RU2010152373A - Способ и система для неинвазивного оптического определения глюкозы крови, используя спектральный анализ данных - Google Patents

Способ и система для неинвазивного оптического определения глюкозы крови, используя спектральный анализ данных Download PDF

Info

Publication number
RU2010152373A
RU2010152373A RU2010152373/14A RU2010152373A RU2010152373A RU 2010152373 A RU2010152373 A RU 2010152373A RU 2010152373/14 A RU2010152373/14 A RU 2010152373/14A RU 2010152373 A RU2010152373 A RU 2010152373A RU 2010152373 A RU2010152373 A RU 2010152373A
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
biological sample
light
processor
time
temperature
Prior art date
Application number
RU2010152373/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2566920C2 (ru
Inventor
Чжи СЮЙ (US)
Чжи СЮЙ
Original Assignee
Дзе Кьюрейторз Оф Дзе Юниверсити Оф Миссури (Us)
Дзе Кьюрейторз Оф Дзе Юниверсити Оф Миссури
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Дзе Кьюрейторз Оф Дзе Юниверсити Оф Миссури (Us), Дзе Кьюрейторз Оф Дзе Юниверсити Оф Миссури filed Critical Дзе Кьюрейторз Оф Дзе Юниверсити Оф Миссури (Us)
Publication of RU2010152373A publication Critical patent/RU2010152373A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2566920C2 publication Critical patent/RU2566920C2/ru

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
    • A61B5/6825—Hand
    • A61B5/6826—Finger
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
    • A61B5/6838—Clamps or clips
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7225—Details of analog processing, e.g. isolation amplifier, gain or sensitivity adjustment, filtering, baseline or drift compensation
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16Z—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS, NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • G16Z99/00—Subject matter not provided for in other main groups of this subclass
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0233—Special features of optical sensors or probes classified in A61B5/00
    • A61B2562/0238—Optical sensor arrangements for performing transmission measurements on body tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2576/00—Medical imaging apparatus involving image processing or analysis

Abstract

1. Система для определения глюкозы в биологической пробе, содержащая: ! по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы; ! по меньшей мере, один световой фильтр, расположенный так, чтобы принимать свет, прошедший через целевую область пробы, по меньшей мере, от одного источника света; ! по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и отфильтрованный, по меньшей мере, одним световым фильтром, и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света, и ! процессор, который принимает выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и, на основе принятого выходного сигнала вычисляет аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, с отношением "сигнал-шум", по меньшей мере, 20:1 и, на основе вычисленной аттенуации определяет уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области. ! 2. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.1, в которой выходной ток, зависящий от времени, является функцией базового тока, шумового тока и циклического тока, зависящего от времени, соответствующего сердечному сокращению. ! 3. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.2, в которой вычисленная аттенуация основана, по меньшей мере, частично, на стандартном отклонении логарифма выходного тока, зависящего от времени, сгенерированного мощностью света из той же самой целевой области биологической пробы. ! 4. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.2, в которой вычи�

Claims (49)

