WO2016105248A1 - Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови - Google Patents

Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови Download PDF

Info

Publication number
WO2016105248A1
WO2016105248A1 PCT/RU2015/000891 RU2015000891W WO2016105248A1 WO 2016105248 A1 WO2016105248 A1 WO 2016105248A1 RU 2015000891 W RU2015000891 W RU 2015000891W WO 2016105248 A1 WO2016105248 A1 WO 2016105248A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
optical radiation
biological tissue
range
ranges
wavelengths
Prior art date
Application number
PCT/RU2015/000891
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Эдвард Владимирович КРЫЖАНОВСКИЙ
Артем Сергеевич АДЖЕМОВ
Армен Гарегинович ГРИГОРЯН
Original Assignee
Эдвард Владимирович КРЫЖАНОВСКИЙ
Артем Сергеевич АДЖЕМОВ
Армен Гарегинович ГРИГОРЯН
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from RU2014152166/14A external-priority patent/RU2574571C1/ru
Application filed by Эдвард Владимирович КРЫЖАНОВСКИЙ, Артем Сергеевич АДЖЕМОВ, Армен Гарегинович ГРИГОРЯН filed Critical Эдвард Владимирович КРЫЖАНОВСКИЙ
Priority to US15/538,840 priority Critical patent/US10932702B2/en
Priority to EP15873728.8A priority patent/EP3238622A4/en
Priority to CN201580074485.1A priority patent/CN107427263B/zh
Priority to BR112017013630-9A priority patent/BR112017013630B1/pt
Priority to JP2017551987A priority patent/JP6795516B2/ja
Priority to SG11201705169UA priority patent/SG11201705169UA/en
Priority to EA201700335A priority patent/EA034311B1/ru
Publication of WO2016105248A1 publication Critical patent/WO2016105248A1/ru
Priority to HK18104452.3A priority patent/HK1245049A1/zh

Links

Classifications

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

Definitions

  • the invention relates to the field of research and analysis of the chemical composition of materials and can mainly be used in diagnostic medical equipment for non-invasive determination of blood glucose.
  • a known method of non-invasive measurement of the concentration of a substance in the body for example glucose in human blood (RU 2511405 C2, 2014), the implementation of which determines the amount of infrared radiation emitted and / or scattered by the body in the wavelength range 8.5-10.5 ⁇ m, including themselves, at least one wavelength characterizing glucose, measure the temperature of the detector and one or more components of the optical system and compare the temperature of the detector and one or more components of the optical system with a set of preset calibres accurate parameters for correcting the detected value of infrared radiation, taking into account the effect of radiation from each detector and one or more components of the optical system.
  • the choice of the far infrared wavelength range as the working range was due to the presence of pronounced and distinguishable absorption spectra in glucose in the specified range, which, unlike technical solutions that traditionally use the near infrared wavelength range, allows to obtain a greater value a useful signal, but requires the use of cryogenic cooling of the equipment, significantly complicating the design of the device for implementing the method and increasing its size rits.
  • the authors of this known invention allowed the use of correction of the measurement results of the useful signal based on the measurement results of the temperature of the organism, the environment, as well as the optical radiation detector and all components of the optical system of the device, which also leads to a significant complication of the design mentioned device.
  • a method for non-invasive measurement of blood glucose concentration (RU 2515410 C2, 2014) and a method that allows the implementation of the known diode laser device for non-invasive measurement of glycemia (RU 2468356 C2, 2012), which in their common part include irradiation of biological tissue with optical radiation laser, converting the reflected and scattered biological tissue optical radiation into an electrical signal and calculating the concentration of glucose in the blood based on the amplitude value of this electrical signal.
  • monochromatic optical radiation with a wavelength of 650 nm is used (RU 2515410 C2, 2014) or visible and infrared optical radiation in the wavelength range from 500 nm to 1100 nm.
