detector de temperatura que mantengan al lente y al brazo local a la temperatura deseada. El haz de luz incidente y los haces de energía infrarroja reflejados se pasan a través del mismo lente calentado. Generalmente, el equilibrio mejorado comienza tan pronto se establece el flujo sanguíneo incrementado en el sitio de medición. La cantidad de equilibrio requerida para una lectura precisa es una función de la cantidad de desequilibrio de concentración presente entre el compartimiento de fluidos vascular y los compartimientos de fluidos de tejido, la velocidad de equilibrio y la precisión 6^^^ftí^^jí¿^JÉ«fc«a^^^^^ai&ifc¡g*!^^^^^^^^^g¿^^^^^^^^^^^^^^ »^^ deseada de la medición del tejido cuando se comparan con la medición de glucosa en sangre. Entre más equilibrio se permita que ocurra, por supuesto, más precisa será la concordancia entre la medición de tejido no invasiva y la medición de glucosa en sangre. Para aplicaciones clínicas generales, el nivel de equilibrio deseado debe ser de menos de 80%. Si se utiliza calor para ocasionar el incremento en el flujo sanguíneo, el tiempo para alcanzar el nivel deseado de equilibrio depende de la temperatura de la fuente de calor, la temperatura del tejido, la conductividad de calor del aplicador de calor, la conductividad de calor del tejido, la conductividad de calor de la interfaz entre la fuente de calor y el tejido, y la cantidad de desequilibrio entre el tejido y la sangre. Generalmente, el tiempo para alcanzar el nivel de equilibrio deseado es inversamente proporcional a la diferencia de temperatura entre la fuente de calor y el tejido, y directamente proporcional a la conductividad del aplicador de calor, interfaz y tejido. Como alternativa, si se usa un rubifractor o rubefaciente para ocasionar el incremento en el flujo sanguíneo, el tiempo para alcanzar el nivel de equilibrio deseado depende de las características de vasodilatación del rubefaciente particular seleccionado. Por supuesto, el tiempo para alcanzar el equilibrio depende también de las características de tejido particulares y de las características fisiológicas del sujeto de prueba, las cuales varían de persona a persona. El reconocimiento de las características específicas para un sujeto de prueba particular no puede controlarse fácilmente; pueden asumirse características promedio. La temperatura del cuerpo central promedio de un humano es de 38 °C, y la temperatura de piel promedio de un humano es de 35°C. De esta manera, si se utiliza calor para incrementar el flujo sanguíneo, un equilibrio mejorado comienza tan pronto como la temperatura de la piel se eleva por arriba de 35°C. De preferencia, la temperatura de la piel se deja subir aproximadamente 5°C, y muy preferiblemente alrededor de 7°C para un incremento suficiente en la velocidad de equilibrio. Suponiendo una temperatura de fuente de calor de aproximadamente 40°C a 42 °C, el equilibrio comienza casi inmediatamente después del contacto (es decir, transferencia de calor) con el tejido, y la estabilización de temperatura completa del agua en el tejido ocurre aproximadamente 3 a 4 minutos después. En métodos preferidos, tres minutos de tiempo se requieren para establecer una estabilidad de temperatura suficiente en el ^^^^¡^^^M^^^^^^^¡^^ agua del tejido con una fuente de calor a 0°C, aunque en algunos sujetos se requiere menos tiempo. En general, tres minutos aseguran generalmente que se haya alcanzado la estabilidad de temperatura y un estado de equilibrio incrementado establecido en todos los pacientes. Debido a los muchos aspectos listados anteriormente, el equilibrio entre los compartimientos de fluido vascular y de tejido puede ocurrir durante periodos de tiempo variables, y se pueden tomar varias lecturas para confirmar el equilibrio y monitorear la dirección y velocidad de cambio de la concentración de analitos como se detalla abajo. En resumen, se ha encontrado que mediante el uso de un medio para equilibrar la concentración de glucosa o analitos entre el sistema vascular y el tejido se facilita ampliamente la precisión del análisis infrarrojo no invasivo de analitos en sangre cuando se le compara con la medición en sangre estándar. En métodos preferidos, la temperatura del agua intersticial/dérmica es incrementada, lo cual puede lograrse calentando localmente la superficie de piel durante un periodo de tiempo. Sin embargo, se requiere más que el calentamiento de la superficie de piel para lograr una precisión incrementada. Cuando el brazo se pone en contacto con una superficie calentada, la superficie externa de la i ^^^^^^^^^^^^^^^^^ ^^^^^g^^^?^^ piel, la epidermis, se equilibra rápidamente con la superficie calentada. La transferencia de calor a las áreas más profundas del tejido, sin embargo, toma un periodo de tiempo finito. De esta manera, existe un retraso adicional 5 antes de que el agua intersticial se equilibre en forma suficiente o completa. El incremento en la temperatura del tejido da como resultado flujo sanguíneo incrementado al área calentada. De esta manera, el resultado de una temperatura de tejido incrementada y el incremento correspondiente en el 10 flujo sanguíneo ocasiona una condición que incrementa el intercambio de glucosa entre los compartimientos vasculares e intersticiales. La velocidad de intercambio incrementada da como resultado una concordancia incrementada entre el valor de referencia capilar sanguíneo para el analito de interés y 15 la medición óptica no invasiva. Es sólo cuando se deja pasar suficiente tiempo para alcanzar un casi el equilibrio que se logra la precisión incrementada. Para determinar el retraso entre la puesta en contacto del brazo con una superficie calentada durante el 20 muestreo óptico y la temperatura incrementada del agua del tejido, se llevó a cabo un experimento. Un brazo no calentado se puso en contacto con un dispositivo de muestreo de tejidos controlado a una temperatura de 40°C. Un modelo infrarrojo próximo para predecir la temperatura del agua del tejido se aplicó a los espectros resultantes. El estudio se repitió en tres sujetos. Los resultados del análisis espectroscópico para la predicción de la temperatura del agua del tejido mostraron que el agua del tejido alcanzó más del 90% de equilibrio con la temperatura de la placa de calentamiento en menos de 4 minutos. Se notó que hay tiempo para diferencias de equilibrio entre los pacientes probados. La temperatura del agua del tejido comenzó a incrementar después del contacto con la placa para brazo calentada. También se notó que la luz infrarroja próxima que penetra el tejido contribuye también al calentamiento del agua del tejido debido a la absorción. El experimento anterior examinó espectros de tejido desde la perspectiva de temperatura del agua del tejido incrementada. La influencia del calentamiento del tejido también puede examinarse ante un flujo de sangre y volumen de sangre incrementados. Si la temperatura del agua del tejido se incrementa por arriba de la temperatura del cuerpo central, ocurrirá la vasodilatación cuando el cuerpo intente mantener al tejido en un equilibrio de temperatura. Los cambios en el flujo sanguíneo y en el volumen de sangre pueden determinarse a través del uso de un láser de efecto ^^ Doppler. Se llevó a cabo un estudio con cinco pacientes en el que el brazo se puso en contacto con un dispositivo de muestreo calentado a 42°C. El dispositivo de muestreo contenía un láser de efecto Doppler MedPacific LD6000. Todos los cinco pacientes demostraron tanto flujo sanguíneo como volumen sanguíneo incrementados a los tres minutos. De esta manera, el calentamiento del tejido da como resultado una condición que incrementa el intercambio de glucosa y otros analitos entre el espacio vascular y el espacio intersticial, lo cual después de esperar un tiempo suficiente, da como resultado el equilibrio de los analitos entre los compartimientos . La presente invención utiliza energía de luz en la región infrarroja próxima del espectro óptico como una fuente de energía para el análisis. El agua es por mucho el mayor contribuidor a la absorción en tejido en la región infrarroja próxima debido a su concentración, así como a su fuerte coeficiente de absorción. Se ha encontrado que el espectro de absorción total del tejido, por lo tanto, simula muy cercanamente el espectro del agua. Menos del 0.1 por ciento de la absorción de luz proviene de, por ejemplo, un constituyente tal como glucosa. Se ha encontrado además que el tejido dispersa ampliamente la luz porque hay muchas discontinuidades en el índice de refracción en una muestra de tejido típica. El agua es permeada a través del tejido, con un índice de refracción de 1.33. Las paredes celulares y otras características del tejido tienen índices de refracción cercanos a 1.5 a 1.6. Estas discontinuidades en el índice de refracción originan la dispersión. Aunque estas discontinuidades en el índice de refracción son frecuentes, también son típicamente pequeñas en magnitud y la dispersión generalmente tiene una fuerte direccionalidad hacia la dirección delantera. Esta dispersión delantera se ha descrito en términos de anisotropía, la cual se define como el coseno del ángulo de dispersión promedio. De esa manera, para una dispersión hacia atrás completa, significando que todos los eventos de dispersión ocasionarían que un fotón desviara su dirección de viaje en 180 grados, el factor de anisotropía es de -1. Asimismo, para una dispersión hacia adelante completa, el factor de anisotropía es de +1. En el infrarrojo próximo, se ha encontrado que el tejido tiene un factor de anisotropía de alrededor de 0.9 a 0.95, lo cual es una dispersión muy delantera. Por ejemplo, un factor de anisotropía de .9 significa que un fotón promedio de luz sólo se dispersa a través de un ángulo de hasta 25 grados mientras pasa a través de la muestra. En el análisis de un analito en el tejido, se pueden hacer mediciones en por lo menos dos modos diferentes. Se reconoce que uno puede medir la luz transmitida a través de una sección de tejido, o se puede medir luz reflejada o remitida desde el tejido. Se ha reconocido que la transmisión es el método de análisis que se prefiere en la espectroscopia debido a la dispersión hacia adelante de luz mientras pasa a través del tejido. Sin embargo, es difícil encontrar una parte del cuerpo que sea lo suficientemente delgada ópticamente como para pasar luz infrarroja próxima a través del misma, especialmente a las longitudes de onda más largas. De esta manera, el método de medición que se prefiere en la presente invención es el de enfocar la reflectancia de la luz desde la muestra. Los fotones reflejan y refractan en discontinuidades de índice de refracción, y por lo tanto la luz que choca sobre el tejido inmediatamente tiene una pequeña reflectancia en la superficie del tejido. Esto es conocido como la reflectancia especular. Ya que esta luz no penetra en el tejido, contiene muy poca información acerca de los constituyentes del tejido. Esto es especialmente cierto -tÍ«---4A---.. A --*-*»_*-..»._.- '. - .JA , , . . ... ,A. Z, . - - A A AA ._.«......- . a la luz de la fisiología de la piel, la cual posee una capa exterior que está esencialmente muerta y carece de valores de concentración de los analitos considerados generalmente de interés en una muestra. De esta manera, la energía de luz reflejada que contiene información de analitos es aquella luz que se refleja de regreso a la superficie a través de discontinuidades en índice de refracción más profundas dentro de la muestra de tejido. Esta energía de luz reflejada es conocida como luz difusamente reflejada. Los solicitantes han encontrado que una gran fracción de fotones incidentes son absorbidos en el tejido. Estos fotones que están disponibles para acoplarse de regreso fuera del tejido son igualmente desviados en su trayectoria angular. De hecho, por definición, un fotón debe cambiar de dirección para poder salir del tejido en una dirección hacia el dispositivo óptico de entrada. Sin embargo, los solicitantes han encontrado que un gran problema asociado con la detección está asociado con la discontinuidad en el índice de refracción entre el índice de refracción de tejido promedio y el índice de refracción del aire fuera del tejido. Se ha encontrado que esta discontinuidad que actúa en la luz incidente lleva a una refracción y a una reflectancia especular pequeña de menos de aproximadamente 5 por ciento. j^^^^^-^^te?ßi^^^^gyg^^^^^^^^^^ Sin embargo, en su camino hacia afuera, la discontinuidad da origen a un fenómeno de ángulo crítico. Ya que el fotón está viajando de un medio con alto índice de refracción a un medio con uno más bajo, existe un ángulo crítico sobre el cual un fotón es totalmente reflejado internamente y no se escapará de la muestra de tejido. Se ha encontrado que este ángulo crítico para los fotones que viajan del tejido al aire es de aproximadamente 46 grados, lo cual presenta un problema. Un fotón normalmente incidente sobre la superficie del tejido debe desviarse a través de un gran ángulo para salir. Debido a la direccionalidad hacia adelante de la dispersión, es difícil que un fotón lo haga, y es muy probable que haga un rebote o una incidencia de alto ángulo con la interfaz entre el tejido y el aire. Los fotones de incidencia de rebote no escaparán toda vez que el ángulo crítico es excedido. Los solicitantes han encontrado una solución para las diferencias en índice de refracción asociadas con el acoplamiento de la energía de luz que sale del tejido a un instrumento analítico. Las solución es del uso de un fluido de inmersión que tiene una capacidad de absorción muy baja en la escala espectral de interés, y tiene una viscosidad compatible con flujo y cobertura adecuados, mientras que tiene un índice de refracción que coincide muy estrechamente . -& ,í .a - con el del tejido. En modalidades preferidas, el fluido de adaptador de índices es de preferencia mínima o esencialmente no absorbente de energía de luz en las longitudes de onda relevantes al analito de sangre bajo estudio. El fluido es de esta manera no espectroscópicamente activo a las longitudes de onda deseadas. Sin embargo, se cree que un fluido de adaptador de índices mínimamente absorbente, por ejemplo uno que absorbe menos de aproximadamente 10% de la energía de luz de longitudes de onda relevantes de analitos, también podría utilizarse. Un material que se prefiere es un aceite polimérico de hidrocarburo fluorado y clorado fabricado por Occidental Chemical con el nombre comercial FLUOROLUBE. El FS5 es un FLUOROLUBE que se prefiere. Estos aceites tienen un índice de refracción de aproximadamente 1.38, no son tóxicos y los solicitantes han encontrado que tienen una rúbrica espectral en la región infrarroja próxima que es mínima. El referencia ahora a las figuras 1 y 2, se ilustran vistas transversales parciales de dos modalidades preferidas de un aparato para medir en forma no invasiva una concentración de analito en sangre. Las ilustraciones en las figuras 1 y 2 son esquemáticas para ilustrar el concepto de utilizar un medio de adaptador de índices 22 en conjunto con g^^-^^^^^^Sj^fc^ií^y^^ ^^^ un elemento detector no invasivo 11 conectado en forma operable a una fuente de energía 16 y a un analizador de espectro 30. El tamaño, detalle y forma relativos de los componentes físicos no se ilustran. El aparato ilustrado en la figura 1 y el aparato ilustrado en la figura 2 incluyen generalmente tres elementos, una fuente de energía 16, un elemento detector 11 y un analizador de espectro 30. La modalidad de la figura 1 ilustra al elemento detector incluyendo un elemento de entrada 20 y un elemento de salida 26, los cuales pueden incluir un solo sistema de lente tanto para la energía de luz de entrada como de salida. El elemento de entrada 20 y el elemento de salida 26 están en contacto con una superficie de piel común 12 de un tejido que contiene analitos 10. La modalidad alternativa de la figura 2 ilustra un elemento detector alternativo 11, en el cual el elemento de entrada 20 y el elemento de salida 26 están dispuestos sobre superficies opuestas 12, 14 de un tejido que contiene analito 10. Ambas modalidades funcionan para dar una medida de la absorción de energía infrarroja por el tejido que contiene analito 10. Sin embargo, la modalidad de la figura 1 se utiliza para medir la cantidad de energía de luz que es reflejada desde el tejido que contiene analito 10 por los componentes del .-.j* Aa. a -s. -.-- .*-. analito en el mismo. En contraste, la modalidad de la figura 2 mide la transmisión de energía de luz a través del tejido que contiene analito 10. En cada modalidad, la absorción a varias longitudes de onda se puede determinar mediante la comparación con la intensidad de la energía de la luz que proviene de la fuente de energía 16. La fuente de energía 16 es de preferencia una fuente de cuerpo negro infrarroja de banda ancha. Las longitudes de onda ópticas emitidas desde la fuente de energía 16 están preferiblemente entre 1.0 y 25 um. La fuente de energía 16 está acoplada operativamente a un primer medio para transmitir energía infrarroja 18 desde la fuente de energía hasta el elemento de entrada 20. En modalidades preferidas, este primer medio 18 simplemente la transmisión de energía de luz al elemento de entrada 20 a través del aire poniendo a la fuente de energía 16 cerca del elemento de entrada 20. El elemento de entrada 20 del elemento detector 11 es de preferencia un lente óptico que enfoca la energía de luz a un punto de densidad de energía alta. Sin embargo, se entiende que otros medios de enfoque de haz pueden utilizarse en conjunto con el lente óptico para alterar el área de iluminación. Por ejemplo, un sistema de lentes múltiples, j^^ ^^^^^ggj^^-^^^^j^^ - *-*• »'«-«• fibras ahusadas u otros dispositivos de conformación de haz óptico convencionales pueden utilizarse para alterar la energía de luz de entrada. En ambas modalidades ilustradas en las figuras 1 y 5 2, se utiliza un detector de salida 26 para recibir energía de luz reflejada o transmitida desde el tejido que contiene analito 10. Como se describe en conjunto con un método de análisis abajo, la modalidad de la figura 1 tiene un detector de salida 26 que recibe energía de luz reflejada, mientras 10 que la modalidad de la figura 2 incluye un detector de salida 26 que recibe luz transmitida a través del tejido que contiene analito 10. Al igual que con el elemento de entrada 20, el elemento de salida 26 es de preferencia un lente óptico. Se pueden incorporar otros medios de recolección 15 óptica en un elemento de salida 26, tal como un sistema de lentes múltiples, fibra ahusada u otro medio de recolección de haces para ayudar a dirigir la energía de luz al analizador de espectro 30. Un segundo medio para transmitir energía infrarroja 20 28 está conectado operativamente al elemento de salida 26. La luz transmitida a través del segundo medio para transmitir energía infrarroja 28 se transmite al analizador de espectro 30. En una modalidad preferida, la conexión operativa al -AAy*z A,¡mÉ¡¡ ¡s?i áy, A.» » ^¿.A-t-a^».^..!.