1. Система для определения глюкозы в биологической пробе, содержащая:
по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы;
по меньшей мере, один световой фильтр, расположенный так, чтобы принимать свет, прошедший через целевую область пробы, по меньшей мере, от одного источника света;
по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и отфильтрованный, по меньшей мере, одним световым фильтром, и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света, и
процессор, который принимает выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и, на основе принятого выходного сигнала вычисляет аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, с отношением "сигнал-шум", по меньшей мере, 20:1 и, на основе вычисленной аттенуации определяет уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области.
2. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.1, в которой выходной ток, зависящий от времени, является функцией базового тока, шумового тока и циклического тока, зависящего от времени, соответствующего сердечному сокращению.
3. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.2, в которой вычисленная аттенуация основана, по меньшей мере, частично, на стандартном отклонении логарифма выходного тока, зависящего от времени, сгенерированного мощностью света из той же самой целевой области биологической пробы.
4. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.2, в которой вычисленная аттенуация основана, по меньшей мере, частично, на аппроксимации стандартного отклонения логарифма выходного тока, зависящего от времени, сгенерированного мощностью света из той же самой целевой области биологической пробы.
5. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.1, дополнительно содержащая разность между пиком и впадиной изменения поглощения света за счет крови в пробе относительно времени, которая вычисляется процессором как функция стандартного отклонения логарифма выходного тока, зависящего от времени, поделенного на коэффициент пропорциональности:
Figure 00000001
где А(t) является изменением в поглощении света за счет крови в пробе, как функция времени, ∆A является разностью между пиком и впадиной графика А(t) во время временного интервала одного сердечного сокращения, I D(t) - ток датчика, зависящий от времени, logI D(t) - логарифм тока датчика, зависящего от времени, k - коэффициент пропорциональности, σ [А(t)] - стандартное отклонение А(t) и σ [logI D(t)] - стандартное отклонение logI D(t).
6. Система для определения глюкозы в биологической пробе, содержащая:
по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы;
по меньшей мере, один световой фильтр, расположенный так, чтобы принимать свет, прошедший через целевую область пробы, по меньшей мере, от одного источника света;
по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и отфильтрованный, по меньшей мере, одним световым фильтром, и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света, и
процессор, который принимает выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычисляет аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, с помощью коэффициента нормализации и на основе вычисленной аттенуации определяет уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области.
7. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.6, в которой процессор выполнен с возможностью вычисления коэффициента Q i (C,T) нормализации на множестве длин волн, причем i-я длина волны представлена как λ i , основываясь на выходном сигнале I D(λ i ,t) датчика, зависящем от времени:
Figure 00000002
, где σ[logI D(λ i ,t)] - стандартное отклонение логарифма выходного сигнала I D(λ i ,t) датчика, зависящего от времени, t - время, C - концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы, и N - общее количество используемых длин волн.
8. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.7, в которой процессор выполнен с возможностью вычисления уровня C optical глюкозы крови в соответствии с уравнением
Figure 00000003
, где Q i (C,T) - коэффициент нормализации, a i (T) - температурно-зависимый коэффициент регрессии, соответствующий длине волны λ i , и N - количество используемых длин волн.
9. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.8, в которой значения температурно-зависимого коэффициента а i(T) регрессии могут быть получены с помощью процессора, используя частичную регрессию наименьших квадратов.
10. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.7, в которой процессор выполнен с возможностью вычисления уровня C optical глюкозы крови, основываясь на температурно-независимом коэффициенте регрессии, в соответствии с уравнением:
Figure 00000004
, где Q i (C,T) - коэффициент нормализации, b i - независимый от температуры пробы коэффициент регрессии, η - коэффициент регрессии для температуры пробы, C - концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы, и N - количество используемых длин волн.
11. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.10, в которой значения независимого от температуры пробы коэффициента b i регрессии и коэффициента регрессии для температуры η пробы могут быть получены с помощью процессора, используя частичную регрессию наименьших квадратов.
12. Система для определения глюкозы в биологической пробе, содержащая:
по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы;
по меньшей мере, один световой фильтр, расположенный так, чтобы принимать свет, прошедший через целевую область пробы, по меньшей мере, от одного источника света;
по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и отфильтрованный, по меньшей мере, одним световым фильтром, и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света, и
процессор, который принимает выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычисляет аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, с помощью коэффициента отношения и на основе вычисленной аттенуации определяет уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области.
13. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.12, в которой процессор выполнен с возможностью вычисления коэффициента отношения Y ij (C,T) для множества длин волн в соответствии с уравнением:
Figure 00000005
, где i-ая длина волны представлена как λ i, j-я длина волны представлена как λ j, С - концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы, I D (λ i ,t) - выходной ток, зависящий от времени, σ [logI D(λ i,t)] - стандартное отклонение логарифма выходного тока, зависящего от времени, и t - время.
14. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.13, в которой процессор выполнен с возможностью вычисления уровня C optical глюкозы крови, основываясь на результате оптического измерения Y ij (C,T) и f i (T), в соответствии с уравнением:
Figure 00000006
,где f i (T) является температурно-зависимым коэффициентом регрессии, соответствующим длине волны λ i.
15. Система для обнаружения глюкозы в биологической пробе по п.14, в которой значения температурно-зависимого коэффициента регрессии, соответствующего длине волны λ i , который равен f i(T), могут быть получены с помощью процессора, используя частичную регрессию наименьших квадратов.
16. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.13, в которой процессор выполнен с возможностью вычисления уровня C optical глюкозы крови, основываясь на температурно-независимом коэффициенте h i регрессии, коэффициенте β регрессии для температуры T биологической пробы и коэффициенте отношения Y ij (C,T) для множества N длин волн, в соответствии с уравнением:
Figure 00000007
.
17. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.16, в которой значения температурно независимого коэффициента h i регрессии и коэффициента β регрессии для температуры T биологической пробы могут быть получены с помощью процессора, используя частичную регрессию наименьших квадратов.
18. Система для определения глюкозы в биологической пробе, содержащая:
по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы;
по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света, и
процессор, который принимает выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычисляет аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, и исключает эффект неопределенности, вызванный температурно-зависимой характеристикой датчика, по меньшей мере, одного датчика света, и на основе вычисленной аттенуации определяет уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области.
19. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.18, в которой исключение эффекта неопределенности, вызванного температурой, по меньшей мере, одного датчика света, достигается посредством вычисления с помощью процессора стандартного отклонения логарифма тока, зависящего от времени.
20. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.19, в которой исключение эффекта неопределенности, вызванного температурой, по меньшей мере, одного датчика света, достигается вычислением с помощью процессора в соответствии со следующим уравнением: σ[logI D(λ i,t)]= σ[logP((λ i,t)], где i-я длина волны представлена как λ i , основываясь на выходном сигнале I D(λ i,t) тока датчика, зависящего от времени, и сигнале P(λ i,t) мощности датчика, зависящей от времени, где logI D(λ i,t) - логарифм выходного сигнала тока датчика, зависящего от времени, и logP((λ i,t) - логарифм мощности света, зависящей от времени, принятой соответствующим датчиком.
21. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.18, в которой, по меньшей мере, один датчик света содержит предварительный усилитель, имеющий резистор обратной связи.
22. Система для определения глюкозы в биологической пробе, содержащая:
по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы;
по меньшей мере, один датчик света, который содержит предварительный усилитель с резистором обратной связи, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света, и
процессор, который принимает выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычисляет аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, и исключает эффект неопределенности, вызванный температурно-зависимой характеристикой датчика, по меньшей мере, одного датчика света, и на основе вычисленной аттенуации определяет уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области.
23. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.22, в которой устранение эффекта неопределенности, вызванного температурой, по меньшей мере, одного датчика света, который содержит предварительный усилитель, имеющий резистор обратной связи, достигается вычислением с помощью процессора стандартного отклонения логарифма сигнала напряжения, зависящего от времени.
24. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.22, в которой процессор выполнен с возможностью вычисления коэффициента Q i (C,T) нормализации, на основе выходного напряжения V i(t) предварительного усилителя как функции времени и стандартном отклонении σ, в соответствии с уравнением:
Figure 00000008
.
25. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.22, в которой процессор выполнен с возможностью вычисления коэффициента Y ij (C,T) отношения, основываясь на выходном напряжении V i(t) предварительного усилителя как функции времени и стандартном отклонении σ, в соответствии с уравнением:
Figure 00000009
.
26. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.22, дополнительно содержащая аналого-цифровой преобразователь, имеющий выходное цифровое напряжение.
27. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.26, в которой процессор выполнен с возможностью вычисления коэффициента Q i (C,T) нормализации, основываясь на выходном напряжении Δ (ADC)i аналого-цифрового преобразователя, в соответствии с уравнением:
Figure 00000008
, где σ - стандартное отклонение.
28. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п.26, в которой процессор выполнен с возможностью вычисления коэффициента Y ij (C,T) отношения, основываясь на выходном напряжении Δ (ADC)i аналого-цифрового преобразователя, в соответствии с уравнением:
Figure 00000010
,где σ - стандартное отклонение.
29. Способ определения глюкозы в биологической пробе, содержащий этапы, на которых:
используют, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы;
используют, по меньшей мере, один световой фильтр, расположенный так, чтобы принимать свет, прошедший через целевую область пробы, по меньшей мере, от одного источника света;
используют, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и отфильтрованный, по меньшей мере, одним световым фильтром, и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света,
принимают выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света с помощью процессора и, основываясь на принятом выходном сигнале,
вычисляют аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, с отношением "сигнал-шум", по меньшей мере, 20:1, и
определяют уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области, основываясь на вычисленной с помощью процессора аттенуации.
30. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п.29, в котором этап вычисления аттенуации, свойственной крови в пробе, присутствующей в целевой области, основывается, по меньшей мере, частично, на стандартном отклонении логарифма выходного тока, зависящего от времени, сгенерированного мощностью света от той же самой области биологической пробы.
31. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п.29, дополнительно содержащий вычисление с помощью процессора разности между пиком и впадиной изменения поглощения света за счет крови в пробе относительно времени, которая является функцией стандартного отклонения логарифма выходного тока, зависящего от времени, поделенного на коэффициент пропорциональности:
Figure 00000011
где А(t) является изменением в поглощении света за счет крови в пробе, как функция времени, ΔA является разностью между пиком и впадиной графика А(t) во время временного интервала одного сердечного сокращения, I D(t) - ток датчика, зависящий от времени, logI D(t) - логарифм тока датчика, зависящего от времени, k - коэффициент пропорциональности, σ [А(t)] - стандартное отклонение А(t) и σ [logI D(t)]- стандартное отклонение logI D(t).
32. Способ определения глюкозы в биологической пробе, содержащий этапы, на которых:
используют, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы;
используют, по меньшей мере, один световой фильтр, расположенный так, чтобы принимать свет, прошедший через целевую область пробы, по меньшей мере, от одного источника света;
используют, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и отфильтрованный, по меньшей мере, одним световым фильтром, и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света;
принимают выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света с помощью процессора и, основываясь на принятом выходном сигнале,
вычисляют посредством процессора аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, с помощью коэффициента нормализации; и
определяют уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области, основываясь на вычисленной с помощью процессора аттенуации.
33. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п.32, дополнительно содержащий вычисление с помощью процессора коэффициента Q i (C,T) нормализации на множестве длин волн, причем i-ая длина волны представлена как λ i, основываясь на выходном сигнале I D(λ i ,t) датчика, зависящем от времени:
Figure 00000012
где σ [logI D(λ i ,t)] - стандартное отклонение логарифма выходного сигнала I D(λ i ,t) датчика, зависящего от времени, t - время, C - концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы, и N - общее количество используемых длин волн.
34. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п.33, дополнительно содержащий вычисление уровня C optical глюкозы крови с помощью процессора в соответствии с уравнением C optical=
Figure 00000013
где Q i (C,T) - коэффициент нормализации, a i (T) - температурно-зависимый коэффициент регрессии, соответствующий длине волны λ i , и N - количество используемых длин волн.
35. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п.34, дополнительно содержащий получение с помощью процессора значений температурно-зависимого коэффициента а i(T) регрессии, используя частичную регрессию наименьших квадратов.
36. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п.33, дополнительно содержащий вычисление уровня C optical глюкозы крови с помощью процессора, основываясь на температурно-независимом коэффициенте регрессии, в соответствии с уравнением:
Figure 00000014
где Q i (C,T) - коэффициент нормализации, b i - независимый от температуры пробы коэффициент регрессии, η - коэффициент регрессии для температуры пробы, C - концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы, и N - количество используемых длин волн.
37. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п.36, дополнительно содержащий получение с помощью процессора значений независимого от температуры пробы коэффициента b i регрессии и коэффициента регрессии для температуры η пробы, используя частичную регрессию наименьших квадратов.
38. Способ определения глюкозы в биологической пробе, содержащий этапы, на которых:
используют, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы;
используют, по меньшей мере, один световой фильтр, расположенный так, чтобы принимать свет, прошедший через целевую область пробы, по меньшей мере, от одного источника света;
используют, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и отфильтрованный, по меньшей мере, одним световым фильтром, и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света;
принимают выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света с помощью процессора;
вычисляют посредством процессора аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, с помощью коэффициента отношения, основываясь на принятом выходном сигнале; и
определяют уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области, основываясь на вычисленной процессором аттенуации.
39. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п.38, дополнительно содержащий вычисление с помощью процессора коэффициента Y ij (C,T) отношения на множестве длин волн, в соответствии с уравнением:
Figure 00000015
где i-я длина волны представлена как λ i, j-я длина волны представлена как λ j, С - концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы, I D (λ i ,t) - выходной ток, зависящий от времени, σ [logI D(λ i,t)] - стандартное отклонение логарифма выходного тока, зависящего от времени, и t - время.
40. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п.39, дополнительно содержащий вычисление с помощью процессора уровня C optical глюкозы крови, основываясь на результате оптического измерения, Y ij (C,T), и f i (T), который является температурно-зависимым коэффициентом регрессии, соответствующим длине волны λ i , в соответствии с уравнением: C optical=
Figure 00000016
.
41. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п.40, дополнительно содержащий получение с помощью процессора значений f i(T) температурно-зависящего коэффициента регрессии, соответствующего длине волны λ i , используя частичную регрессию наименьших квадратов.
42. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п.39, дополнительно содержащий вычисление с помощью процессора уровня C optical глюкозы крови, основываясь на температурно-независимом коэффициенте h i регрессии, коэффициенте β регрессии для температуры T биологической пробы и коэффициенте Y ij (C,T) отношения для множества N длин волн, в соответствии с уравнением:
Figure 00000017
.
43. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п.42, дополнительно содержащий получение с помощью процессора значений температурно-независимого коэффициента h i регрессии и коэффициента β регрессии для температуры T биологической пробы, используя частичную регрессию наименьших квадратов.
44. Способ определения глюкозы в биологической пробе, содержащий этапы, на которых:
используют, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы;
используют, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света;
принимают с помощью процессора выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и, основываясь на принятом выходном сигнале,
вычисляют с помощью процессора аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, используя коэффициент отношения;
исключают с помощью процессора эффект неопределенности, вызванный температурно-зависимой характеристикой датчика, по меньшей мере, одного датчика света; и
определяют с помощью процессора уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области, основываясь на вычисленной с помощью процессора аттенуации.
45. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п.44, в котором эффект устранения с помощью процессора неопределенности, вызванной температурно-зависимой характеристикой датчика, по меньшей мере, одного датчика света, дополнительно содержит вычисление с помощью процессора стандартного отклонения логарифма тока, зависящего от времени.
46. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п.44, в котором, по меньшей мере, один датчик света содержит предварительный усилитель, имеющий резистор обратной связи.
47. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п.46, дополнительно содержащий вычисление с помощью процессора, по меньшей мере, одного из: коэффициента Q i (C,T) нормализации, основываясь на выходном напряжении V i(t) предварительного усилителя как функции времени и стандартном отклонении σ, в соответствии с уравнением:
Figure 00000018
или коэффициента Y ij (C,T) отношения, основываясь на выходном напряжении V i(t) предварительного усилителя как функции времени и стандартном отклонении σ, в соответствии с уравнением:
Figure 00000019
.
48. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п.46, дополнительно содержащий использование аналого-цифрового преобразователя, имеющего выходное цифровое напряжение.
49. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п.48, дополнительно содержащий вычисление с помощью процессора, по меньшей мере, одного из: коэффициента Q i (C,T) нормализации, основываясь на выходном напряжении Δ(ADC)i аналого-цифрового преобразователя, в соответствии с уравнением: Q i (C,T)=
Figure 00000020
, где σ - стандартное отклонение, или коэффициента Y ij (C,T) отношения, основываясь на выходном напряжении Δ(ADC)i аналого-цифрового преобразователя, где σ - стандартное отклонение, в соответствии с уравнением: Y ij (C,T)=
Figure 00000021
, где σ - стандартное отклонение.
RU2010152373/14A 2008-05-22 2009-04-17 Способ и система для неинвазивного оптического определения глюкозы крови, используя спектральный анализ данных RU2566920C2 (ru)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US5530308P 2008-05-22 2008-05-22
US61/055,303 2008-05-22
US8915208P 2008-08-15 2008-08-15
US61/089,152 2008-08-15
PCT/US2009/040942 WO2009142853A1 (en) 2008-05-22 2009-04-17 Method and system for non-invasive optical blood glucose detection utilizing spectral data analysis

