RU2782327C1 - Способ неинвазивного определения содержания воды в крови и биосредах - Google Patents
Способ неинвазивного определения содержания воды в крови и биосредах Download PDFInfo
- Publication number
- RU2782327C1 RU2782327C1 RU2021124433A RU2021124433A RU2782327C1 RU 2782327 C1 RU2782327 C1 RU 2782327C1 RU 2021124433 A RU2021124433 A RU 2021124433A RU 2021124433 A RU2021124433 A RU 2021124433A RU 2782327 C1 RU2782327 C1 RU 2782327C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- water
- source
- spectral
- measured
- absorption
- Prior art date
Links
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 title claims abstract description 49
- 210000004369 Blood Anatomy 0.000 title claims abstract description 28
- 239000008280 blood Substances 0.000 title claims abstract description 28
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 claims abstract description 36
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims abstract description 36
- 230000003595 spectral Effects 0.000 claims abstract description 29
- 230000003287 optical Effects 0.000 claims abstract description 21
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract description 10
- 238000000034 method Methods 0.000 abstract description 3
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 2
- 210000001519 tissues Anatomy 0.000 description 21
- 230000036571 hydration Effects 0.000 description 10
- 238000006703 hydration reaction Methods 0.000 description 10
- 239000010410 layer Substances 0.000 description 9
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 8
- 210000003491 Skin Anatomy 0.000 description 6
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 5
- WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N D-Glucose Natural products OC[C@H]1OC(O)[C@H](O)[C@@H](O)[C@@H]1O WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N 0.000 description 4
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 4
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 4
- 239000008103 glucose Substances 0.000 description 4
- 150000002632 lipids Chemical class 0.000 description 4
- 108090000623 proteins and genes Proteins 0.000 description 4
- 102000004169 proteins and genes Human genes 0.000 description 4
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 4
- 238000007374 clinical diagnostic method Methods 0.000 description 3
- 238000005286 illumination Methods 0.000 description 3
- MYMOFIZGZYHOMD-UHFFFAOYSA-N oxygen Chemical compound O=O MYMOFIZGZYHOMD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 description 3
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 description 3
- 210000000476 Body Water Anatomy 0.000 description 2
- 210000002381 Plasma Anatomy 0.000 description 2
- 230000013632 homeostatic process Effects 0.000 description 2
- 230000031700 light absorption Effects 0.000 description 2
- 210000000056 organs Anatomy 0.000 description 2
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 2
- 238000004611 spectroscopical analysis Methods 0.000 description 2
- WQZGKKKJIJFFOK-VFUOTHLCSA-N β-D-glucose Chemical compound OC[C@H]1O[C@@H](O)[C@H](O)[C@@H](O)[C@@H]1O WQZGKKKJIJFFOK-VFUOTHLCSA-N 0.000 description 2
- 210000001124 Body Fluids Anatomy 0.000 description 1
- 206010014418 Electrolyte imbalance Diseases 0.000 description 1
- 241000282412 Homo Species 0.000 description 1
- 210000000088 Lip Anatomy 0.000 description 1
- 230000036740 Metabolism Effects 0.000 description 1
- 210000004003 Subcutaneous Fat Anatomy 0.000 description 1
- 231100000765 Toxin Toxicity 0.000 description 1
- 210000003462 Veins Anatomy 0.000 description 1
- 238000000862 absorption spectrum Methods 0.000 description 1
- 239000012491 analyte Substances 0.000 description 1
- 230000000903 blocking Effects 0.000 description 1
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 1
- 238000009534 blood test Methods 0.000 description 1
- 239000010839 body fluid Substances 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 230000000875 corresponding Effects 0.000 description 1
- 238000006297 dehydration reaction Methods 0.000 description 1
- 230000029087 digestion Effects 0.000 description 1
- 238000000295 emission spectrum Methods 0.000 description 1
- 239000004744 fabric Substances 0.000 description 1
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 238000000691 measurement method Methods 0.000 description 1
- 230000002503 metabolic Effects 0.000 description 1
- 230000004060 metabolic process Effects 0.000 description 1
- 230000035786 metabolism Effects 0.000 description 1
- 238000002156 mixing Methods 0.000 description 1
- 230000001264 neutralization Effects 0.000 description 1
- 235000015097 nutrients Nutrition 0.000 description 1
- 238000005375 photometry Methods 0.000 description 1
- 238000001028 reflection method Methods 0.000 description 1
- 230000001105 regulatory Effects 0.000 description 1
- 150000003839 salts Chemical class 0.000 description 1
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 1