^-^ elemento de salida incluye la transmisión de la energía de luz reflejada o transmitida que sale del elemento de salida a través del aire al analizador de espectro 30. Un espejo o serie de espejos pueden utilizarse para dirigir esta energía de luz al analizador de espectro. En una modalidad preferida, se incorpora un dispositivo de control especular para separar la luz reflejada especular de luz difusamente reflejada. Este dispositivo se describe en la solicitud copendiente y comúnmente asignada No. de serie 08/513,094, presentada el 9 de agosto de 1995 y titulada "Aparato de Monitoreo de Reflectancia Difusa Mejorado", ahora patente de E.U.A. No. 5,636,633, expedida el 10 de enero de 1997 y cuya descripción se incorpora en la presente a manera de referencia. Los medios para equilibrar la concentración de glucosa u otro analito entre los compartimientos de fluidos se ilustran en las figuras 1 y 2 como la fuente de calor 21. Se reconoce, como se describió anteriormente, que medios para equilibrar pueden incorporarse en el medio de adaptador de índices 22. En la práctica del método de la presente invención, un área del tejido que contiene analito 10 se selecciona como el punto de análisis. Esta área puede incluir la superficie de piel 12 sobre el dedo, lóbulo de la oreja, antebrazo o cualquier otra superficie de piel. De preferencia, el área para la toma de muestras incluye vasos sanguíneos cerca de la superficie, y una superficie relativamente lisa y sin callosidades. Un lugar para muestras que se prefiere es el lado inferior del antebrazo. Una cantidad de medio de adaptador de índices 22, ya sea fluido o sólido deformable, se coloca después sobre la superficie de piel 12 en el área que será analizada. El elemento detector 11, el cual incluye el elemento de entrada 20 y el elemento de salida 26, como se ilustra en la modalidad de la figura 1, se pone después en contacto con el medio de adaptador de índices 22. Como alternativa, se puede colocar una cantidad de medio de adaptador de índices 22 sobre el elemento detector 11, el cual se pone después en contacto con la superficie de piel 12 con el medio de adaptador de índices 22 dispuesto entre los mismos. En cualquier procedimiento, el elemento de entrada 20 y el elemento de salida 26 son acoplados al tejido que contiene analito 10 o a la superficie de piel 12 vía el medio de adaptador de índices 22. El acoplamiento del elemento detector 11 con la superficie de piel vía el medio de adaptador de índices 22 elimina la necesidad de que la energía de luz se propague a través del aire o bolsas de aire debido a un espacio entre la sonda y la superficie de piel 12 o a irregularidades en la superficie de piel 12. Se utilizan medios para equilibrar la concentración de glucosa o de otro analito entre el sistema vascular y el tejido en el área de análisis para equilibrar esa concentración. Por ejemplo, el elemento detector puede calentarse a entre 38°C y 42°C y ponerse en contacto con el área de tejido durante aproximadamente 2 a 5 minutos antes de analizar el tejido para concentración de analitos. Se ha encontrado que esto es tiempo suficiente no sólo para calentar el tejido, sino lo que es más importante, para permitir un suficiente equilibrio de analitos entre los compartimientos de fluidos que tienen al analito en los mismos. En el análisis para la concentración de glucosa en el tejido que contiene analito 10, la energía de luz que proviene de la fuente de luz 16 es transmitida a través del primer medio para transmitir energía infrarroja 18 al interior del elemento de entrada 20. La energía de luz es transmitida del elemento de entrada 20 a través del medio de adaptador de índices 22, a la superficie de la piel 12. La energía de luz que hace contacto con la superficie de piel 12 es absorbida diferencialmente por los diferentes componentes y analitos contenidos debajo de la superficie de piel 12 con el cuerpo (es decir, sangre dentro de los vasos) en la misma. En una modalidad preferida, la energía de luz no absorbida se refleja de regreso al elemento de salida 26 después de propagarse de nuevo a través del medio de adaptador de índices 22. La energía de luz no absorbida es transmitida vía el segundo medio para transmitir energía infrarroja 28 al analizador de espectro 30. En la modalidad alternativa de la figura 2, el elemento de entrada 20 se pone en contacto con una primera cantidad de medios de adaptador de índices 22 sobre una primera superficie de la piel 12, mientras que el elemento de salida 26 se pone en contacto con una segunda cantidad de medio de adaptador de índices 24 sobre una superficie de piel opuesta 14. Al igual que con la modalidad anterior, el medio de adaptador de índices 22 puede ponerse primero sobre el elemento de entrada 20 y el elemento de salida 26 antes del contacto con la superficie de piel 12. Con esta modalidad alternativa, la energía de luz propagada a través del elemento de entrada 20 y la primera cantidad de medio de adaptador de índices 22 es absorbida diferencialmente por el tejido que contiene analito 10, mientras que una cantidad de *[ *™*'ti la energía de luz a varias longitudes de onda se transmite a través del tejido que contiene analito 10 a la segunda u opuesta superficie de piel 14. De la segunda superficie de piel 14, la energía de luz no absorbida es propagada a través de la segunda cantidad de medio de adaptador de índices 24 al elemento de salida 26 con su propagación subsecuente al analizador de espectro 30 para el cálculo de la concentración de analitos. Como se indicó previamente, el medio de adaptador de índices 22 de la presente invención es una clave para la precisión y capacidad de repetición mejoradas del método descrito arriba. El medio de adaptador de índices puede ser preferiblemente una composición fluida que contenga clorofluorocarburos . La composición también puede ser una mezcla de clorofluorocarburos y perfluorocarburos . Una composición que se prefiere incluye clorotrifluoroetileno . Una composición que se prefiere contiene alrededor de 80% a aproximadamente 99.8% en peso de clorofluorocarburos . Como se indicó anteriormente, la presente invención utiliza un fluido de adaptador de índices para optimizar la entrada y salida de energía de luz hacia y desde una muestra que contenga un analito de interés que será medido. En su sentido más amplio, el fluido de adaptador de índices de la ^j^j^^^»^^^»^ presente invención puede ser cualquier fluido que creé una interfaz óptica mejorada sobre la interfaz que resulte de colocar simplemente a la sonda de la presente invención sobre una superficie de piel. Si no está el fluido de adaptador de índices de la presente invención, esta interfaz puede incluir espacios que sean llenados con aire y ocasionen una refracción de luz perjudicial tanto entrando en el tejido y como saliendo del mismo. De esta manera, cualquier fluido de adaptador de índices que tenga un índice de refracción más cercano al del tejido de aproximadamente 1.38 contra el índice de refracción de aire de aproximadamente 1.0 podría proporcionar una interfaz mejorada. Los solicitantes han reconocido también que la utilidad del aparato de la presente invención requiere que el acoplamiento del detector sea repetible y que los resultados sean una reflexión precisa del nivel de glucosa en la sangre del paciente. De esta manera, los solicitantes han encontrado que es preferible que los fluidos de adaptador de índices de la presente invención contengan aditivos de diagnóstico y/o aditivos fisiológicos. Los aditivos de diagnóstico proporcionan una determinación de la calidad de la interfaz lente a tejido y/o una determinación del rendimiento actual del instrumento, mientras que los aditivos fisiológicos alteran la fisiología del tejido para corregir diferencias en la concentración de analitos en el tejido contra la concentración de analitos en sangre. A continuación se da una descripción de estos aditivos. La medición no invasiva de glucosa en tejido por la presente invención se mejora colocando un aditivo en el fluido de adaptador de índices que permita la evaluación del espesor del fluido cuando el tejido sea puesto en contacto con el instrumento. En modalidades preferidas, el aditivo proporciona también una calibración del instrumento al incluir un compuesto de alta absorción conocida a una longitud de onda de luz especificada. Estos aditivos también aseguran además que se esté utilizando el fluido de adaptador de índices adecuado para el instrumento. Ya que un fluido de adaptador de índices ocasiona inherentemente un cambio de altura en el tejido por arriba de la sonda de muestra, la medición de esta altura puede ayudar en la medición global de glucosa u otro analito, permitiendo al mismo tiempo que se aplique una corrección en la longitud de trayectoria a la medición espectral como una función de la altura del tejido sobre el dispositivo de toma de muestras. Esto puede asegurar que se obtenga una altura reproducible y consistente antes de comenzar la medición espectral del 1.4 tejido, y permite además el ajuste de la altura antes de comenzar la medición espectral del tejido. De esta manera, el usuario puede estar seguro de que no se obtengan resultados espurios debido a un exceso en la altura del fluido de equilibrio, la utilización de fluido de adaptador de índices insuficiente o alguna otra mala colocación de la superficie del tejido en relación al analizador. Los espectrómetros de laboratorio utilizan un sistema de transformación de Fourier que incorpora una señal de referencia láser para establecer las longitudes de onda y garantiza que el instrumento está calibrado. Sin embargo, es posible que los instrumentos que sean obtenibles por un usuario final no usarán un láser, sino más bien serán instrumentos tipo dispersión tales como rejillas, disposiciones CCD y otros. Con estos instrumentos, es importante estar seguro de que la calibración sea adecuada antes de cada análisis de analito de sangre. De esta manera, los solicitantes han encontrado que la adición de un aditivo que incluye una característica espectral bien definida a una longitud de onda de luz conocida se pueden utilizar para asegurar la calibración. El uso de un aditivo espectralmente activo conocido al fluido de adaptador de índices también asegura que el usuario final esté usando un fluido de adaptador de índices adecuado para el cual el instrumento haya sido calibrado y programado. El uso de un fluido de adaptador de índices diferente podría dar como resultado un error en la medición no invasiva de analitos al absorber energía de luz en las áreas de interés para el analito particular. Para lograr la capacidad de repetición, precisión y calidad anteriores, un agente espectroscópicamente activo se añade preferiblemente al fluido de adaptador de índices. El agente tiene de preferencia bandas de absorción picudas fuera de la región de interés para medir el analito de sangre. Por ejemplo, en un método preferido para el análisis de glucosa, el agente sería activo fuera de las escalas de 4200-4900 y 5400-7200 de números de onda. El agente también podría ser activo dentro de esta escala siempre y cuando no haya un traslape significativo con las longitudes de onda ya usadas para calcular la concentración de glucosa. El aditivo puede fabricarse poniendo un grupo funcional adecuado en hidrocarburos perfluorados. Los hidrocarburos perfluorados son espectralmente inactivos en la región de interés, sin embargo, el grupo funcional puesto sobre los hidrocarburos perfluorados podría ser espectralmente activo. Además, estos grupos funcionales no interfieren con el análisis del analito ^^^y^^^^^^^^^^^ de sangre de interés. Los compuestos ejemplares incluyen perfluoro-2-butiltetrahidrofurano y cloruro de perfluorosuccinilo. En una modalidad alternativa, el fluido de adaptador de índices y el aditivo de diagnóstico pueden comprender el mismo fluido que proporcione ambas funciones. Por ejemplo, se puede utilizar perfluoro-2-butiltetrahidrofurano como un medio de adaptador de índices que mejore la interfaz óptica, y al mismo tiempo incluya un grupo funcional que haga al compuesto espectográficamente activo en una escala deseada para propósitos de diagnóstico. Como se mencionó previamente, la energía de luz infrarroja próxima de la presente invención se utiliza preferiblemente para medir un analito de sangre tal como glucosa. Se menciona también que la energía de luz interroga a la piel como un todo, mientras que los vasos sanguíneos constituyen menos del 10% del volumen de la piel. Por lo tanto, en realidad el contenido total de glucosa en la piel se está usando como un sustituto para la concentración de glucosa en la sangre. Este hecho puede llevar a resultados de prueba imprecisos si hay una gran diferencia entre la concentración de glucosa en tejido y la concentración de glucosa en vasos sanguíneos, tal como en los momentos de una rápida elevación o caída de los niveles de glucosa en sangre. La glucosa en sangre puede elevarse en forma precisa después de una comida o durante la producción de glucosa por el hígado, mientras que existe una elevación conmensurada pero retrasada de la concentración de glucosa en la piel. Este retraso, debido al tiempo finito requerido para que la glucosa se difunda en el compartimiento de agua en la piel más grande, puede tomar de algunos minutos a varios minutos dependiendo de la magnitud de la elevación y del área superficial de los capilares disponibles para la difusión. Por lo tanto, los solicitantes equilibran la concentración de analitos entre los compartimientos de fluidos antes de basarse en la precisión del contenido de glucosa en piel total como un sustituto para la concentración de glucosa en la sangre. Los solicitantes han descubierto también la utilidad de tomar varias muestras antes y durante el procedimiento de equilibrio. Como se detalla abajo, estas lecturas pueden utilizarse para predecir la dirección y velocidad de carga de glucosa o cualquier otro analito en la sangre para que se pueda optimizar la respuesta terapéutica. Durante el uso real de un aparato no invasivo de la presente invención, los solicitantes han encontrado que la superficie del brazo de un paciente o área de muestra sobre .-.y ¿ i i el brazo estará aproximadamente a la temperatura ambiente. A temperatura ambiente, existe una diferencia en concentración entre el tejido y la sangre si la concentración de glucosa del paciente está en desequilibrio, tal como durante las veces de cambio de glucosa con base en la actividad o la ingestión de alimentos. Por motivos de claridad, el brazo a temperatura ambiente será llamado un "brazo frío" . Si el brazo frío se pone en el dispositivo de muestreo óptico de la presente invención y se calienta de acuerdo con el método de equilibrio descrito por los solicitantes, la diferencia en concentración entre la sangre y el tejido disminuirá con el tiempo debido al intercambio mejorado entre estos dos compartimientos de fluidos. En términos simples, una medición de glucosa en brazo frío por el método y aparato no invasivo infrarrojo de la presente invención generará una medición de glucosa o de otro analito que será representativa de niveles de glucosa o analito pasados. Al calentarse el brazo y dejarse equilibrar los niveles de glucosa o de otro analito en sangre y tejido, la medición no invasiva representará los niveles de glucosa reales. Debido al hecho de que el brazo frío representa un nivel de glucosa pasado, tanto la dirección como la velocidad de cambio de la glucosa en sangre o de otro analito pueden determinarse. De esta manera, los solicitantes han encontrado que en una sola sesión de medición no invasiva, la cual incluye lecturas múltiples, se puede recabar mucha información en un corto periodo de tiempo utilizando el método de los solicitantes para equilibrar las concentraciones de analitos en compartimientos de fluidos. Esta información incluye la dirección de la glucosa u otro cambio de analito, la velocidad de cambio durante el periodo precedente y la concentración de glucosa absoluta en la sangre después de alcanzar el equilibrio. En un método preferido, el paciente colocaría su brazo frío en el dispositivo de medición no invasivo. El monitor haría después una medición no invasiva durante el periodo de inserción. Si el paciente se encuentra a una concentración de glucosa o de otro analito de interés estable y no fue necesario un equilibrio entre el tejido y la sangre, la lectura de glucosa no invasiva sería relativamente constante durante el periodo de equilibrio. Por ejemplo, las lecturas durante los pasados tres minutos serían aproximadamente las mismas. Sin embargo, si la glucosa u otro analito del paciente cambiara rápidamente, o hubiera cambiado rápidamente antes de la inserción, las mediciones no fc<¡t~ . ^^g^j^g^^j invasivas cambiarían rápidamente con el tiempo debido al equilibrio entre el tejido y la sangre durante el periodo de equilibrio. Durante un periodo de incremento de la concentración de glucosa en la sangre, la medición de prueba sobre el brazo frío generaría una lectura que estaría realmente debajo del valor en la sangre. Al equilibrarse el brazo, tal como mediante calentamiento, los valores de glucosa en sangre y tejido se equilibrarían rápidamente. Pueden hacerse mediciones de tejido no invasivas múltiples durante una sola sesión para monitorear tanto el cambio absoluto en la magnitud como la velocidad de cambio en la magnitud de la medición de analitos totales en el tejido. Debido a que la medición de tejido total incrementa durante el periodo de equilibrio, se indica claramente que la concentración en sangre del analito medido está incrementado, y que no ha habido tiempo para que la concentración en tejido se acumule con base en el retraso natural entre los compartimientos de fluidos. En contraste con un periodo para incrementar la concentración de analitos o la concentración de glucosa en la sangre, un periodo de disminución de la concentración sería indicado por una concentración de glucosa más alta en el tejido que en la sangre. De esta manera, la predicción no invasiva del brazo frío estaría por arriba de la concentración en sangre real. Este desequilibrio sería indicado después de la activación del medio para equilibrar concentraciones dentro de compartimentos de fluidos y conmensurar una disminución rápida en la concentración total de analitos en tejido al lograrse el equilibrio. En resumen, el brazo, en su estado nativo, exhibirá un desequilibrio entre las concentraciones de glucosa en tejido y sangre cuando la concentración de glucosa cambie. Una medición no invasiva bajo condiciones de desequilibrio proveerá información acerca de las concentraciones de glucosa en sangre pasadas. Al resolverse la condición de desequilibrio, la medición no invasiva se vuelve una medición de la concentración real de glucosa en sangre. La condición de desequilibrio en sangre/tejido puede resolverse a través de varios métodos. Como se mencionó arriba, el calor resuelve la condición de desequilibrio. Además, otros métodos resuelven condiciones de desequilibrio como los descritos anteriormente. Debido al hecho de que en la presente modalidad, las mediciones se hacen bajo una condición de desequilibrio, si la glucosa de un paciente ha estado cambiando, el dispositivo no invasivo puede proporcionar información que se refiera tanto a la dirección ^^ Í ^^ ^^gg^^^^^á^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^^ ^^^^^^^^^^^^^^-z ^^^^^-& & ? como a la velocidad de cambio de la concentración de glucosa o de otro analito en el paciente por lo que una predicción precisa del tratamiento puede hacerse en respuesta a la información. En una modalidad alternativa de la presente invención, el compuesto usado como un fluido de adaptador de índices puede contener un aditivo hidrofílico tal como alcohol isopropílico. Se cree que el aditivo hidrofílico acumula la humedad en la superficie de la piel para mejorar la interfaz entre el medio y la piel. Además, el medio de adaptador de índices puede contener agentes de limpieza para aglutinar el aceite en la piel en el punto de muestra y reducir el efecto del mismo. También se puede incluir un agente tensioactivo en la composición. El agente tensioactivo mejora la humectación del tejido, mejorando de esta manera el contacto. Finalmente, se puede agregar un compuesto antiséptico al medio de adaptador de índices. En una modalidad alternativa de la presente invención, el adaptador de índices entre los elementos detectores ópticos y el tejido puede llevarse a cabo por un sólido deformable. El sólido deformable puede alterar su forma de tal manera que se minimicen los espacios de aire, debidos en parte a las superficies no uniformes de la piel. a t..í _. ,? -i.