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2010152373A true RU2010152373A (ru) 2012-06-27
RU2566920C2 RU2566920C2 (ru) 2015-10-27

Family

ID=41340450

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2010152373/14A RU2566920C2 (ru) 2008-05-22 2009-04-17 Способ и система для неинвазивного оптического определения глюкозы крови, используя спектральный анализ данных

Country Status (8)

Country Link
US (16) US8340738B2 (ru)
EP (3) EP3222216B1 (ru)
JP (1) JP5676432B2 (ru)
CN (6) CN102083360B (ru)
BR (1) BRPI0913130B1 (ru)
HK (1) HK1244655A1 (ru)
RU (1) RU2566920C2 (ru)
WO (1) WO2009142853A1 (ru)

Families Citing this family (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
BRPI0909825B8 (pt) 2008-03-25 2021-06-22 Univ Missouri método e sistemas para detecção não-invasiva de glicose sanguíneo utilizando dados espectrais de um ou mais componentes que não a glicose
CN102083360B (zh) 2008-05-22 2015-04-15 密苏里大学董事会 用光谱数据分析进行无创的光学血糖检测的方法和系统
EP2413784A4 (en) 2009-04-01 2014-01-22 Univ Missouri OPTICAL SPECTROSCOPY DEVICE FOR NON-INVASIVE GLUCOSE DETECTION IN BLOOD AND METHOD OF USE THEREOF
EP2543316B1 (en) * 2011-07-06 2018-09-26 Cas Medical Systems, Inc. Apparatus for measuring the luminance and temperature of a light source of a spectrophotometric device
JP6213759B2 (ja) * 2012-09-21 2017-10-18 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 分析装置
KR101736651B1 (ko) * 2013-03-15 2017-05-16 에프. 호프만-라 로슈 아게 전기화학적 분석물질 측정에서 회복 펄스로부터 정보를 이용하는 방법들 뿐만 아니라 이를 통합한 기기들, 장치들 및 시스템들
CN106104255B (zh) * 2014-03-18 2019-05-28 皇家飞利浦有限公司 用于谱学感测的可调谐滤波器
US9459201B2 (en) 2014-09-29 2016-10-04 Zyomed Corp. Systems and methods for noninvasive blood glucose and other analyte detection and measurement using collision computing
KR102335739B1 (ko) 2014-12-19 2021-12-06 삼성전자주식회사 비 침습적 혈당 측정 방법 및 이를 위한 장치
US9554738B1 (en) 2016-03-30 2017-01-31 Zyomed Corp. Spectroscopic tomography systems and methods for noninvasive detection and measurement of analytes using collision computing
CN108261202B (zh) * 2016-12-30 2021-09-10 北京大学 一种测量血糖的系统及其使用方法
CN110974250B (zh) * 2019-12-27 2024-01-16 深圳市华讯方舟光电技术有限公司 基于太赫兹光谱的血糖检测方法、装置及计算机存储介质
US11607140B2 (en) 2021-02-05 2023-03-21 Medtronic, Inc. Self-calibrating glucose monitor