- 239000011780 sodium chloride Substances 0.000 description 1
- 238000002798 spectrophotometry method Methods 0.000 description 1
- 238000010183 spectrum analysis Methods 0.000 description 1
- 239000002344 surface layer Substances 0.000 description 1
- 230000028016 temperature homeostasis Effects 0.000 description 1
- 239000003053 toxin Substances 0.000 description 1
- 108020003112 toxins Proteins 0.000 description 1
- 230000001131 transforming Effects 0.000 description 1
Images
Abstract
Изобретение относится к медицинской технике. В способе неинвазивного определения содержания воды в крови и биосредах используются три источника инфракрасного излучения - лазерные диоды в суперлюминесцентном режиме со своими спектральными интервалами: 1300±30 нм, 1380-1440 нм и 1550±30 нм. Проводятся измерения сигналов интенсивности излучения поочередно для всех источников падающего на объект J 0 и поглощенного в объекте J света. Математическая модель для программирования процессора основывается на аналитических формулах. k=-(L*)-1ln(J/J 0 K 0) - общая формула для вычисления коэффициента поглощения k в объекте по измеренным параметрам сигналов. K 0=J изм1/J 01 - поправочный коэффициент, учитывающий непоглощательные потери света и измеряемый с помощью первого источника в спектральном окне прозрачности воды; L*=-k в2 - 1 ln(J 2/J 02 K 0) - нормированная длина оптического пути, измеряемая с помощью второго источника в спектральном интервале с полным поглощением водой; с в=(k 3 - k ск3)/(k в3 - k ск3) - формула для концентрации с в воды в объекте, вычисляемой по измерениям и вычислениям коэффициента поглощения k 3 в объекте с помощью третьего источника, и измеренным или найденным заранее коэффициентам поглощения в спектральном интервале третьего источника - воды k в3 и сопутствующих ей компонентов k ск3. Ожидаемый технический эффект - упрощение техники измерений и расчетов, повышение точности измерений. 5 ил.
Description
Изобретение относится к методам оптических измерений содержания воды в крови и биологических средах и может быть использовано в бытовых условиях, аналитических лабораториях, растениеводстве, пищевых производствах, торговле.
Хорошо известна роль воды в организме человека вода нормализует пищеварение, участвует в терморегуляции тела и его органов, обеспечивает свободное кровообращение, снижая вязкость крови, участвует в снабжении кислородом и питательными веществами все органы и системы, помогает выводить из организма токсины и соли, улучшает подвижность суставов, помогает поддерживать стабильный вес и активный обмен веществ, помогает надолго сохранять здоровье и молодость кожи.
В растениеводстве вода играет решающую роль. В производстве, сбыте и использовании продуктов питания вода имеет большое социально-потребительское значение.
Вода самый переменчивый компонент в биосредах. Ее содержание может относительно быстро изменяться в ту и другую стороны, оказывая сильное влияние на состояние биосреды.
В связи со всем вышеизложенным принципиально важно неинвазивное эспресс-измерение содержания воды в биосредах. Однако, такие приборы в продаже отсутствуют, что, частично, связано с отсутствием адекватных проблеме технических решений [1]. Этим, отчасти, определяется актуальность обсуждаемой задачи.
Неинвазивные измерения составов биосред важное перспективное направление контроля и диагностики. Особенно это направление развивается в последние годы, когда появляются новые активные участники, создающие новые технологические платформы и претенциозно заявляющие о себе [2].
Значительное место в этом направлении занимают методы оптической диагностики биологических объектов [3]. Наиболее простыми и в основном используемыми на практике являются методы фотометрирования. Эти методы базируются на трех оптических эффектах поглощении, рассеянии и отражении света в исследуемой среде. Главными проблемами, которые при этом возникают, являются спектральные и геометрические зависимости в используемых оптических моделях и исследуемых объектах.
Эти оптические методы работают по одинаковой схеме: аналитический (математический) анализ оптических характеристик, например, поглощения, получение рабочей формулы или рабочей программы, измерение соответствующих параметров, вычисления, эталонирование. Наиболее простыми при этом являются варианты использования узкополосных источников, например, лазеров. Это дает возможность применять законы оптики в дифференциальном виде, например, фундаментальный закон Бугера, верный для поглощения в бесконечно узкой спектральной полосе. Использование лазеров, однако, наталкивается на свои проблемы - вредность для человека, проявление нежелательных нелинейных эффектов. И, главное сколько веществ столько должно быть вариантов лазеров, что, как хорошо известно, является серьезной технической проблемой. По этой причине практически все работы в рассматриваемом здесь направлении проводятся с использованием широкополосных источников светодиодов. И, как показывает патентный поиск, практически все патентованные варианты -широкополосные.