Los sólidos deformables pueden incluir por lo menos gelatina, cinta adhesiva y sustancias que sean líquidas en su aplicación pero se vuelvan sólidas con el tiempo. El medio de adaptador de índices tiene de preferencia un índice de refracción de 1.30-1.45, muy preferiblemente de 1.35-1.40. Se ha encontrado que la utilización de un índice de refracción en esta escala mejora la capacidad de repetición y precisión del método anterior. Se reconoce que el índice de refracción del medio de adaptador de índices debe ser consistente a lo largo de la composición para evitar la refracción de la energía de luz mientras ésta pasa a través del medio. Por ejemplo, no deben haber burbujas de aire presentes en el medio de adaptador de índices que pudieran ocasionar una discontinuidad en el índice de refracción. En una modalidad preferida, la concentración de glucosa en el tejido se determina midiendo primero la intensidad de luz recibida por el detector de salida. Estas intensidades medidas en combinación con un modelo de calibración se utilizan por un algoritmo multivariado para predecir la concentración de glucosa en el tejido. El modelo de calibración relaciona empíricamente las concentraciones de glucosa conocidas en las muestras de calibración con las fc^«é^^ ?^¿-^Biaß—^^— z^zz^--------,---- mz^ ^_^^^¿¿^^^¿^^^^^_m^^A¿z ^¿^_^^^^^^^^^¿ t? a variaciones de intensidad medidas obtenidas de las muestras de calibración. En una modalidad preferida, el algoritmo multivariado usado es el método de los mínimos cuadrados parcial, aunque se pueden emplear otras técnicas La energía infrarroja de entrada que proviene del detector del elemento de entrada se acopla a la muestra que contiene analitos o sangre a través del medio de adaptador de índices 22. Hay, de esta forma, una absorción diferente a varias longitudes de onda de la energía infrarroja como una función de la composición de la muestra. La absorción diferente ocasiona variaciones en intensidad de la energía infrarroja que pasa a través de las muestras que contienen analitos. Las variaciones de intensidad derivadas de la energía infrarroja se reciben por reflectancia o transmitancia a través de la muestra que contiene analitos por el elemento de salida del detector, el cual está acoplado también a la muestra de sangre o que contiene analitos a través del medio de adaptador de índices 22. El analizador de espectro 30 de la presente invención incluye preferiblemente un dispositivo de dispersión de frecuencia y detectores con disposición de fotodiodos en conjunto con una computadora para comparar los datos recibidos de estos dispositivos con el modelo descrito arriba. Aunque es preferible, se pueden utilizar otros métodos para analizar la energía de salida. El dispositivo de dispersión de frecuencia y los detectores con disposición de fotodiodos están dispuestos de manera tal que la disposición incluya varios conductores de salida, uno de los cuales sea asignado a una longitud de onda o escala angosta de longitudes de onda particular de la fuente de energía 16. La amplitud del voltaje desarrollado sobre cada uno de los conductores es conmensurada con intensidad de la energía infrarroja incidente sobre cada detector particular en la disposición para la longitud de onda de la fuente asociada con ese detector. Típicamente, los fotodiodos del detector con disposición son pasivos, en lugar de fotovoltaicos, aunque se pueden emplear dispositivos fotovoltaicos. Los diodos del detector con disposición deben suministrarse con voltaje de suministro de energía de CD derivado de una fuente de energía y acoplado a los diodos del detector con disposición por medio de un cable. La impedancia de los elementos de diodo del detector con disposición se cambian como una función de la intensidad de la energía óptica incidente sobre los mismos en la banda de paso de la fuente de energía 16 asociada con cada elemento de fotodiodo particular. Los cambios de impedancia pueden '-' '•' * controlar la amplitud de la señal suministrada por el detector con disposición a una computadora de memoria de acceso aleatorio. La computadora incluye una memoria que tiene almacenada en la misma un modelo de calibración multivariado que relaciona empíricamente la concentración de glucosa conocida en un conjunto de muestras de calibración con las variaciones de intensidad medidas de las muestras de calibración, en varias longitudes de onda. Ese modelo se construye usando técnicas conocidas por los estadistas. La computadora predice la concentración de analitos de la muestra que contiene analitos 10 utilizando las variaciones de intensidad medidas, el modelo de calibración y un algoritmo multivariado. De preferencia, el cálculo se hace por la técnica de mínimos cuadrados parcial como la descrita por Robinson et al . en la patente de E.U.A. No. 4,975,581, incorporada en la presente a manera de referencia. Se ha encontrado que se obtiene una mejora considerable en la precisión de detección utilizando simultáneamente por lo menos varias longitudes de onda de la escala de frecuencias espectrales completa de la fuente de energía 16 para derivar datos para un análisis multivariado. El método multivariado permite tanto la detección como la ^a^^ ^^tó&^ Í¡^*láÉfc*<ig compensación de interferencias, la detección de resultados no significativos, así como el modelaje de muchos tipos de alinealidades . Ya que las muestras de calibración usadas para derivar los modelos han sido analizadas en una base multivariada, la presencia de materiales biológicos desconocidos en el tejido que contiene analito 10 no evita o distorsiona el análisis. Esto se debe a que estos materiales biológicos desconocidos están presentes en las muestras de calibración usadas para formar el modelo. El algoritmo de mínimos cuadrados parcial, modelo de calibración y variaciones de intensidad medidas se emplean por la computadora para determinar la concentración del analito en el tejido que contiene analito 10. La indicación derivada por la computadora se acopla a presentadores visuales alfanuméricos convencionales.