Family Cites Families (190)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2441343A (en) 1944-07-07 1948-05-11 Borg Warner Photoelectric ring gauge
GB810256A (en) 1957-05-31 1959-03-11 Sunbeam Mfg Company Ltd Improvements in or relating to means for varying the optical nature of a beam emitted by a source of light
US3621268A (en) 1967-12-19 1971-11-16 Int Standard Electric Corp Reflection type contactless touch switch having housing with light entrance and exit apertures opposite and facing
US3954560A (en) * 1970-05-06 1976-05-04 Commissariat A L'energie Atomique Nuclear fuel assembly
US3910701A (en) * 1973-07-30 1975-10-07 George R Henderson Method and apparatus for measuring light reflectance absorption and or transmission
FR2252584B3 (ru) 1973-11-23 1976-10-08 Ulmic Sa
US4014321A (en) * 1974-11-25 1977-03-29 March Wayne F Non-invasive glucose sensor system
JPS56156138A (en) 1980-04-30 1981-12-02 Matsushita Electric Works Ltd Pulse detecting sensor
SU1193541A1 (ru) 1981-01-14 1985-11-23 Краснодарское Отделение Всесоюзного Ордена Трудового Красного Знамени Научно-Исследовательского Института Источников Тока Фотометр
US4632559A (en) * 1982-11-29 1986-12-30 Miles Laboratories, Inc. Optical readhead
US4836782A (en) 1983-05-06 1989-06-06 Dentsply Research & Development Corp. Method for providing direct cool beam incident light on dental target
ATE42673T1 (de) * 1984-05-04 1989-05-15 Kurashiki Boseki Kk Spektrophotometrisches geraet zur unblutigen bestimmung von glukose in lebendem gewebe.
US4655225A (en) 1985-04-18 1987-04-07 Kurabo Industries Ltd. Spectrophotometric method and apparatus for the non-invasive
DK282085D0 (da) * 1985-06-21 1985-06-21 Radiometer As Fremgangsmaade og apparat til bestemmelse af blodkomponenter
US5167228A (en) * 1987-06-26 1992-12-01 Brigham And Women's Hospital Assessment and modification of endogenous circadian phase and amplitude
US4781195A (en) * 1987-12-02 1988-11-01 The Boc Group, Inc. Blood monitoring apparatus and methods with amplifier input dark current correction
DE3818229C1 (ru) * 1988-05-28 1989-12-07 Messerschmitt-Boelkow-Blohm Gmbh, 8012 Ottobrunn, De
US5009230A (en) * 1988-05-31 1991-04-23 Eol, Inc. Personal glucose monitor
US5361758A (en) 1988-06-09 1994-11-08 Cme Telemetrix Inc. Method and device for measuring concentration levels of blood constituents non-invasively
JPH0210238A (ja) 1988-06-29 1990-01-16 Seiko Epson Corp 半導体センサユニットの構造
US5564417A (en) * 1991-01-24 1996-10-15 Non-Invasive Technology, Inc. Pathlength corrected oximeter and the like
US5086229A (en) * 1989-01-19 1992-02-04 Futrex, Inc. Non-invasive measurement of blood glucose
US5204532A (en) * 1989-01-19 1993-04-20 Futrex, Inc. Method for providing general calibration for near infrared instruments for measurement of blood glucose
US5077476A (en) * 1990-06-27 1991-12-31 Futrex, Inc. Instrument for non-invasive measurement of blood glucose
US5028787A (en) * 1989-01-19 1991-07-02 Futrex, Inc. Non-invasive measurement of blood glucose
US6183414B1 (en) * 1999-04-26 2001-02-06 Michael S. Wysor Technique for restoring plasticity to tissues of a male or female organ
WO1990013092A1 (en) * 1989-04-25 1990-11-01 Bio-Monitor, Inc. Method and apparatus for analyzing information gathered from symmetric areas of a living organism
SE466157B (sv) * 1989-04-25 1992-01-07 Migrata Uk Ltd Saett att bestaemma glukoshalten hos helblod samt engaangskuvett foer detta
US5137023A (en) 1990-04-19 1992-08-11 Worcester Polytechnic Institute Method and apparatus for monitoring blood analytes noninvasively by pulsatile photoplethysmography
US5112124A (en) 1990-04-19 1992-05-12 Worcester Polytechnic Institute Method and apparatus for measuring the concentration of absorbing substances
US5183042A (en) * 1989-05-23 1993-02-02 Vivascan Corporation Electromagnetic method and apparatus to measure constituents of human or animal tissue
US5222496A (en) 1990-02-02 1993-06-29 Angiomedics Ii, Inc. Infrared glucose sensor
US5436455A (en) 1990-06-27 1995-07-25 Futrex Inc. Non-invasive near-infrared quantitative measurement instrument
IE77034B1 (en) 1990-06-27 1997-11-19 Futrex Inc Non-invasive masurement of blood glucose
US6181958B1 (en) * 1998-02-05 2001-01-30 In-Line Diagnostics Corporation Method and apparatus for non-invasive blood constituent monitoring
WO1993006774A1 (en) * 1991-10-03 1993-04-15 Medtronic, Inc. Method and apparatus for determining hematocrit in blood
US5255171A (en) * 1991-11-27 1993-10-19 Clark L Douglas Colored light source providing intensification of initial source illumination
DE69232711T2 (de) 1992-02-28 2003-02-06 Theodore E Cadell Vorrichtung und verfahren zur nichtinvasiven mengenbestimmung von im blut oder gewebe vorliegenden bestandteilen
US5282473A (en) 1992-11-10 1994-02-01 Critikon, Inc. Sidestream infrared gas analyzer requiring small sample volumes
US5398681A (en) * 1992-12-10 1995-03-21 Sunshine Medical Instruments, Inc. Pocket-type instrument for non-invasive measurement of blood glucose concentration
EP0626819A4 (en) 1992-12-10 1996-10-23 Sunshine Med Instr Inc Non-invasive blood glucose measurement.
US5448992A (en) * 1992-12-10 1995-09-12 Sunshine Medical Instruments, Inc. Method and apparatus for non-invasive phase sensitive measurement of blood glucose concentration
DE4243142A1 (de) * 1992-12-19 1994-06-23 Boehringer Mannheim Gmbh Vorrichtung zur in-vivo-Bestimmung einer optischen Eigenschaft des Kammerwassers des Auges
US5313941A (en) 1993-01-28 1994-05-24 Braig James R Noninvasive pulsed infrared spectrophotometer
US5615672A (en) * 1993-01-28 1997-04-01 Optiscan, Inc. Self-emission noninvasive infrared spectrophotometer with body temperature compensation
US5515847A (en) 1993-01-28 1996-05-14 Optiscan, Inc. Self-emission noninvasive infrared spectrophotometer
JP3577335B2 (ja) 1993-06-02 2004-10-13 浜松ホトニクス株式会社 散乱吸収体計測方法及び装置
JP2599454Y2 (ja) 1993-09-20 1999-09-06 株式会社ロゼフテクノロジー 照明源設定装置
JP3345481B2 (ja) 1993-09-22 2002-11-18 興和株式会社 脈波分光計
US5423983A (en) * 1994-02-07 1995-06-13 Chiang; Jean Oil filter with a magnetic unit
US5501648A (en) * 1994-07-15 1996-03-26 Grigoriev; Nikita Front wheel drive bicycle exercise device
US5553613A (en) * 1994-08-17 1996-09-10 Pfizer Inc. Non invasive blood analyte sensor
US5643334A (en) 1995-02-07 1997-07-01 Esc Medical Systems Ltd. Method and apparatus for the diagnostic and composite pulsed heating and photodynamic therapy treatment
US5615673A (en) * 1995-03-27 1997-04-01 Massachusetts Institute Of Technology Apparatus and methods of raman spectroscopy for analysis of blood gases and analytes
US6517283B2 (en) * 2001-01-16 2003-02-11 Donald Edward Coffey Cascading chute drainage system
US5638816A (en) * 1995-06-07 1997-06-17 Masimo Corporation Active pulse blood constituent monitoring
AU6256196A (en) 1995-06-07 1996-12-30 Blackbox, Inc. Method for noninvasive intermittent and/or continuous hemogl obin, arterial oxygen content, and hematocrit determination
US5743262A (en) 1995-06-07 1998-04-28 Masimo Corporation Blood glucose monitoring system
JP3283727B2 (ja) 1995-06-29 2002-05-20 株式会社長田中央研究所 歯科用光照射器
JPH0956702A (ja) * 1995-08-18 1997-03-04 Minolta Co Ltd 無侵襲血中成分濃度測定装置
US6025597A (en) * 1995-10-17 2000-02-15 Optiscan Biomedical Corporation Non-invasive infrared absorption spectrometer for measuring glucose or other constituents in a human or other body
FI100164B (fi) 1995-11-29 1997-10-15 Instrumentarium Oy Pulssioksimetrianturi