  • the closest in technical essence to the claimed method of non-invasive determination of blood glucose concentration is the known method of non-invasive measurement of blood glucose concentration (RU 2122208 C1, 1998), which involves irradiating blood vessels with collimated optical radiation from a semiconductor laser with a variable wavelength ranging from 1, 3 to 1, 9 microns with a gradual increase in the current supplied to it at a constant voltage and constant temperature control, registration of absorbed, scattering Foot and diffusely reflected radiation with blood by converting it into an electrical signal and then into a digital code, the comparison of the digital code with the calibration curve and determining the result of comparison values of glucose concentration, followed by reproduction from a digital display.
  • the disadvantage of the closest analogue is the insufficiently high accuracy of determining the concentration of glucose in the blood, which is associated with the measurement error due to the significant content of water and melanin in the biological tissue under study, which have pronounced and distinguishable absorption spectra of optical radiation in the wavelength ranges used in the considered analogues.
  • the present invention was the creation of a non-invasive method for determining the concentration of glucose in the blood, which ensures the achievement of the technical result, which consists in increasing the accuracy of determining the concentration of glucose in the blood.
  • a method for non-invasively determining the concentration of glucose in the blood including, in accordance with the closest analogue, irradiation of biological tissue with near-infrared wavelength optical radiation, reception of optical radiation diffusely reflected by biological tissue, conversion of the received optical radiation into an electrical signal, and determination of blood glucose concentration based on the received electrical signal, differs from the closest analogue the fact that the irradiation of biological tissue is carried out alternately in any sequence with optical radiation of the first the range with wavelengths of 950-970 nm, optical radiation of the second range with wavelengths of 1020-1060 nm and optical radiation of the third range with wavelengths of 930-950 nm, and the determination of glucose concentration in the blood is carried out on the basis of the sum of the electrical signals obtained by irradiation biological tissue with optical radiation of the second and third ranges, which is reduced by a value determined by the electrical signal obtained by irradiating biological tissue with optical radiation of the first range.
  • biological tissue is additionally irradiated with optical radiation of the fourth range with wavelengths of 740-760 nm, and the determination of glucose concentration in the blood is carried out on the basis of the sum of electrical signals obtained by irradiating biological tissue with optical radiation of the second and third ranges, which is reduced by determined by electrical signals obtained by irradiating biological tissue with optical radiation of the first and fourth ranges.
  • biological tissue is additionally irradiated with optical radiation of the fifth range with wavelengths of 830-850 nm, and blood glucose concentration is determined based on the sum of electrical signals obtained by irradiating biological tissue with optical radiation of the second, third and fifth ranges, which is reduced by the value determined by the electrical signal obtained by irradiating the biological tissue with optical radiation of the first range.
  • biological tissue is additionally irradiated with optical radiation of the fourth range with wavelengths of 740-760 nm, and the determination of glucose concentration in the blood is carried out on the basis of the sum of electrical signals obtained by irradiating the biological tissue with optical radiation of the second, third and fifth ranges, which is reduced by values determined by electrical signals obtained by irradiating biological tissue with optical radiation of the first and fourth ranges.
  • the determination of the concentration of glucose in the blood is carried out using the experimentally obtained calibration relationship between the concentration of glucose and the resulting total electrical signal having the value
  • U 2 , U 3 , U 4 , U 5 are the values of electrical signals obtained by irradiating biological tissue with optical radiation of the first, second, third, fourth and fifth ranges, respectively, to 12 , to 13 , to 15 are the coefficients previously obtained based on joint processing of the known characteristics of the relative spectral sensitivity of the used optical radiation receiver and the absorption spectrum of water in the first, second, third and fifth wavelength ranges, respectively
  • K42, 43, K45 are the coefficients, pre-gender scientistss based on joint processing of the known characteristics of the relative spectral sensitivity of the used optical radiation receiver and the absorption spectrum of melanin in the second, third, fourth and fifth wavelength ranges, respectively.
  • Coefficients for joint processing of known characteristics of the relative spectral sensitivity of the used optical radiation receiver and the absorption spectrum of water in the first, second, third and fifth wavelength ranges are determined previously in accordance with the expressions where K !, K 2 , K 3 , K 5 are the average values of water absorption coefficients in the first, second, third and fifth wavelength ranges, respectively, S 2 , S 3 , S 5 are the average values of the relative spectral sensitivity of the optical radiation receiver in the first, second, third and fifth wavelength ranges, respectively.