По способам воздействия светом методы в основном сводятся к двум вариантам: отражение от поверхности и приповерхностного слоя объекта и сквозное просвечивание объекта. В первой группе этих способов источник и приемник света находятся по одну сторону объекта, во второй - по разные стороны объекта. По обоим вариантам имеется большое число источников информации, включая патенты. Существуют коммерческие приборы, основанные на этих принципах.
Известны патенты на способы контроля веществ в крови отражательным способом. Например, способ неинвазивного измерения насыщения крови кислородом [4].
Отражательные способы имеют существенный недостаток сильное влияние на измерения побочных для крови составляющих кожи и подкожного жирового слоя. К недостаткам также следует отнести низкую точность расчета характеристик переноса излучения и неоднозначность решения обратной задачи вследствие невозможности разделения вкладов рассеяния и поглощения ткани в измеряемый спектр. Необходимо использовать большой объем априорной информации об исследуемой среде. Для корректной оценки поглощающих свойств ткани необходимо располагать информацией об ее рассеивающих свойствах, и наоборот.
Известны патенты на способы неинвазивного контроля веществ в крови просветным способом. Например, способ неинвазивного измерения концентрации оптически активных веществ, находящихся в крови [5]; неинвазивный анализатор состава крови - US6615064B1; аппаратура (прибор) для измерения состава крови - US6829496B2.
Просветные способы имеют существенный недостаток - свет пронизывает всю толщу объекта, взаимодействуя не только с веществами крови, но и других составляющих, значительно усложняя анализ или даже делая его невозможным.
Указанные недостатки частично устраняются в методе, использующем сочетание описанных двух вариантов, когда свет пронизывает толщу объекта, а приемник расположен по ту же сторону, что и источник и регистрирует не отраженный свет, а - выходящий из толщи контролируемого объекта. Этот способ в литературе назван методом диффузного отражения (МДО).
Известны способы МДО для определения оптических параметров однородной биоткани с использованием измерений рассеянного тканью света несколькими датчиками, расположенными на различных расстояниях от точки освещения [6]. Способы позволяют определять коэффициент поглощения и транспортный коэффициент рассеяния ткани. Это достигается путем сопоставления расчетных и экспериментальных пространственных профилей диффузного отражения. Способы требуют, однако, строгого совпадения показателей преломления и индикатрис рассеяния реальных тканей и калибровочных образцов, что редко достигается в действительности. Кроме того, способы могут давать неадекватные или несоответствующие реальности результаты, если значения параметров выйдут за пределы области, охватываемой калибровочными образцами.
Вода всегда была предметом широких исследований, в связи с чем накоплен богатый материал по спектральным зависимостям поглощения света [7]. При этом установлено, что вода прозрачна только в видимой области и имеет очень сложную спектральную зависимость поглощения, например, такую, которая изображена на рис. 1. При этом самой сложной является проблема смешения спектров разных веществ. Поэтому центральным вопросом при измерениях содержания воды в биосредах является нахождение оптимального варианта спектральной зависимости коэффициента поглощения.
Кроме того вода в большинстве случаев биосред, и особенно в организме человека, играет важную роль, регулируя многие функции жизнедеятельности действием тонких механизмов. В частности, содержание воды в крови поддерживается в организме постоянным. Вода играет определяющую роль в состоянии гомеостаза - саморегуляции, способности сохранять постоянство посредством скоординированных реакций, направленных на поддержание динамического равновесия [8]. Поэтому в методах измерений требуется точность, достаточная для определения незначительных изменений содержания воды.