Sección experimental Ejemplo 1 Se llevó a cabo una prueba comparativa para documentar el efecto de utilizar un medio de adaptador de índices contra ningún medio de adaptador de índices en el mismo aparato. Debe hacerse referencia a la figura 3, la fc-£^^*^^4^^í^^^^^^^^^s^^^a^^£fe^^ cual es una representación gráfica de los resultados del experimento, en donde la línea 50 representa el análisis sin el medio de adaptador de índices, y la línea 52 documenta la precisión mejorada del resultado cuando el elemento detector se acopla a la superficie de la piel vía un medio de adaptador de índices. Para llevar a cabo la prueba, se llevaron a cabo muestras en un antebrazo con y sin el medio de adaptador de índices con una recolección de datos resuelta en tiempo de dos minutos. El aparato utilizado para llevar a cabo el experimento incluía un Espectrómetro Infrarrojo de Transformación de Fourier (FTIR) Perkin-Elmer (Norwalk, CT) System 2000 con un detector de un solo elemento de antimónido de indio (InSb) DÍA de 4 mm. La fuente de luz fue un bulbo de luz de halógeno tungsteno de cuarto de 100 watts de Gilway Technical Lamp (Woburn, MA) . El interferómetro empleó un divisor de haz de cuarto de transmisión infrarroja. La recolección de datos fue por medio de un enlace transordenador a un software TR-IR Perkin-Elmer que corre en PC. La visualización de los datos se logró en Matlab (Math Works, Natick, MA) . Los dispositivos ópticos de muestreo se construyeron en casa y consistían, en parte, del sistema óptico descrito en la solicitud co-pendiente 08/513,094, H-fat-a^ ??J ??-a .*»-. z- , - ......., presentada el 9 de agosto de 1995, titulada "Aparato de Monitoreo de Reflectancia Difusa Mejorado", ahora patente de E.U.A. No. 5,636,633, expedida el 10 de junio de 1997. Todos los parámetros del instrumento fueron idénticos para la recolección de ambos espectros. El procedimiento experimental fue el siguiente. La superficie de muestreo consistía en un hemisferio de MgF2 montado con su lado de radio dando hacia abajo y su superficie plana colocada horizontalmente. La luz se lanzó al hemisferio desde abajo. La superficie plana del hemisferio, el montaje para el hemisferio y el soporte para el montaje todos comprendían una superficie de muestreo horizontal y empatada. El brazo del paciente se colocó hacia abajo sobre esta superficie, de manera tal que el lado inferior del antebrazo descansara contra la superficie de muestreo del hemisferio. El área del antebrazo había sido previamente rasurada y lavada con jabón y agua, después frotada con alcohol isopropílico. El brazo se cubrió después con una manga para presión sanguínea que se infló hasta una presión de 30 mm de mercurio. La manga actuó para mantener al brazo en su lugar y para evitar el movimiento del brazo con relación al hemisferio. La superficie de muestreo se mantuvo a una temperatura constante de 28 °C por elementos calentadores de resistencia y un dispositivo de retroalimentación con termopar. Después de que el brazo se situó en el dispositivo, se dejó equilibrar durante 30 segundos antes de las muestras. En referencia a la figura 3, el trazo superior, marcado 50, muestra el resultado obtenido cuando las muestras se hicieron en el modo descrito previamente en ausencia de medio de adaptador de índices. En el trazo inferior, marcado 52, se aplicaron 100 microlitros de clorotrifluoroeteno a la superficie del hemisferio antes de poner el brazo. Hay varias diferencias notables. La más aparente es el esparcimiento de los datos. 50 y 52 comprenden cada uno varios espectros. Con FLUOROLUBE, todos los espectros se traslapan entre sí bastante cerca. Esto indica que la interfaz es bastante estable. Sin FLUOROLUBE, la interfaz es extremadamente instable. Asimismo, son notables los datos cerca de 5200 cm"1. Esta es la posición de la banda de agua más fuerte. Sin FLUOROLUBE, esta banda aparece más débil, ya que está contaminada con luz especular. De hecho, nótese que el esparcimiento de los datos es más grande bajo esta banda. De hecho, la diferencia entre los dos trazos puede atribuirse ampliamente a energía espuria de contaminación especular.