  • the coefficients in the joint processing of the known characteristics of the relative spectral sensitivity of the used optical radiation receiver and the absorption spectrum of melanin in the second, third, fourth and fifth wavelength ranges are determined previously in accordance with the expressions where K 2 , K 3 , K ", K 5 are the average values of the absorption coefficients of melanin in the second, third, fourth and fifth wavelength ranges, respectively, S 2 , S 3 , S 4 , S 5 are the average values of the relative spectral sensitivity of the receiver optical radiation in the second, third, fourth and fifth wavelength ranges, respectively.
  • the absorption spectrum of optical radiation of glucose in the near infrared wavelength range from 800 nm to 1100 nm has pronounced and distinguishable maxima near the wavelengths of 1040 nm, 940 nm and 840 nm (here the wavelengths are listed in descending order of the corresponding maximum values). Therefore, the use in the inventive method of irradiating biological tissue with optical radiation of the second range with wavelengths 1020-1060 nm and optical radiation of the third range with wavelengths 930-950 nm, and with a better implementation of the method and optical radiation of the fifth range with wavelengths 830-850 nm allows to obtain a greater value of the useful signal during its implementation.
  • Water has the most pronounced absorption spectrum in the wavelength range from 800 nm to 1100 nm with a maximum near the wavelength of 960 nm, the value of which even exceeds the value of the largest maximum in the absorption spectrum of glucose located near the wavelength of 1040 nm. Therefore, the presence of water leads to a distortion of the useful signal, which manifests itself in an increase in the electric signal due to the absorption of optical radiation from the second, third, and fifth wavelength ranges, and at the same time introduces the most significant measurement error in determining glucose concentration.
  • the absorption spectrum of the optical radiation of melanin in the wavelength range from 700 nm to 1100 nm has no peaks and is fairly uniform, but its value even exceeds the maximum value of the absorption spectrum of glucose near the wavelength of 840 nm, which leads to distortion of the useful signal due to absorption glucose optical radiation of the fifth wavelength range, more than 100%.
  • the presence of melanin in the biological tissue under study also, due to distortion, causes an increase in the useful signal due to glucose absorption of the optical radiation of the second and third wavelength ranges by 30–40%.
  • the authors proposed before, after or between irradiation optical radiation of the second range with wavelengths 1020-1060 nm and the third range with wavelengths 930-950 nm, which provides a useful signal for determining glucose concentration, irradiate biological tissue with optical radiation of the first range with wavelengths 950-970 nm, in which the maximum absorption spectrum of water, and as a result of receiving the optical radiation of the first wavelength range diffusely reflected by biological tissue, to receive an electrical signal, which is determined mainly by uschim value of water concentration in investigated biological tissue.
  • the determination of the concentration of glucose in the blood based on the sum of the electrical signals obtained by irradiating the biological tissue with optical radiation of the second and third ranges (where the two highest maxima of the absorption spectrum of glucose are located), which is reduced by the value determined by the electrical signal obtained by irradiating the biological tissue with optical radiation of the first range (where the maximum of the absorption spectrum of water is located), allows one to take into account the error due to the presence of emoy water biological tissue, and thereby increase the accuracy of determination of glucose concentration.
  • the biological tissue in order to increase the accuracy of determining glucose concentration by taking into account the error due to the presence of melanin in the biological tissue under study, the biological tissue is additionally irradiated only with fourth-wave optical radiation with wavelengths of 740-760 nm, in which there is practically no absorption of optical radiation by glucose and water, and as a result of the reception of optical radiation of the fourth wavelength range diffusely reflected by biological tissue, an electric sky signal which is determined by the current value of the concentration of melanin in the investigated biological tissue.