Патентный поиск показывает, что имеется большое число вариантов предложений специально по способам измерений содержания воды в биосредах, например, WO2018029199A1 система и метод контроля гидратации тела содержит источник инфракрасного света, приспособленный для нанесения на губу пользователя системы, и оптический датчик для восприятия отраженного инфракрасного света; WO2004096082A2 - неинвазивный анализ крови путем оптического зондирования вен под языком; US8509866B2 устройство и метод для мониторинга нарушений жидкости в организме и электролитов, в том числе для измерения показателя содержания воды в тканях тела как доли содержания обезжиренной ткани пациента с использованием оптической спектрофотометрии; US8182425B2 - метод измерения увлажнения кожи, в котором используются, по меньшей мере, две длины волны, отфильтрованные по меньшей мере, двумя поляризаторами, для создания цифровых изображений кожи; US10231667B2 неинвазивный мониторинг обезвоживания и способ неинвазивного измерения состояния гидратации живого существа, содержащий источник света, средство поляризации, детектор света и средство обработки; US4398541 - способ и устройство для измерения влажности кожи с использованием поляризованного света, падающего под углом Брюстера; US20140171759A1 - устройство и метод для неинвазивного определения гидратации, состояния гидратации, общего содержания воды в организме или концентрации воды с помощью количественной спектроскопии, включающие подсистемы освещения, отбора образцов ткани, спектрометра, сбора данных, калибровки, вычислительную подсистему; ЕР3212060А1 устройство и способ неинвазивного измерения состояния гидратации живого существа, содержащее для повышения удобства использования и точности получаемых результатов первый источник света, средство поляризации, детектор отраженного поляризованного света; US4169676 - способ и инструмент для определения количества продуктов метаболизма в крови с использованием лазерного луча, направляемого через пластину ATR, помещенную напротив биологической ткани, снабжаемой кровью; US4882492 неинвазивное измерение концентраций аналитов в крови в ближнем инфракрасном диапазоне с использованием измерения как диффузного отраженного, так и пропускающего излучения с разделением на два луча, один из которых направляется через фильтр отрицательной корреляции, а другой направляется через блокирующий фильтр нейтральной плотности; US5372135 - способ определение состава на основе дифференциального спектрального анализа оптического поглощения крови; US5099123 - метод определения по поглощению излучения концентрации веществ для неинвазивного тестирования в тканях организма, в котором образец облучается пучком электромагнитной энергии с двумя чередующимися длинами волн.
Известен патент РФ 2510506 [6], в котором решается задача расширения функциональных возможностей измерений за счет одновременного определения комплекса оптических и биофизических параметров в режиме реального времени, повышения точности измерения за счет исключения калибровочных измерений для нормированного спектрально-пространственного профиля коэффициента диффузного отражения ткани и использования априорной информации. Для решения этой задачи посылку излучения на ткань в одну или несколько точек осуществляют на длинах волн X из диапазона 350-1600 нм, измеряют диффузное отражение на длинах волн посылаемого излучения для каждой из точек освещения и производят сложный аналитический расчет спектрально-пространственного профиля коэффициента диффузного отражения ткани в сравнении с диффузным отражением множества образцов биоткани или моделирующих ее фантомов с известными оптическими и биофизическими параметрами.
Общий недостаток указанных патентных решений можно оценить одним термином сложный, когда требуется либо сложное оптическое преобразование (поляризация), либо сложная спектрографическая аппаратура, либо сложная математическая обработка. Все это усложняет процесс и сужает его возможности до лабораторных условий. Кроме того, сложные схемы и преобразования, как правило, сказываются на снижении точности измерений.
Наиболее близким к заявляемому (прототипом) выбран патент US20130144136A1 метод и прибор для определения гидратации тканей [9]. Изобретение обеспечивает систему для измерения величины гидратации ткани у субъекта, содержащую микропроцессор и сенсорную систему, имеющую источник света и детектор света. Свет проецируется от источника света на ткани объекта. Проецируемый свет проходит через ткани человека или выходит из них, а затем принимается детектором света. Детектор света передает результат измерения интенсивности полученного им света на микропроцессор. Микропроцессор запрограммирован на модель гидратации ткани, которая использует измерение интенсивности света для определения значения гидратации ткани для объекта.
Сенсорная система дополнительно состоит из оптики, состоящей из линз или оптоволоконных кабелей, и дифракционных фильтров, которые спектрально корректируют и направляют излучаемый источником свет до объекта измерений.
Система содержит первый и второй с вето излучающие диоды; первый излучающий свет с длиной волны в одном из следующих диапазонов: 725-775 нм, 900-1025 нм, 1125-1225 нм, 1350-1550 нм, 1850-2100 нм; и второй - излучающий свет с длиной волны в одном из следующих диапазонов: 800-825 нм, 1025-1100 нм, 1225-1300 нм, 1550-1800 нм.