^^^^¿^^^^*^*^^^^-^ Ejemplo 2 Se llevaron a cabo pruebas para demostrar el efecto de utilizar medios para equilibrar la concentración de glucosa entre el sistema vascular y tejido. Los resultados se ilustran gráficamente en las figuras 4 y 5. El estudio se llevó a cabo inyectando un bolo de glucosa por medio de catéter intravenoso a un paciente no diabético midiendo simultáneamente las concentraciones de glucosa capilar en serie de la manera convencional y la concentración de glucosa en "tejido" no invasiva por medio de espectroscopia de reflectancia infrarroja próxima del antebrazo. Los valores de glucosa capilares de referencia se indican por las líneas continuas y las mediciones espectroscópicas se muestran como asteriscos individuales. La gráfica de la figura 4 muestra los resultados cuando el brazo no estaba calentado (aproximadamente a 35°C) y la gráfica de la figura 5 muestra los resultados del experimento idéntico llevado a cabo con el brazo localmente calentado a 40°C. Ninguna de las gráficas incluye corrección de pendiente (factor de corrección para el hecho de que la piel tiene agua intracelular con bajo contenido de glucosa) por lo que hay una diferencia inherente entre la concentración de glucosa en sangre y la concentración de glucosa en tejido en !^-^^^^^¡^*£ ^uí& g|?^ el agua. Sin embargo, el sorprendente aspecto de los dos conjuntos de mediciones es qué tan bien la medición óptica en el brazo calentado sigue la concentración de glucosa en sangre real en términos de forma. En el caso no calentado existe una lenta elevación en la glucosa medida ópticamente, que es consistente con un llenado lento de los volúmenes de agua dérmicos y posiblemente epidérmicos (ya que el flujo sanguíneo es nominalmente constante a lo largo del estudio) . De manera inversa, en el experimento calentado, la concentración de glucosa máxima se alcanza por la segunda muestra óptica y no hay evidencia alguna de llenado adicional o incremento del contenido de glucosa en piel total. Así, el retraso ha desaparecido virtualmente con la implementación del calentamiento local de la piel. Es de esta manera claro que la metodología de la presente invención hace posible el reemplazo de algunas mediciones de sangre directas (mediciones que requieren que la sangre sea extraída de las venas, capilares o arterias del paciente) mediante medios no invasivos o mínimamente invasivos, siempre y cuando la velocidad de equilibrio pueda incrementarse lo suficiente y se dé suficiente tiempo de equilibrio antes de tomar una lectura. La mejora del tiempo de equilibrio de la dermis y sangre tendrá impacto en las ??tá.*t.?*?,*¡*a¡i?Adk.*.1*á*.íilá- ----- -,-*»-.« -*"-"» ->* * •*- - • mediciones de analitos que cambian rápidamente en el cuerpo. Los componentes de la sangre tales como albúmina o urea cambian en forma relativamente lenta en la sangre, excepto por circunstancias únicas tales como hemodiálisis. Como se indicó a lo largo de este documento, la aplicación preferida de esta técnica es en la medición de la concentración de glucosa en sangre en diabéticos. Dado el retraso de tiempo aparente entre muchas de las mediciones alternativas y la medición de la concentración de glucosa en sangre directa, es claro que la insulina o terapia calórica con base en estas determinaciones es menos que ideal. Mediciones precisas con respecto a tiempo, incluyendo un periodo de equilibrio, proporcionan información detallada que podría ser muy útil en el enfoque no invasivo para el manejo de la diabetes.