  • determining the concentration of glucose in the blood based on the sum of the electrical signals obtained by irradiating the biological tissue with optical radiation of the second and third ranges (where the two highest maxima of the absorption spectrum of glucose are located), which is reduced by the values determined by the electrical signals obtained by irradiating the biological tissue with optical radiation of the first range (where the maximum of the absorption spectrum of water is located) and the fourth range (by which the concentration is estimated I am melanin), allows to take into account errors due to the presence of both water and melanin in the biological tissue under study, and thereby increase the accuracy of determining glucose concentration.
  • biological tissue is irradiated in sequence in any sequence not only with optical radiation of the first range, optical radiation of the second range, optical radiation of the third range and optical radiation of the fourth range, but also optical radiation of the fifth range with wavelengths 830 - 850 nm (where the third smallest maximum of the absorption spectrum of glucose is located), and the determination of glucose concentration in the blood is carried out on the basis of the sum of the electrical signals obtained by irradiating the biological tissue with optical radiation of the second, third and fifth ranges (where all three maxima of the absorption spectrum of glucose are located), which is reduced by the values determined by the electrical signals obtained by irradiating the biological tissue with optical radiation of the first range (where the maximum absorption spectrum of water is located) and the fourth range (by which the concentration of melanin is estimated).
  • FIG. 1 shows a structural diagram of a device that allows you to best implement the inventive method for non-invasively determining the concentration of glucose in the blood, where 1 is a block of LEDs, 2 is a receiver of optical radiation, 3 is an amplifier, 4 is an analog-to-digital converter, 5 is a controller, 6 is a block indications and 7 - biological tissue.
  • FIG. Figure 2 shows the absorption spectra of the optical radiation of glucose, water, and melanin in the wavelength range from 700 nm to 1150 nm, where the first, second, third, fourth, and fifth ranges are shown, respectively, in Roman numerals I, II, III, IV, and V wavelengths of optical radiation.
  • a device that allows the best implementation of the inventive method for non-invasively determining the concentration of glucose in the blood comprises in series an optical radiation receiver 2, an amplifier 3, an analog-to-digital converter 4, a controller 5 and an indication unit 6, as well as an LED block 1 connected to the controller output 5.
  • Block 1 LEDs contains at least one LED, configured to emit optical radiation in a first wavelength range of 950-970 nm, for example of type SIM-012ST, at least one LED configured to emit optical radiation in a second wavelength range of 1020-1060 nm, for example of type OIS-150 -1020, at least one LED configured to emit optical radiation in a third wavelength range of 930-950 nm, for example of the type KM2520F3C03, at least one LED configured to emit optical radiation in a fourth range of d yn waves 740-760 nm, for example type EDEF-1LS3, and at least one LED configured to emit optical radiation at a fifth wavelength range 830-850 nm, eg type 1 EDEI-LS3.
  • a photodiode As the detector 2 of optical radiation, a photodiode is used, which is sensitive to optical radiation in the wavelength range from 740 nm to 1060 nm, for example a photodiode of the type BPW34.
  • the optical radiation receiver 2 and the LEDs of the LED block 1 are mounted on a common base (not shown in FIG. 1), which is adapted to be pressed against the biological tissue 7 under investigation, the LEDs being placed around the optical radiation receiver 2.
  • a precision operational amplifier is used, for example, type AD8604.
  • analog-to-digital Converter 4 used analog-to-digital Converter AD7655.
  • the ATXmega128A4U microcontroller is used, equipped with permanent and random access memory.
  • a device that allows you to best implement the inventive method of non-invasive determination of glucose concentration in the blood works as follows.
  • the base with the optical radiation receiver 2 and the LEDs of the LED block 1 is pressed against the biological tissue under study 7.
  • the LEDs of block 1 of the LEDs of optical radiation do not emit.
  • the electrical signal from the optical radiation receiver 2, determined by its dark current, is amplified by an amplifier 3 and converted by an analog-to-digital converter 4 into a digital code, which is fed to the controller 5 and stored in its random access memory. Then, according to the signals from the controller 5, voltage is alternately applied to the LEDs of the LED block 1.
  • the sequence of turning on the LEDs is not important.