Метод, таким образом, использует ряд принципиальных моментов общего характера:
- спектральную фильтрацию для того, чтобы удовлетворить принципиальному требованию метода более точному использованию формулы поглощения Бугера; это, однако, сильно уменьшает интенсивность света источника и, тем самым, снижает его чувствительность;
- линзовую оптическую систему, фокусирующую свет на объект и, тем самым, повышающую локальную плотность излучения с тем, чтобы «пробить» толщу (кожу) объекта и повысить чувствительность метода;
- четыре спектральных интервала, что позволяет идентифицировать четыре составляющих вещества, либо повысить точность измерений одного-двух из них; %
- как следует из описания патента, авторы используют модель спектральной зависимости поглощения по формуле Бугера, математический расчет по которой является самым простым случаем, легко программируется с использованием процессора широкого применения.
Прототип, однако, существенно не упрощает решаемую задачу, поскольку используется непростая оптическая система, требующая соответствующих мер по ее изготовлению и применению. Кроме того, это ухудшает важное для применения свойство - миниатюрность изделия.
Кроме всего, в выбранных спектральных интервалах от 725 до 1800 нм, вода имеет наименьшие коэффициенты поглощения (рис. 1), сопоставимые с таковыми для нескольких других составляющих, активных в этом интервале протеинов, липидов, биочастиц крови.
В предлагаемом нами варианте задача измерений состава воды в биосредах существенно упрощается благодаря выбору спектрального интервала измерений и, соответственно, источников излучения, аналитического учета спектральной формы поглощения и излучения, что позволяет получить наиболее простую модель измерений и расчета.
Решение задачи мы начинаем с выбора спектрального интервала поглощения воды в биосреде - рис. 2 [10]. Из этих данных следует, что для воды в биосреде оптимальным является спектральный интервал 1380-1580 нм. В этом случае сопутствующие воде составляющие (протеины, липиды и глюкоза) имеют примерно в 10 раз меньшие значения коэффициента поглощения и в 10 раз меньшие удельные количества. Это означает, что в этом случае погрешность определения содержания воды за счет влияния сопутствующих элементов менее 1%.
При этом возникает вопрос выбора светодиода. К настоящему времени светодиоды и лазеры на гетероструктурах доведены до высокого коммерческого уровня [11, 12]. Для нашего случая реально заказать необходимые излучатели. Оптимальным вариантом в нашем случае будет использование лазерных диодов в режиме суперлюминесценции, когда в нелазерном варианте спектр может быть достаточно узким (в нашем случае 40 нм) и мощность излучения приемлемо высокой.
Для обеспечения высокой точности применения формулы Бугера необходимо провести аналитическое рассмотрение специально для условий нашего случая.
Рассматривается модель расположения элементов схемы измерений, изображенной на рис. 3. На нем: 1 - источник света, 2 - поглощающий свет объект, 3 - приемник.
Записывается классическая формула поглощения света в дифференциальном виде (закон поглощения) в однородной оптически линейной среде для одномерного случая в бесконечно тонком слое dx с интенсивностью поглощенного монохроматического света в нем dJ в зависимости от интенсивности J падающего на слой dx света [3]:
где: k - коэффициент поглощения, k0 - коэффициент, учитывающий уменьшение интенсивности на непоглащательные потери в среде.
Для случая немонохроматического света с распределением интенсивности как функции от длины волны λ, ее необходимо проинтегрировать J=∫J*(λ)d λ, где J*(λ) - амплитудные значения в спектральном распределении интенсивности. Для достаточно узкого спектра (Δλ<<λ) спектральную зависимость всех параметров в формуле (1) можно учесть введением некоего нормирующего коэффициента k*.
Интегрирование формулы (1) по всей толщине слоя L с учетом предыдущего дает: J=J0exp[-k(1-k0)k*L], где J0 - интенсивность падающего на слой света. Вычленив часть формулы exp(kk0k*L) и полагая, что k0k*<<1, получим - exp(kk0k*L) ~ (1+kk0k*L). Учитывая также, что только часть излучения источника попадет непосредственно в поглощающий слой и через него в приемник, формулы для интенсивности поглощения в слое толщиной L и коэффициента k будут получены в следующем виде:
В этой формуле линейный коэффициент K0 учитывает непоглощательные потери света на рассеяние в слое и уменьшение падающего от источника света за счет нелинейной геометрии его прохождения, а также - некоторую поправку на немонохроматичность излучения. Поправочный коэффициент k* учтен как сомножитель в выражении k*L. Смысл значения L* - нормированная длина оптического пути, пропорциональная толщине поглощающего объекта. Значения J=J0-Jизм, где Jизм - измеренные значения интенсивности прошедшего через объект излучения.