Ejemplo 3 Como se indicó anteriormente, en modalidades preferidas de la presente invención, el paciente colocaría su "brazo frío" en el dispositivo de medición no invasivo. Se activarían medios para equilibrar las concentraciones de glucosa en los compartimentos de fluidos. El monitor haría mediciones no invasivas durante el periodo de equilibrio. Si el paciente estuviera a una concentración de glucosa estable y no fuera necesario el equilibrio entre el tejido y la sangre, la lectura de glucosa no invasiva sería constante. Por ejemplo, las lecturas durante los primeros tres minutos serían aproximadamente las mismas; sin embargo, si la glucosa del paciente cambiara rápidamente, o hubiera cambiado rápidamente antes de la inserción, las mediciones no invasivas cambiarían rápidamente con el tiempo debido al equilibrio entre el tejido y la sangre. Para probar este concepto, se llevó a cabo un estudio con pacientes en el que la glucosa del paciente era tanto variada como mantenida constante. La figura 6 ilustra los resultados de estas pruebas y se divide en tres secciones distintas: 1) periodo de concentración de glucosa constante; 2) periodo de concentración de glucosa en aumento y 3) periodo de concentración de glucosa en disminución. Durante cada sesión, los brazos izquierdo y derecho del paciente se insertaron en el dispositivo de medición. En el momento de la inserción en el dispositivo, el brazo estaba en una condición de "brazo frío" . El brazo permaneció insertado durante veinte minutos, tiempo durante el cual se le dejó calentar a aproximadamente 40°C. En la sección 1 de la figura 6, cuando la glucosa del paciente es estable, las mediciones de glucosa no invasivas fueron relativamente constantes durante el periodo de inserción completo. Así, las predicciones de glucosa tanto en "brazo frío" como en "brazo caliente" fueron similares. La concentración de glucosa en la sangre se determinó a partir de una muestra de sangre capilar y debido a que no hubieron cambios significativos en las mediciones no invasivas, se puede concluir que la glucosa del paciente es, y ha sido bastante estable. En la sección 2, la glucosa del paciente se incrementó a una velocidad de aproximadamente 2 mg/dl por minuto. Debido al hecho de que el brazo está en su estado frío, el resultado es una diferencia entre el tejido y la sangre. Después de la inserción del "brazo frío" en el dispositivo de medición, la medición no invasiva genera una lectura que está por debajo del valor de sangre real. Al calentarse el brazo, los valores de glucosa en sangre y tejido se equilibran rápidamente. Al permanecer el brazo en el dispositivo de medición durante este periodo de calentamiento, se pueden hacer varias mediciones de tejido no invasivas. Como se puede observar de la figura 6, las mediciones no invasivas cambian rápidamente y se equilibran rápidamente a los valores de sangre. El examen de las inserciones del brazo derecho e izquierdo durante el periodo |^^^^^^4ja^^^^¿^^^ de incrementar la concentración de glucosa demuestra que la dirección y velocidad de cambio pueden cuantificarse en un sentido general. Los cambios muy rápidos observados durante los primeros pocos minutos sugerirían fuertemente que los valores de glucosa del paciente se habrían incrementado significativamente durante el periodo anterior. En la sección 3, un periodo de concentración de glucosa en descenso, aún está presente la capacidad para determinar la dirección, velocidad de cambio y valor absoluto. Es importante mencionar que se muestreó el mismo lugar sobre cada brazo durante cada sección. Ya que se usó el mismo lugar, las concentraciones de glucosa en sangre y tejido del brazo izquierdo se equilibraron en la 17va hora. El tejido tuvo aproximadamente dos horas para desarrollar una condición de desequilibrio entre la sangre y el tejido. En el caso de disminuir la concentración de glucosa, el tejido estará a una concentración de glucosa más alta que la sangre. Como se observa en la figura 6, la predicción no invasiva está por arriba de la concentración en sangre pero de nuevo muestra un rápido equilibrio. Nuevamente, el procedimiento de medir un "brazo frío" seguido por el calentamiento del brazo hace posible que la medición no invasiva proporcione al paciente una medición absoluta de la concentración de txl?.?A-?- Í yy?H?Í?. ^.?ytyAiz. glucosa, así como una medida tanto de la dirección como de la velocidad de cambio de concentración de glucosa en la sangre. En la descripción anterior se han mostrado nuevas características y ventajas de la invención cubiertas por este documento. Sin embargo, se entenderá que esta descripción es, en muchos aspectos, únicamente ilustrativa. Pueden hacerse cambios en los detalles, particularmente en materia de tamaño, forma y disposición de las partes, sin exceder el alcance de la invención. El alcance de la invención es, por supuesto, definido en el lenguaje en el cual se expresan las reivindicaciones anexas . Se hace constar que con relación a esta fecha, el mejor método conocido por la solicitante para llevar a la práctica la citada invención, es el que resulta claro de la presente descripción de la invención.