  • the LED of the LED block 1 when voltage is applied to the LED of the LED block 1, configured to emit optical radiation in the first wavelength band I 950-970 nm (see FIG. 2), the latter emits optical radiation of the specified wavelength band in the direction of the biological tissue 7 under investigation.
  • Part of the incident optical radiation is predominantly absorbed by water, and part diffusely reflected and incident on the optical radiation receiver 2, which converts this part of the optical radiation into an electrical signal, defined as pain to a lesser extent, by the concentration of water in the biological tissue under study 7 and, to a lesser extent, by glucose and melanin.
  • This electrical signal is amplified by an amplifier 3 and, after being converted by an analog-to-digital converter 4 into a digital code, is fed to a controller 5, which, in order to take into account the measurement error due to the dark current of the optical radiation receiver 2, subtracts from this digital code a digital code stored in the random access memory corresponding to electrical signal from the dark current of the receiver 2 of optical radiation, and enters into the random access memory the received difference, which corresponds to electrical signal Ui, the value of which is determined mainly by the concentration of water in the studied biological tissue 7.
  • the previously turned on LED turns off, but as a result of applying voltage, for example, to the LED of LED block 1, configured to emit optical radiation in the fourth IV range (see Fig. 2) with wavelengths of 740-760 nm, the latter emits optical radiation of the specified wavelength range in the direction of the studied biological tissue 7.
  • the optical radiation receiver 2 converts diffusely reflected optical radiation into an electrical signal, which is determined by the concentration of melanin in the studied biological tissue 7, since the absorption of optical radiation of this wavelength range by glucose and water is practically not observed.
  • This electrical signal is amplified by an amplifier 3 and, after being converted by an analog-to-digital converter 4 into a digital code, is fed to a controller 5, which, in order to take into account the measurement error due to the dark current of the optical radiation receiver 2, subtracts from this digital code a digital code stored in the random access memory corresponding to an electric signal from the dark current of the optical radiation receiver 2, and enters the obtained difference into the random access memory, which corresponds to the electric signal and 4 , the value of which is determined by the concentration of melanin in the biological tissue under study 7.
  • the previously turned on LED turns off, but as a result of applying voltage, for example, to the LED of LED block 1, configured to emit optical radiation in the second band II of wavelengths 1020-1060 nm (see Fig. 2), the latter emits optical radiation of the specified range wavelengths in the direction of the studied biological tissue 7.
  • the optical radiation receiver 2 converts diffusely reflected optical radiation into an electrical signal, which is determined not only by the concentration of glucose PS in the studied biological tissue 7, but also by the concentrations of water and melanin in it.
  • This electrical signal is amplified by amplifier 3 and, after being converted by an analog-to-digital converter 4 into a digital code, is fed to a controller 5, which, in order to take into account the measurement error due to the dark current of the optical radiation receiver 2, subtracts from this digital code a digital code stored in the random access memory electrical signal from the dark current of the receiver 2 of optical radiation, and enters into the random access memory the received difference, which corresponds to electrical signal and 2 , the value of which is determined by the concentrations of glucose, water and melanin in the studied biological tissue 7.
  • the optical radiation receiver 2 converts diffusely reflected optical radiation into an electrical signal, which is determined not only by the concentration of glucose s in the study of biological tissue 7, but also the concentration of water therein and melanin.
  • This electrical signal is amplified by an amplifier 3 and, after being converted by an analog-to-digital converter 4 into a digital code, is fed to a controller 5, which, in order to take into account the measurement error due to the dark current of the optical radiation receiver 2, subtracts from this digital code a digital code stored in the random access memory corresponding to an electrical signal from the dark current of the optical radiation receiver 2, and enters the resulting difference into the random access memory, which corresponds to an electrical signal and 3 , the value of which is determined by the concentrations of glucose, water and melanin in the studied biological tissue 7.
  • the previously turned on LED turns off, but as a result of applying voltage to the LED of the LED block 1, configured to emit optical radiation in the fifth V range of wavelengths 830-850 nm (see Fig. 2), the latter emits optical radiation of the specified wavelength range in the direction of the studied biological tissue 7.