В предлагаемом варианте заявки целесообразно использовать гетеролазерные диоды (ЛД) в режиме суперлюминесценции (СЛД - суперлюминесцентные диоды). В лазерном режиме спектральная полоса не превышает значений 2-3 нм [12]. В суперлюминесцентном режиме она может быть, в зависимости от тока накачки от 10 до 50 нм [13]. Это позволяет провести калибровочную проверку предыдущих предположений. Для этого необходимо провести измерения поглощения воды в кювете, с известной и точно заданной толщиной, на одних и тех же лазерных диодах в режимах ЛД и СЛД. Режим СЛД выбирается с учетом того, чтобы при максимально возможной ширине спектральной полосы (в нашем случае 60 нм) разница измеренных величин коэффициента поглощения была бы не более 10%. С учетом корректирующего влияния при расчетах поправочного коэффициента оцениваемая погрешность при этом не будет превышать нескольких процентов.
Далее проводится анализ для случая состава крови, хотя он может быть подобным для любой биологической среды с содержанием воды и сопутствующих органических составляющих, когда соотношения концентраций и коэффициентов поглощения являются примерно теми же, что и для крови. Понятно при этом, что это условие должно проверяться.
Содержание компонент в смеси с их концентрациями ci и значениями коэффициентов поглощения ki находится по формуле [3]: k=Σciki. При этом индекс «i» будет для воды - «в», и для сопутствующих компонент - «ск». Кроме того, следом за буквенным индексом могут быть указаны номера источников - 1, 2, 3.
При анализе будет использован тот факт, что в крови соотношение концентраций компонент примерно следующее: вода 90%, протеины 8%, липиды 2%, глюкоза 0.2% [14].
Для второго источника при спектральном интервале 1380-1440 нм произведения ciki для сопутствующих компонент крови и биосреды примерно в 100 раз меньше произведения свkв для воды. Поэтому достаточно точно можно иметь формулу для измерений на втором источнике:
Для третьего источника в спектральном интервале 1550±30 нм из соотношений k3=(cвkв3+cскkск3) и (св+сск)=1 получим:
При этом как коэффициент поглощения сопутствующего компонента можно принять таковой для протеинов, для которых произведение ck примерно в 10 раз больше, чем для липидов и глюкозы.
Таким образом, предложенный способ заключается в следующем.
Выбираются три источника света - инфракрасные лазерные диоды в режиме суперлюминесценции, с излучением в спектральных интервалах: первый источник СЛД-1 1300±30 нм (окно прозрачности воды); второй источник СЛД-2 1380-1440 нм (полное поглощение водой); третий источник СЛД-3 1550±30 нм (поглощение водой и сопутствующими компонентами).
На всех источниках проводятся калибровочные измерения интенсивности падающего J0 и прошедшего (J0-J) света на чистой воде в кювете с известной и точно заданной толщиной слоя L. Вычисляется коэффициент поглощения чистой воды kв по формуле (3) при K0=1 и L*=L. Для источника СЛД-1 kв1 должен быть близок к единице, для СЛД-2 kв2 - не менее 25 см-1, для СЛД-3 kв3 - не менее 5 см-1.
Проводится калибровочная проверка коэффициента поглощения воды на погрешность из-за спектральных влияний на источниках света СЛД-2 и СЛД-3 в лазерном и суперлюминесцентном режимах - разница в вычисленных значениях kв должна быть не более 10%. При этом калибровка проводится выбором режима тока накачки СЛД.
Проводятся измерения значений интенсивности падающего J0 и прошедшего Jизм=(J0-J) (или - J=J0-Jизм) излучений на объекте измерений для всех источников света.
Вычисляется коэффициент K0 по измерениям на источнике СЛД-1 и формуле:
Значение K0 должно быть близко к единице.
Вычисляется значение L* по измерениям на втором источнике СЛД-2 по формуле:
Вычисляется значение k3 по формуле (3) и измеренным значениям сигналов интенсивности излучений для третьего источника.
Вычисляется значение относительной концентрации воды св по формуле (5).
Абсолютное значение концентрации воды в крови вычисляется с учетом массовой доли в ней плазмы.