US5703364A (en) * 1996-02-15 1997-12-30 Futrex, Inc. Method and apparatus for near-infrared quantitative analysis
US5666956A (en) * 1996-05-20 1997-09-16 Buchert; Janusz Michal Instrument and method for non-invasive monitoring of human tissue analyte by measuring the body's infrared radiation
EP0944347B1 (en) 1996-07-19 2006-11-29 Daedalus I, LLC Device for noninvasive determination of blood parameters
US5846486A (en) 1996-08-09 1998-12-08 Lifescan, Inc. Hollow frustum reagent test device
US6120460A (en) * 1996-09-04 2000-09-19 Abreu; Marcio Marc Method and apparatus for signal acquisition, processing and transmission for evaluation of bodily functions
JPH10108857A (ja) * 1996-10-04 1998-04-28 Hitachi Ltd 生化学計測装置
US5910109A (en) * 1997-02-20 1999-06-08 Emerging Technology Systems, Llc Non-invasive glucose measuring device and method for measuring blood glucose
GB9704737D0 (en) * 1997-03-07 1997-04-23 Optel Instr Limited Biological measurement system
US6381015B1 (en) * 1997-05-26 2002-04-30 Hitachi, Ltd. Inspection apparatus using optical interferometer
US7890158B2 (en) * 2001-06-05 2011-02-15 Lumidigm, Inc. Apparatus and method of biometric determination using specialized optical spectroscopy systems
JPH1137931A (ja) 1997-07-14 1999-02-12 Tokimec Inc 吸光光度計
JP2603108Y2 (ja) 1997-08-07 2000-02-28 凸版印刷株式会社 断熱性紙カップ
US7039446B2 (en) 2001-01-26 2006-05-02 Sensys Medical, Inc. Indirect measurement of tissue analytes through tissue properties
JP2001517875A (ja) 1997-09-25 2001-10-09 ユニバーシティ オブ ブリストル 光照射装置
US6043492A (en) 1997-10-27 2000-03-28 Industrial Technology Research Institute Non-invasive blood glucose meter
KR100361768B1 (ko) 1997-11-28 2002-11-22 미쯔비시 헤비 인더스트리즈 리미티드 수관 보호용 내화 구조체와 그 조립방법
JPH11178813A (ja) 1997-12-22 1999-07-06 Matsushita Electric Works Ltd グルコース濃度の定量方法及びその装置
US6006119A (en) * 1998-02-04 1999-12-21 Polestar Technologies, Inc. Non-invasive optical measurement of blood hematocrit
US6275692B1 (en) 1998-02-11 2001-08-14 Telefonaktiebolaget L M Ericsson (Publ) Server request including code for customizing service to requesting cellular mobile station
US6721582B2 (en) 1999-04-06 2004-04-13 Argose, Inc. Non-invasive tissue glucose level monitoring
US20020091324A1 (en) 1998-04-06 2002-07-11 Nikiforos Kollias Non-invasive tissue glucose level monitoring
US6097975A (en) * 1998-05-13 2000-08-01 Biosensor, Inc. Apparatus and method for noninvasive glucose measurement
CA2335976A1 (en) * 1998-06-24 1999-12-29 Transderm Diagnostics, Inc. Non-invasive transdermal detection of analytes
US6990365B1 (en) * 1998-07-04 2006-01-24 Edwards Lifesciences Apparatus for measurement of blood analytes
JP2000083933A (ja) 1998-07-17 2000-03-28 Nippon Koden Corp 生体組織中吸光物質濃度測定装置
US6208788B1 (en) 1998-07-29 2001-03-27 Ultradent Products, Inc. Apparatus and methods for concentrating light through fiber optic funnels coupled to dental light guides
US6064898A (en) 1998-09-21 2000-05-16 Essential Medical Devices Non-invasive blood component analyzer
WO2000019889A1 (en) 1998-10-08 2000-04-13 University Of Kentucky Research Foundation Methods and apparatus for in vivo identification and characterization of vulnerable atherosclerotic plaques
US6424851B1 (en) * 1998-10-13 2002-07-23 Medoptix, Inc. Infrared ATR glucose measurement system (II)
US6134458A (en) * 1998-12-15 2000-10-17 Futrex Inc. Light probe for a near-infrared body chemistry measurement instrument
US6067463A (en) 1999-01-05 2000-05-23 Abbott Laboratories Method and apparatus for non-invasively measuring the amount of glucose in blood
US6151517A (en) * 1999-01-22 2000-11-21 Futrex Inc. Method and apparatus for noninvasive quantitative measurement of blood analytes
US7436511B2 (en) * 1999-01-22 2008-10-14 Sensys Medical, Inc. Analyte filter method and apparatus
US6167290A (en) 1999-02-03 2000-12-26 Bayspec, Inc. Method and apparatus of non-invasive measurement of human/animal blood glucose and other metabolites
IL129790A0 (en) * 1999-03-09 2000-02-29 Orsense Ltd A device for enhancement of blood-related signals
US6337564B2 (en) * 1999-04-13 2002-01-08 Alcoa Inc. Detecting and classifying hard and soft inclusions in liquid metal
US20020010563A1 (en) * 1999-06-15 2002-01-24 S. Michael Ratteree Method for achieving and verifying increased productivity in an industrial process
US6205354B1 (en) * 1999-06-18 2001-03-20 University Of Utah Method and apparatus for noninvasive measurement of carotenoids and related chemical substances in biological tissue
EP1210584A1 (en) * 1999-08-19 2002-06-05 Washington State University Research Foundation Methods for determining the physiological state of a plant
JP2003508745A (ja) 1999-08-31 2003-03-04 シーエムイー テレメトリクス インコーポレーテッド 近赤外、隣接可視スペクトルおよびより長い近赤外波長のアレイを使用する被分析対象の判定方法
WO2001045553A1 (en) * 1999-12-22 2001-06-28 Orsense Ltd. A method of optical measurements for determining various parameters of the patient's blood
DE60040483D1 (de) * 1999-12-28 2008-11-20 Pindi Products Inc Verfahren und gerät zur nichtinvasiven analyse von blutglucose
US7806831B2 (en) * 2000-03-02 2010-10-05 Itamar Medical Ltd. Method and apparatus for the non-invasive detection of particular sleep-state conditions by monitoring the peripheral vascular system
GB0013964D0 (en) 2000-06-09 2000-08-02 Whitland Res Ltd Monitor
IL136673A0 (en) * 2000-06-11 2001-06-14 Orsense Ltd A method and device for measuring the concentration of glucose or other substance in blood
US6655810B2 (en) 2000-06-21 2003-12-02 Fujitsu Display Technologies Corporation Lighting unit
US6640117B2 (en) 2000-09-26 2003-10-28 Sensys Medical, Inc. Method and apparatus for minimizing spectral effects attributable to tissue state variations during NIR-based non-invasive blood analyte determination
US6522903B1 (en) * 2000-10-19 2003-02-18 Medoptix, Inc. Glucose measurement utilizing non-invasive assessment methods
RU2198402C2 (ru) * 2001-03-11 2003-02-10 ГУ Тверская государственная медицинская академия Способ диагностики сахарного диабета
US6574490B2 (en) * 2001-04-11 2003-06-03 Rio Grande Medical Technologies, Inc. System for non-invasive measurement of glucose in humans
US6865408B1 (en) * 2001-04-11 2005-03-08 Inlight Solutions, Inc. System for non-invasive measurement of glucose in humans
US7403804B2 (en) 2001-04-11 2008-07-22 Trutouch Technologies, Inc. Noninvasive determination of alcohol in tissue
US20020161289A1 (en) * 2001-04-30 2002-10-31 Hopkins George W. Detector array for optical spectrographs
DE10123633A1 (de) * 2001-05-09 2003-02-06 Ego Elektro Geraetebau Gmbh Sensorelement
DE20110192U1 (de) 2001-06-20 2002-11-07 Fischer Artur Werke Gmbh Befestigungselement für Doppelscheiben-Isolierglas
SG126677A1 (en) 2001-06-26 2006-11-29 Meng Ting Choon Method and device for measuring blood sugar level
US6850787B2 (en) 2001-06-29 2005-02-01 Masimo Laboratories, Inc. Signal component processor
AU2002355272A1 (en) 2001-07-25 2003-02-17 Argose, Inc. Adjunct quantitative system and method for non-invasive measurement of in vivo analytes
DE10138071A1 (de) 2001-08-03 2003-02-27 Georg Knott Bestrahlungsvorrichtung
US6664111B2 (en) * 2001-08-22 2003-12-16 3M Innovative Properties Company Fluorescence based oxygen sensor systems
GB0123979D0 (en) 2001-10-05 2001-11-28 Nicotech Ltd Opticle systems
US6862534B2 (en) 2001-12-14 2005-03-01 Optiscan Biomedical Corporation Method of determining an analyte concentration in a sample from an absorption spectrum
JP2003245265A (ja) 2002-02-25 2003-09-02 Matsushita Electric Works Ltd 非侵襲血糖計