  • the optical radiation receiver 2 converts diffusely reflected optical radiation into an electrical signal, which is determined not only by glucose concentration the study of biological tissue 7, but also the concentration of water in it, and melanin.
  • This electrical signal is amplified by amplifier 3 and, after being converted by an analog-to-digital converter 4 into a digital code, is fed to a controller 5, which, in order to take into account the measurement error due to the dark current of the optical radiation receiver 2, subtracts from this digital code a digital code stored in the random access memory electrical signal from the dark current of the receiver 2 of optical radiation, and enters into the random access memory the received difference, which corresponds to electrical signal and 5 , the value of which is determined by the concentrations of glucose, water and melanin in the studied biological tissue 7.
  • the controller 5 calculates the value of the total electrical signal in accordance with the following expression:
  • UcyM U2 + U3 + U 5 -U 1 (K 1 2 + K 1 3 + Kl5) -U 4 (K 4 2 + 43 + 45), where and U 2 , U 3 , U 4 , U 5 are averaged electrical signal values obtained by irradiating biological tissue with optical radiation of the first, second, third, fourth and fifth ranges, respectively;
  • K43, K45 are the coefficients previously obtained on the basis of joint processing of the known characteristics of the relative spectral sensitivity of the used receiver 2 of optical radiation and the absorption spectrum of melanin in the second, third, fourth and fifth wavelength ranges, respectively, and stored in the permanent memory of the controller 5 .
  • K K 2 , ⁇ 3 , K 5 are the average values of the absorption coefficients of water in the first, second, third and fifth wavelength ranges, respectively
  • S 2 , S 3 , S 5 are the average values of the relative spectral sensitivity of the receiver 2 of optical radiation in the first , second, third and fifth wavelength ranges, respectively.
  • K 2 , K 3 , lQ, K 5 are the average values of the absorption coefficients of melanin in the second, third, fourth and fifth wavelength ranges, respectively
  • S 2 , S 3 , S 4 , S 5 are the average values of the relative spectral sensitivity of receiver 2 optical radiation in the second, third, fourth and fifth wavelength ranges, respectively.
  • the controller determines the blood glucose concentration in the blood based on the obtained value of the total electric signal 11 ⁇ using the calibration dependence between the glucose concentration and the received the total electrical signal and C mind, which was experimentally obtained previously and recorded in the permanent storage device of the controller 5.
  • the obtained value of the concentration of glucose in the blood from the controller 5 enters the display unit 6, which displays this value to the device operator.
  • tests of a prototype device showed, firstly, its operability, and, secondly, the possibility of achieving a technical result, which consists in increasing the accuracy of determining the concentration of glucose in the blood by reducing the measurement error due to the presence of water and melanin in the biological tissue under study, 28-34%.

Abstract

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

Description

СПОСОБ НЕИНВАЗИВНОГО ОПРЕДЕЛЕНИЯ КОНЦЕНТРАЦИИ
ГЛЮКОЗЫ В КРОВИ
Область техники
Изобретение относится к области исследования и анализа химического состава материалов и преимущественно может быть использовано в диагностической медицинской технике для неинвазивного определения содержания глюкозы в крови.
Предшествующий уровень техники
Известен способ неинвазивного измерения концентрации вещества в организме, например глюкозы в крови человека (RU 2511405 С2, 2014), при осуществлении которого определяют величину инфракрасного излучения, излучаемого и/или рассеиваемого организмом в диапазоне волн 8,5-10,5 мкм, включающем в себя, по меньшей мере, одну длину волны, характеризующую глюкозу, измеряют температуру детектора и одного или более компонентов оптической системы и сопоставляют температуры детектора и одного или более компонентов оптической системы с набором заданных калибровочных параметров для коррекции детектированной величины инфракрасного излучения, учитывающей влияние излучения каждого детектора и одного или более компонентов оптической системы.