Проведена апробация метода с использованием в качестве источников ИК-светодиодов фирмы AIBI [15]. Были измерены спектры поглощения воды и крови -рисунок 4. На рисунке 5 приведен спектр излучения использованного ИК-светодиода. В связи с тем, что источник по своим характеристикам значительно отличался от требуемых по заявке вариантов, результаты носили качественный характер, хотя и демонстрировали принципиальную применимость метода.
Источники информации
1. https://www.google.com/search?q=био-медицинский+измеритель+содержания+воды+в+биосредах+купить
2. https://www.knowlabs.co/press-releases/331patent
3. Лысенко, С.А. Методы оптической диагностики биологических объектов / С.А. Лысенко. - Минск: БГУ, 2014.-231 с.: ил. - ISBN 978-985-518-982-5.
4. Патент РФ 2173082. Способ неинвазивного измерения насыщения крови кислородом. Авторы Козлов В.И., Кореи Л.В., Соколов В.Г. Патентообладатель ФГУ «НПО «Астрофизика». Приоритет 11.01.2000.
5. Патент РФ 2295915. Способ неинвазивного измерения концентрации оптически активных веществ, находящихся в крови. Автор и патентообладатель - Холматов Т.Х. Приоритет - 18.02.2005.
6. Патент РФ 2510506. Способ определения оптических и биофизических параметров биоткани. Авторы - Лысенко С.А., Кугейко М.М. Патентообладатель - Белорусский государственный университет. Приоритет 24.04.2012.
7. https://chem21.info/info/1542047/
8. https://ru.wikipedia.org/wiki/Гомеостаз
9. Patent US 20130144136A1. METHOD AND APPARATUS FOR DETERMINING TISSUE HYDRATION. Filed: Dec. 1, 2011. Pub. Date: Jun. 6, 2013. Inventor: Russel Rymut, Hartland, WI (US).
10. New Methodology to Obtaina Calibration Modelfor Noninvasive Near-Infrared Blood Glucose Monitoring / K. Maruo, T. Oota, M. Tsurugi et al. // Applied Spectroscopy, 2006, 60(4).
11. https://lenlasers.ru/catalog/odnomodovye-lazernye-diody-1310-1650-nm-i-cwdm-dwdm/
12. https://elib.bsu.by/bitstream/123456789/12758/6/4_AlGaInAs.pdf
13. https://ru.wikipedia.org/wiki/Суперлюминесцентный диод
14. https://ru.wikipedia.org/wiki/Плазма крови
15. http://www.ibsg.ru/
Claims (1)
- Способ неинвазивного определения содержания воды в крови и биосредах, включающий использование источников света, облучающих поочерёдно объект так, что излучение проходит через него и попадает на приёмник-детектор, с которого сигналы измерения интенсивности света передаются на процессор, обрабатываются по программе, составленной по разработанной математической модели так, что вычисляется содержание воды в объекте, отличающийся тем, что используются три источника инфракрасного излучения – лазерные диоды в суперлюминесцентном режиме со своими спектральными интервалами: первый источник - 1300±30 нм, второй источник – 1380-1440 нм, третий источник – 1550±30 нм; математическая модель основана на аналитических формулах, а именно, k = -(L*)-1ln(J/J 0 K 0) – общая формула для вычисления коэффициента поглощения k в объекте по измеренным параметрам сигналов интенсивности J 0 падающего на объект и J поглощённого в объекте света, K 0=J изм1/J 01 - поправочный коэффициент, учитывающий непоглощательные потери света и измеряемый с помощью первого источника в спектральном окне прозрачности воды, L*=-k в2 - 1 ln(J 2/J 02 K 0) – нормированная длина оптического пути, пропорциональная толщине поглощающего объекта и измеряемая с помощью второго источника в спектральном интервале с полным поглощением водой; с в = (k 3 – k ск3)/(k в3 – k ск3) – формула для концентрации с в воды в объекте, вычисляемой по измерениям и вычислениям коэффициента поглощения k 3 в объекте с помощью третьего источника, и измеренным или найденным заранее коэффициентам поглощения в спектральном интервале третьего источника – воды k в3 и сопутствующих ей компонентов k ск3.