RU2234242C2 (ru) 2002-03-19 2004-08-20 Федеральное государственное унитарное предприятие Научно-исследовательский институт "Полюс" Способ определения состояния биологической ткани и диагностическая система для его реализации
JPWO2003079900A1 (ja) * 2002-03-25 2005-07-21 山越　憲一 非観血血液成分値測定装置及び方法
US6684099B2 (en) * 2002-04-04 2004-01-27 Inlight Solutions, Inc. Apparatus and method for reducing spectral complexity in optical sampling
US8328420B2 (en) * 2003-04-22 2012-12-11 Marcio Marc Abreu Apparatus and method for measuring biologic parameters
JP2004045096A (ja) * 2002-07-09 2004-02-12 Matsushita Electric Works Ltd 生体成分の定量装置
US6928569B2 (en) 2002-07-19 2005-08-09 Texas Instruments Incorporated Automatic output delay timing adjustment for programmable glitch filter
US7133711B2 (en) * 2002-08-07 2006-11-07 Orsense, Ltd. Method and system for decomposition of multiple channel signals
US7233817B2 (en) * 2002-11-01 2007-06-19 Brian Yen Apparatus and method for pattern delivery of radiation and biological characteristic analysis
US20040106163A1 (en) 2002-11-12 2004-06-03 Workman Jerome James Non-invasive measurement of analytes
JP3694291B2 (ja) * 2002-11-21 2005-09-14 倉敷紡績株式会社 血糖値の無侵襲測定装置
KR100499139B1 (ko) * 2003-01-07 2005-07-04 삼성전자주식회사 이상데이터 소거방법 및 이를 적용한 분광학을 이용한혈액성분분석시스템
JP2004267613A (ja) 2003-03-11 2004-09-30 Olympus Corp グルコース濃度測定装置
US6968221B2 (en) * 2003-03-14 2005-11-22 Futrex, Inc. Low-cost method and apparatus for non-invasively measuring blood glucose levels
KR100464324B1 (ko) * 2003-03-17 2005-01-03 삼성전자주식회사 목적물의 성분농도 측정방법 및 장치
JP2004286475A (ja) 2003-03-19 2004-10-14 Olympus Corp グルコース濃度測定装置
JP2004290544A (ja) 2003-03-28 2004-10-21 Citizen Watch Co Ltd 血液分析装置
AU2004227886A1 (en) * 2003-04-04 2004-10-21 Lumidigm, Inc. Multispectral biometric sensor
US20060234386A1 (en) * 2003-04-30 2006-10-19 Mcgill University Method and system for measuring lactate levels in vivo
US6958039B2 (en) * 2003-05-02 2005-10-25 Oculir, Inc. Method and instruments for non-invasive analyte measurement
US6968222B2 (en) * 2003-05-02 2005-11-22 Oculir, Inc. Methods and device for non-invasive analyte measurement
US7266400B2 (en) * 2003-05-06 2007-09-04 Orsense Ltd. Glucose level control method and system
US20040225206A1 (en) * 2003-05-09 2004-11-11 Kouchnir Mikhail A. Non-invasive analyte measurement device having increased signal to noise ratios
US6993372B2 (en) * 2003-06-03 2006-01-31 Orsense Ltd. Method and system for use in non-invasive optical measurements of blood parameters
US20040258563A1 (en) 2003-06-23 2004-12-23 Applera Corporation Caps for sample wells and microcards for biological materials
US20060224057A1 (en) * 2003-10-21 2006-10-05 Oculir, Inc. Methods for non-invasive analyte measurement
US7020506B2 (en) * 2003-11-06 2006-03-28 Orsense Ltd. Method and system for non-invasive determination of blood-related parameters
JP4488873B2 (ja) 2004-03-02 2010-06-23 シーシーエス株式会社 光照射装置
CN2694097Y (zh) 2004-03-12 2005-04-20 刘金星 Led光源照明灯泡
US20060258918A1 (en) * 2004-04-14 2006-11-16 Oculir, Inc. Combination Analyte Measurement Device and Method of Use
US7215983B2 (en) * 2004-06-30 2007-05-08 Hitachi, Ltd. Blood sugar level measuring apparatus
US7313425B2 (en) * 2004-07-08 2007-12-25 Orsense Ltd. Device and method for non-invasive optical measurements
EP2275024A3 (en) * 2004-08-24 2011-05-04 The General Hospital Corporation Method and apparatus for imaging of vessel segments
US7125160B2 (en) 2004-10-29 2006-10-24 Applied Innovative Technologies, Inc. Led light collection and uniform transmission system using a conical reflector with a roughed up inner surface
US7262844B2 (en) * 2005-01-13 2007-08-28 The Curators Of The University Of Missouri Ultrasensitive spectrophotometer
US7881892B2 (en) * 2005-01-21 2011-02-01 University Of Massachusetts Standardization methods for correcting spectral differences across multiple spectroscopic instruments
WO2006086566A2 (en) 2005-02-09 2006-08-17 Inlight Solutions, Inc. Methods and apparatuses for noninvasive determinations of analytes
US7616368B2 (en) * 2005-02-23 2009-11-10 Pixtronix, Inc. Light concentrating reflective display methods and apparatus
WO2006094171A1 (en) 2005-03-01 2006-09-08 Masimo Laboratories, Inc. Multiple wavelength sensor drivers
EP1874178A4 (en) * 2005-04-13 2009-12-09 Glucolight Corp METHOD OF DECREASING AND CALIBRATION OF DATA OF A CROSS-REFERENCE OF A BLOOD GLUCOMETER BASED ON OPTICAL COHERENCE TOMOGRAPHY AND RELATED APPLICATIONS
US7409239B2 (en) 2005-05-05 2008-08-05 The Hong Kong Polytechnic University Method for predicting the blood glucose level of a person
US7254432B2 (en) * 2005-08-17 2007-08-07 Orsense Ltd. Method and device for non-invasive measurements of blood parameters
JP4830693B2 (ja) * 2005-08-24 2011-12-07 日本光電工業株式会社 酸素飽和度測定装置及び測定方法
CN100403331C (zh) 2005-09-16 2008-07-16 中国科学技术大学 基于虹膜和人脸的多模态生物特征身份识别系统
US7215987B1 (en) * 2005-11-08 2007-05-08 Woolsthorpe Technologies Method and apparatus for processing signals reflecting physiological characteristics
JP2007185348A (ja) 2006-01-13 2007-07-26 Olympus Corp 生体情報検出装置
EP2012657A2 (en) 2006-04-21 2009-01-14 Philips Intellectual Property & Standards GmbH Non-invasive glucose sensor
CN101071136A (zh) * 2006-05-10 2007-11-14 北京锐科天智科技有限责任公司 血糖测量方法及硬件装置
DE102006036920B3 (de) 2006-08-04 2007-11-29 Nirlus Engineering Ag Verfahren zur Messung der Glukosekonzentration in pulsierendem Blut
JP4245014B2 (ja) 2006-08-09 2009-03-25 ソニー株式会社 バックライト装置、光源装置、レンズ、電子機器及び導光板
US20080049445A1 (en) 2006-08-25 2008-02-28 Philips Lumileds Lighting Company, Llc Backlight Using High-Powered Corner LED
WO2008039195A1 (en) 2006-09-27 2008-04-03 Woolsthorpe Technologies, Llc Pulse amplitude indexing method and apparatus
US7952692B2 (en) * 2006-12-12 2011-05-31 Orsense Ltd. Method and apparatus for determination of analyte concentration
US20080144004A1 (en) 2006-12-15 2008-06-19 Futrex Inc. Optical Spectrophotometer
US7471383B2 (en) * 2006-12-19 2008-12-30 Pilkington North America, Inc. Method of automated quantitative analysis of distortion in shaped vehicle glass by reflected optical imaging
US8029164B2 (en) * 2007-05-21 2011-10-04 Goldeneye, Inc. LED light recycling cavity with integrated optics
US9622694B2 (en) * 2007-06-20 2017-04-18 Vioptix, Inc. Measuring cerebral oxygen saturation
BRPI0816925B8 (pt) 2007-09-13 2021-06-22 Univ Missouri funil de luz de iluminação, funil de captação de luz e aparelho
CA2700996C (en) * 2007-10-04 2016-12-13 The Curators Of The University Of Missouri Optical device components
US7961305B2 (en) * 2007-10-23 2011-06-14 The Curators Of The University Of Missouri Optical device components
US20090196025A1 (en) 2008-02-01 2009-08-06 Disney Enterprises, Inc. Cone assembly for illuminating cotton candy with multi-colored, diffused light
BRPI0909825B8 (pt) 2008-03-25 2021-06-22 Univ Missouri método e sistemas para detecção não-invasiva de glicose sanguíneo utilizando dados espectrais de um ou mais componentes que não a glicose
CN102083360B (zh) 2008-05-22 2015-04-15 密苏里大学董事会 用光谱数据分析进行无创的光学血糖检测的方法和系统
US8515509B2 (en) 2008-08-04 2013-08-20 Cercacor Laboratories, Inc. Multi-stream emitter for noninvasive measurement of blood constituents
EP2413784A4 (en) 2009-04-01 2014-01-22 Univ Missouri OPTICAL SPECTROSCOPY DEVICE FOR NON-INVASIVE GLUCOSE DETECTION IN BLOOD AND METHOD OF USE THEREOF
DK2723360T3 (en) 2011-06-27 2017-08-28 Université Pierre Et Marie Curie (Paris 6) CCR2 antagonist peptides