Claims (39)

REIVINDICACIONES Habiéndose descrito la invención como antecede, se reclama como propiedad lo contenido en las siguientes reivindicaciones:

1. Un método para la medición espectroscópica no invasiva de analitos, el método se caracteriza porque comprende las etapas de: proporcionar un medio para irradiar tejido con energía infrarroja; proporcionar un elemento de salida, el elemento de salida está conectado en forma operativa a un medio para medir un espectro; proporcionar un medio para incrementar la velocidad de equilibrio de la concentración de analitos entre compartimientos de tejido, los compartimientos de tejido incluyen compartimientos vasculares y no vasculares; activar el medio para incrementar la velocidad de equilibrio de la concentración de analitos y permitir tiempo para un equilibrio suficiente de la concentración de analitos entre los compartimientos de tejido; -. ..»»t-j.¿- irradiar tejido que incluye los compartimientos con la energía infrarroja para que haya absorción diferencial de la energía infrarroja en el tejido; y colectar la energía infrarroja que sale del tejido a través del elemento de salida y cuantificar la energía infrarroja con el medio para medir un espectro.

2. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque se deja transcurrir suficiente tiempo para aproximadamente 100% de equilibrio.

3. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque se deja transcurrir suficiente tiempo para aproximadamente 80% o más de equilibrio.

4. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la etapa de activación comprende calentar los compartimientos de tejido, y en donde se deja transcurrir suficiente tiempo para que incremente la temperatura de la dermis.

5. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la etapa de activación comprende calentar los compartimientos de tejido, y en donde se dejan transcurrir por lo menos aproximadamente 2 minutos para el equilibrio de la concentración de analitos entre los compartimientos de tejido.

6. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la etapa de activación comprende calentar los compartimientos de tejido, y en donde se dejan transcurrir por lo menos aproximadamente 3 minutos para el equilibrio de la concentración de analitos entre los compartimientos de tejido.

7. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la etapa de activación comprende aplicar un rubrifractor o rubefaciente al tejido, y en donde se dejan transcurrir por lo menos aproximadamente 2 minutos para el equilibrio de la concentración de analitos entre los compartimientos de tejido.

8. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la etapa de activación comprende aplicar un rubrifractor o rubefaciente al tejido, y en donde se dejan transcurrir por lo menos aproximadamente 3 minutos para el equilibrio de la concentración de analitos entre los compartimientos de tejido.

9. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el medio para incrementar la velocidad de equilibrio de la concentración de analitos comprende una fuente de calor.

10. El método de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque la etapa de activación comprende aplicar calor al tejido utilizando la fuente de calor.

11. El método de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque la fuente de calor incluye luz infrarroja.

12. El método de conformidad con la reivindicación 10, caracterizado porque el calor se aplica a la superficie de la piel.

13. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el medio para incrementar la ^^^^^U^^6g2&í^^-^^^^^ velocidad de equilibrio de la concentración de analitos comprende un rubrifractor o rubefaciente.

14. El método de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado porque la etapa de activación comprende aplicar el rubrifractor o rubefaciente al tejido.