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
RU2782327C1 true RU2782327C1 (ru) | 2022-10-25 |
Family
ID=
Citations (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US20130144136A1 (en) * | 2011-12-01 | 2013-06-06 | Russell Rymut | Method and apparatus for determining tissue hydration |
RU2510506C2 (ru) * | 2012-04-24 | 2014-03-27 | Белорусский Государственный Университет (Бгу) | Способ определения оптических и биофизических параметров биоткани |
RU2574571C1 (ru) * | 2014-12-22 | 2016-02-10 | Эдвард Владимирович Крыжановский | Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови |
WO2017085110A1 (de) * | 2015-11-20 | 2017-05-26 | Nirlus Engineering Ag | VERFAHREN UND VORRICHTUNG ZUR NICHTINVASIVEN OPTISCHEN IN-VIVO-BESTIMMUNG DER GLUKOSEKONZENTRATION IN FLIEßENDEM BLUT |
RU2752711C2 (ru) * | 2019-11-18 | 2021-07-30 | Общество с ограниченной ответственностью «Лаборатория межклеточных технологий «Интерсел Рэнд» (ООО «Интерсел Рэнд») | Способ и устройство для спектроскопии живой ткани |
Patent Citations (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US20130144136A1 (en) * | 2011-12-01 | 2013-06-06 | Russell Rymut | Method and apparatus for determining tissue hydration |
RU2510506C2 (ru) * | 2012-04-24 | 2014-03-27 | Белорусский Государственный Университет (Бгу) | Способ определения оптических и биофизических параметров биоткани |
RU2574571C1 (ru) * | 2014-12-22 | 2016-02-10 | Эдвард Владимирович Крыжановский | Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови |
WO2017085110A1 (de) * | 2015-11-20 | 2017-05-26 | Nirlus Engineering Ag | VERFAHREN UND VORRICHTUNG ZUR NICHTINVASIVEN OPTISCHEN IN-VIVO-BESTIMMUNG DER GLUKOSEKONZENTRATION IN FLIEßENDEM BLUT |
RU2752711C2 (ru) * | 2019-11-18 | 2021-07-30 | Общество с ограниченной ответственностью «Лаборатория межклеточных технологий «Интерсел Рэнд» (ООО «Интерсел Рэнд») | Способ и устройство для спектроскопии живой ткани |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
Vogel et al. | Using noninvasive multispectral imaging to quantitatively assess tissue vasculature | |
DK2034893T3 (en) | Measurement of tissue oxygenation | |
CN1325015C (zh) | 通过组织的光学特性的葡萄糖非侵入性测量 | |
US7343185B2 (en) | Measurement of body compounds | |
US7428434B2 (en) | Quantitative broadband absorption and scattering spectroscopy in turbid media by combined frequency-domain and steady state methodologies | |
Tenhunen et al. | Non-invasive glucose measurement based on selective near infrared absorption; requirements on instrumentation and spectral range | |
AU2002249985A1 (en) | Noninvasive measurement of glucose through the optical properties of tissue | |
CA2383727A1 (en) | Method for determination of analytes using near infrared, adjacent visible spectrum and an array of longer near infrared wavelengths | |
JP2000506048A (ja) | 生物化合物の後続監視のための校正 | |
CA2597859A1 (en) | Method and apparatus for determining blood analytes | |
JP2014521095A (ja) | 体液中の物質の濃度を測定するための方法及びシステム | |
WO2017005628A1 (en) | A light-based sebum and water level measurement system for skin | |
RU2510506C2 (ru) | Способ определения оптических и биофизических параметров биоткани | |
Rejmstad et al. | A method for monitoring of oxygen saturation changes in brain tissue using diffuse reflectance spectroscopy | |
RU2782327C1 (ru) | Способ неинвазивного определения содержания воды в крови и биосредах | |
JP3903147B2 (ja) | 青果物の非破壊糖度測定装置 | |
JP4925278B2 (ja) | 光学的生体情報測定方法及びその装置 | |
Leonardi et al. | Quantitative multiwavelength constituent measurements using single-wavelength photon time-of-flight correction | |
Nishimura et al. | Characterization of optical parameters with a human forearm at the region from 1.15 to 1.52 µm using diffuse reflectance measurements | |
JP2014140423A (ja) | 肌状態測定装置 | |
RU2770566C1 (ru) | Способ неинвазивного определения содержания липидов у человека | |
Välisuo | Photonics simulation and modelling of skin for design of spectrocutometer | |
RU2511747C2 (ru) | Способ определения концентрации билирубина | |
RU2807526C1 (ru) | Способ неинвазивного измерения долевого содержания воды в крови человека | |
Lu et al. | Measurement of food optical properties |