Also Published As

Publication number Publication date
BRPI0913130B1 (pt) 2021-09-08
CN102961146A (zh) 2013-03-13
US10959650B2 (en) 2021-03-30
US20210228117A1 (en) 2021-07-29
EP3222216A1 (en) 2017-09-27
CN102988061A (zh) 2013-03-27
US8340738B2 (en) 2012-12-25
US20130006072A1 (en) 2013-01-03
CN102083360A (zh) 2011-06-01
CN102973278A (zh) 2013-03-20
CN102973278B (zh) 2016-04-13
US20190015026A1 (en) 2019-01-17
US20180055425A1 (en) 2018-03-01
US20090292186A1 (en) 2009-11-26
US11076781B2 (en) 2021-08-03
RU2566920C2 (ru) 2015-10-27
US9566024B2 (en) 2017-02-14
JP2011520552A (ja) 2011-07-21
US9629576B2 (en) 2017-04-25
US20130006070A1 (en) 2013-01-03
HK1244655A1 (zh) 2018-08-17
CN102961147B (zh) 2015-04-15
CN102961146B (zh) 2015-09-23
EP2299900A1 (en) 2011-03-30
US20170143242A1 (en) 2017-05-25
US9814415B2 (en) 2017-11-14
JP5676432B2 (ja) 2015-02-25
US20180146900A1 (en) 2018-05-31
US20130006071A1 (en) 2013-01-03
US20210212608A1 (en) 2021-07-15
US20170188917A1 (en) 2017-07-06
EP2299900B1 (en) 2017-06-07
US11553859B2 (en) 2023-01-17
US20210353186A1 (en) 2021-11-18
US20190015027A1 (en) 2019-01-17
CN103006236B (zh) 2015-09-23
BRPI0913130A2 (pt) 2020-12-01
CN103006236A (zh) 2013-04-03
US10080515B2 (en) 2018-09-25
US9579049B2 (en) 2017-02-28
CN102988061B (zh) 2015-04-01
CN102083360B (zh) 2015-04-15
EP2299900A4 (en) 2013-08-28
US10070809B2 (en) 2018-09-11
EP3222216B1 (en) 2019-07-17
US20130006073A1 (en) 2013-01-03
CN102961147A (zh) 2013-03-13
US10973442B2 (en) 2021-04-13
WO2009142853A1 (en) 2009-11-26
US9877670B2 (en) 2018-01-30
US20130245405A1 (en) 2013-09-19
EP3556290A1 (en) 2019-10-23
US9788764B2 (en) 2017-10-17
US20170119291A1 (en) 2017-05-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2010152373A (ru) Способ и система для неинвазивного оптического определения глюкозы крови, используя спектральный анализ данных
KR100499139B1 (ko) 이상데이터 소거방법 및 이를 적용한 분광학을 이용한혈액성분분석시스템
US7884933B1 (en) Apparatus and method for determining analyte concentrations
US7438855B2 (en) Apparatus for measuring glucose concentration
CN100515335C (zh) 能消除运动干扰的血氧测量方法及其装置
JPH08503773A (ja) 発光ダイオード／赤外線発光ダイオード近赤外装置の測定感度を増加させる低コスト手段
US9259486B2 (en) Method and system for calculating a quantification indicator for quantifying a dermal reaction on the skin of a living being
JP2010504803A (ja) パルスの振幅のインデックス付け方法及び装置
JPWO2015137074A1 (ja) 成分測定装置、方法及びプログラム
EP1460413B1 (en) Method and apparatus for in vitro or in vivo measurement of a concentration of a component
WO2015198373A1 (ja) 生体光計測装置、及び方法
WO2000028302A1 (en) Method and device for measuring internal information of scattering absorber
CN114403904A (zh) 基于肌电信号与肌肉血氧饱和度确定肌肉状态的装置
WO2018151150A1 (ja) 散乱体濃度計測装置及びその方法
JP2004290412A (ja) 血液分析装置
JP2003202287A (ja) 散乱吸収体測定方法及び装置
CN111631733B (zh) 一种动脉血液光谱检测方法及装置
JP6521307B2 (ja) 近赤外分光法を用いた生体特性値測定方法及び測定装置
KR102335211B1 (ko) 자가기준점 설정형 혈액성분 측정 방법 및 장치
JP6444469B2 (ja) 生体光計測装置
RU2574571C1 (ru) Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови
CN112485206A (zh) 一种接触式测量装置的校正方法及经皮黄疸仪
KR20220106815A (ko) 분석물의 농도를 측정하기 위한 시스템들 및 방법들
JP2020151246A (ja) 生体情報の測定装置及びプログラム
Tanaka et al. Development of urine glucose level monitor for home healthcare using near infrared spectroscopy

Legal Events

Date Code Title Description
PC41 Official registration of the transfer of exclusive right

Effective date: 20170210

MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20200418