Как отмечают авторы этого изобретения, выбор дальнего инфракрасного диапазона длин волн в качестве рабочего диапазона был обусловлен наличием у глюкозы выраженных и различимых спектров поглощения в указанном диапазоне, что, в отличие от технических решений, традиционно использующих ближний инфракрасный диапазон длин волн, позволяет получить большее значение полезного сигнала, но требует использования криогенного охлаждения аппаратуры, существенно усложняющего конструкцию устройства для осуществления способа и повышающего его габариты.
Отказаться от применения криогенного охлаждения при осуществлении указанного известного способа авторам этого известного изобретения позволило использование коррекции результатов измерений полезного сигнала на основании результатов измерений температуры организма, окружающей среды, а также детектора оптического излучения и всех компонентов оптической системы устройства, что также приводит к существенному усложнению конструкции упомянутого устройства.
Среди способов, в которых используется оптическое излучение ближнего инфракрасного и/или видимого диапазонов длин волн, не требующих при их осуществлении охлаждения или измерения и учета температуры, известны, например, способ неинвазивного измерения концентрации глюкозы в крови (RU 2515410 С2, 2014) и способ, который позволяет осуществить известное диодное лазерное устройство для неинвазивного измерения гликемии (RU 2468356 С2, 2012), которые в общей для них части включают облучение биологической ткани оптическим излучением лазера, преобразование отраженного и рассеянного биологической тканью оптического излучения в электрический сигнал и вычисление концентрации глюкозы в крови на основании амплитудного значения этого электрического сигнала. При этом используют монохроматическое оптическое излучение с длиной волны 650 нм (RU 2515410 С2, 2014) или видимое и инфракрасное оптическое излучение в диапазоне длин волн от 500 нм до 1100 нм.
Наиболее близким по технической сущности к заявляемому способу неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови является известный способ неинвазивного измерения концентрации глюкозы в крови (RU 2122208 С1 , 1998), который предусматривает облучение кровеносных сосудов коллимированным оптическим излучением полупроводникового лазера с изменяемой длиной волны в пределах от 1 ,3 до 1 ,9 мкм при постепенном увеличении подаваемого на него тока при постоянном напряжении и постоянном регулировании температуры, регистрацию поглощенного, рассеянного и диффузно отраженного кровью излучения путем преобразования его в электрический сигнал, а затем в цифровой код, сравнение цифрового кода с тарировочной кривой и определение по результату сравнения значения концентрации глюкозы с последующим воспроизведением значения на цифровом экране.
Недостатком ближайшего аналога, как и всех рассмотренных выше аналогов, является недостаточно высокая точность определения концентрации глюкозы в крови, что связано с погрешностью измерений, обусловленной значительным содержанием в исследуемой биологической ткани воды и меланина, имеющих выраженные и различимые спектры поглощения оптического излучения в диапазонах длин волн, используемых в рассмотренных аналогах.
Сущность изобретения
Задачей настоящего изобретения явилось создание способа неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови, который обеспечивает достижение технического результата, заключающегося в повышении точности определения концентрации глюкозы в крови.
Поставленная задача решена, согласно настоящему изобретению, тем, что способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови, включающий, в соответствии с ближайшим аналогом, облучение биологической ткани оптическим излучением ближнего инфракрасного диапазона длин волн, прием диффузно отраженного биологической тканью оптического излучения, преобразование принятого оптического излучения в электрический сигнал и определение концентрации глюкозы в крови на основании полученного электрического сигнала, отличается от ближайшего аналога тем, что облучение биологической ткани осуществляют поочередно в любой последовательности оптическим излучением первого диапазона с длинами волн 950-970 нм, оптическим излучением второго диапазона с длинами волн 1020-1060 нм и оптическим излучением третьего диапазона с длинами волн 930-950 нм, а определение концентрации глюкозы в крови осуществляют на основании значения суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго и третьего диапазонов, которая уменьшена на значение, определяемое электрическим сигналом, полученным при облучении биологической ткани оптическим излучением первого диапазона.