15. El método de conformidad con la reivindicación 14, caracterizado porque el rubrifractor o rubefaciente se aplica a la superficie de la piel.

16. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el medio para irradiar el tejido incluye un elemento óptico y el medio para incrementar la velocidad de equilibrio de la concentración de analitos incluye el elemento óptico.

17. El método de conformidad con la reivindicación 16, caracterizado porque la etapa de activación del medio para incrementar la velocidad de equilibrio de la concentración de analitos comprende calentar al elemento óptico.

18. El método de conformidad con la reivindicación 17, caracterizado porque la etapa de activación del medio para incrementar la velocidad de equilibrio de la concentración de analitos comprende además establecer contacto entre el elemento óptico y los compartimientos de tejido.

19. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque comprende además irradiar los compartimientos de tejido antes o en el momento de activar al medio para incrementar la velocidad de equilibrio de la concentración de analitos, y colectar la energia infrarroja que sale del tejido a través del elemento de salida y cuantificar la energía infrarroja con el analizador de espectro.

20. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque comprende además colectar varias lecturas de concentración de analitos durante el tiempo para el equilibrio suficiente mediante mediciones múltiples de la energía infrarroja que sale del tejido a través del elemento de salida y la cuantificación múltiple de la energía infrarroja con el medio para medir un espectro.

21. El método de conformidad con la reivindicación 20, caracterizado porque comprende además comparar las lecturas múltiples para determinar el grado de equilibrio.

22. El método de conformidad con la reivindicación 20, caracterizado porque comprende además comparar las lecturas múltiples para determinar la dirección de cambio de la concentración de analitos.

23. El método de conformidad con la reivindicación 20, caracterizado porque comprende además comparar las lecturas múltiples para determinar la velocidad de cambio de la concentración de analitos.

24. Un método para determinar la dirección de cambio de una concentración de un analito en un periodo de prueba, el método se caracteriza porque comprende las etapas de: proporcionar un medio para analizar la concentración del analito en fluido humano; proporcionar un medio para incrementar la velocidad de equilibrio de la concentración de analitos entre un compartimiento de fluidos vascular y un compartimiento de fluidos no vascular; activar el medio para incrementar la velocidad de equilibrio de la concentración de analitos y tomar lecturas múltiples de la concentración de analitos; y comparar las lecturas múltiples para determinar la dirección de cambio del analito en el fluido humano.

25. El método de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado porque el fluido humano incluye fluido intersticial .

26. El método de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado porque el fluido humano incluye los fluidos encontrados en tejido humano.

27. El método de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado porque el medio para analizar la concentración de analitos incluye un analizador espectrográfico infrarrojo no invasivo. |rf^Uíy^|^ *U^^^^^-^^~

28. El método de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado porque el medio para analizar al analito incluye el análisis de una muestra de fluido intersticial.

29. Un método para el análisis espectroscópico no invasivo de analitos, el método se caracteriza porque comprende las etapas de: proporcionar un medio para irradiar tejido con energía infrarroja; proporcionar un elemento de salida, el elemento de salida está conectado en forma operativa a un medio para medir un espectro; proporcionar un medio para reducir los desequilibrios en la concentración de analitos entre el compartimiento de fluidos vascular y los compartimientos de fluidos de tejido; aplicar el medio al tejido y permitir tiempo suficiente para la reducción del desequilibrio en concentración; irradiar el tejido con la energía infrarroja para que haya absorción diferencial de la energía infrarroja en el tejido; y ^?^ colectar la energía infrarroja que sale del tejido a través del elemento de salida y cuantificar la energía infrarroja con el medio para medir un espectro.

30. El método de conformidad con la reivindicación 29, caracterizado porque el medio incluye un compuesto rubrifractor o rubefaciente, y la etapa de aplicación comprende aplicar el compuesto rubrifractor o rubefaciente al tej ido.

31. El método de conformidad con la reivindicación 29, caracterizado porque el compuesto rubrifractor o rubefaciente se selecciona del grupo que consiste en: ácido nicotínico, metil nicotinamida, minoxidil, nitroglicerina, histamina, mentol, capsaicina y mezclas de los mismos.

32. Un método para el análisis espectroscópico no invasivo de analitos en sangre dentro de un sistema vascular a través del análisis de tejido del mismo, el método se caracteriza porque comprende las etapas de: proporcionar un medio para irradiar el tejido con energía infrarroja; ^^^jjj^^^^jl^^^^^^^^-^ proporcionar un elemento de salida, el elemento de salida está conectado en forma operativa a un analizador de espectro; proporcionar un compuesto de adaptador de índices, el compuesto de adaptador de índices se conforma a la superficie del tejido cuando se aplica al mismo y tiene un índice de refracción que se asocia estrechamente con el de la superficie del tejido; disponer una cantidad del compuesto entre el elemento de salida y la superficie del tejido para acoplar el elemento de salida a la superficie del tejido y los analitos en el tejido a través del compuesto de adaptador de índices; proporcionar un medio para equilibrar la concentración del analito entre el sistema vascular y el tejido; activar el medio para equilibrar la concentración del analito; irradiar el tejido con la energía infrarroja para que haya absorción diferencial de la energía infrarroja en el tejido; y colectar la energía infrarroja que sale del tejido a través del elemento de salida acoplado a la superficie del tejido a través del compuesto de adaptador de índices y l-i k*.? MÍ. y*iy -- .+, -tta-fa cuantificar la energía infrarroja con el analizador de espectro.

33. El método de conformidad con la reivindicación 32, caracterizado porque el medio para equilibrar la concentración del analito entre el sistema vascular y el tejido comprende un medio para calentar el tejido vascularizado hasta a una temperatura sobre la temperatura de la piel y durante un tiempo suficiente como para incrementar la velocidad de flujo sanguíneo.

34. El método de conformidad con la reivindicación 33, caracterizado porque la etapa de activar el medio para equilibrar la concentración del analito comprende calentar el tejido.

35. El método de conformidad con la reivindicación 34, caracterizado porque el medio para irradiar el tejido incluye un elemento óptico y el medio para calentar el tejido incluye al elemento óptico.

A^^^S^ SAA&^^^^^^^A 36. El método de conformidad con la reivindicación 34, caracterizado porque la etapa de calentar el tejido comprende calentar el elemento óptico.

37. El método de conformidad con la reivindicación 35, caracterizado porque el elemento óptico se mantiene a una temperatura de entre aproximadamente 38 °C y aproximadamente 42°C.

38. Un aparato para la medición no invasiva de un analito en tejido humano, el tejido humano incluye varios compartimientos de fluido que tienen una concentración del analito dispuesta en los mismos, el aparato se caracteriza porque comprende: una fuente de por lo menos tres longitudes de onda de luz, las longitudes de onda están en la escala de 300 a 2500 nm; un elemento detector de entrada para dirigir la luz dentro del tejido y un elemento detector de salida para colectar al menos una porción de la luz no absorbida del tej ido; un medio para incrementar la velocidad de equilibrio de la concentración del analito entre los compartimientos de fluido múltiples; un medio para medir y procesar la porción colectada de la luz no absorbida del tejido después del equilibrio; y un medio para indicar un valor de la concentración de analitos.

39. Un método para la medición espectroscópica no invasiva de analitos, el método se caracteriza porque comprende las etapas de: proporcionar un medio para irradiar tejido con energía infrarroja; proporcionar un elemento de salida, el elemento de salida está conectado en forma operativa a un analizador de espectro; proporcionar un medio para incrementar la velocidad de equilibrio de la concentración de analitos entre compartimientos de tejido, los compartimientos de tejido incluyen compartimientos de fluido intersticial vasculares y dérmicos; activar el medio para incrementar la velocidad de equilibrio de la concentración de analitos y permitir tiempo para un equilibrio suficiente de la concentración de analitos entre los compartimientos de tejido; irradiar el tejido adyacente al compartimiento de fluido intersticial dérmico con la energía infrarroja para que haya absorción diferencial de la energía infrarroja en el tejido adyacente al compartimiento de fluido intersticial dérmico; y colectar la energía infrarroja que sale del tejido adyacente al compartimiento de fluido intersticial dérmico a través del elemento de salida y cuantificar la energía infrarroja con el analizador de espectro. *^^^^-^^^^^á^^^4¿^- kAj^^*