При более лучшем осуществлении изобретения дополнительно облучают биологическую ткань оптическим излучением четвертого диапазона с длинами волн 740-760 нм, а определение концентрации глюкозы в крови осуществляют на основании суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго и третьего диапазонов, которая уменьшена на значения, определяемые электрическими сигналами, полученными при облучении биологической ткани оптическим излучением первого и четвертого диапазонов.
При более лучшем осуществлении изобретения дополнительно облучают биологическую ткань оптическим излучением пятого диапазона с длинами волн 830-850 нм, а определение концентрации глюкозы в крови осуществляют на основании суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго, третьего и пятого диапазонов, которая уменьшена на значение, определяемое электрическим сигналом, полученным при облучении биологической ткани оптическим излучением первого диапазона.
При наилучшем осуществлении изобретения дополнительно облучают биологическую ткань оптическим излучением четвертого диапазона с длинами волн 740-760 нм, а определение концентрации глюкозы в крови осуществляют на основании суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго, третьего и пятого диапазонов, которая уменьшена на значения, определяемые электрическими сигналами, полученными при облучении биологической ткани оптическим излучением первого и четвертого диапазонов.
При этом определение концентрации глюкозы в крови осуществляют с использованием экспериментально полученной тарировочной зависимости между концентрацией глюкозы и полученным суммарным электрическим сигналом, имеющим значение
Figure imgf000006_0001
где U2, U3, U4, U5 - значения электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением первого, второго, третьего, четвертого и пятого диапазонов, соответственно, к12, к13, к15 - коэффициенты, предварительно полученные на основании совместной обработки известных характеристики относительной спектральной чувствительности используемого приемника оптического излучения и спектра поглощения воды в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн, соответственно, К42, 43, К45 - коэффициенты, предварительно полученные на основании совместной обработки известных характеристики относительной спектральной чувствительности используемого приемника оптического излучения и спектра поглощения меланина во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн, соответственно.
Коэффициенты при совместной обработке известных характеристики относительной спектральной чувствительности используемого приемника оптического излучения и спектра поглощения воды в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн определяют предварительно в соответствии с выражениями
Figure imgf000006_0002
где К!, К2, К3, К5 - средние значения коэффициентов поглощения воды в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн, соответственно, S2, S3, S5 - средние значения относительной спектральной чувствительности приемника оптического излучения в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн, соответственно.
Коэффициенты при совместной обработке известных характеристики относительной спектральной чувствительности используемого приемника оптического излучения и спектра поглощения меланина во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн определяют предварительно в соответствии с выражениями
Figure imgf000006_0003
где К2, К3, К», К5 - средние значения коэффициентов поглощения меланина во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн, соответственно, S2, S3, S4, S5 - средние значения относительной спектральной чувствительности приемника оптического излучения во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн, соответственно. Известно, что спектр поглощения оптического излучения глюкозы в ближнем инфракрасном диапазоне длин волн от 800 нм до 1100 нм имеет выраженные и различимые максимумы вблизи длин волн 1040 нм, 940 нм и 840 нм (здесь длины волн перечислены в порядке убывания соответствующих им значений максимумов). Поэтому использование в заявляемом способе облучения биологической ткани оптическим излучением второго диапазона с длинами волн 1020-1060 нм и оптическим излучением третьего диапазона с длинами волн 930- 950 нм, а при более лучшем осуществлении способа и оптическим излучением пятого диапазона с длинами волн 830-850 нм позволяет получить при его осуществлении большее значение полезного сигнала.
Вместе с тем, биологические ткани содержат значительные количества воды и меланина.
Вода имеет наиболее выраженный спектр поглощения в диапазоне длин волн от 800 нм до 1100 нм с максимумом вблизи длины волны 960 нм, значение которого даже превышает значение наибольшего максимума спектра поглощения глюкозы, расположенного вблизи длины волны 1040 нм. Поэтому наличие воды приводит к искажению полезного сигнала, проявляющемуся в увеличении электрического сигнала из-за поглощения ею оптического излучения второго, третьего и пятого диапазонов длин волн, и при этом вносит наиболее существенную погрешность измерения при определении концентрации глюкозы.
Спектр поглощения оптического излучения меланина в диапазоне длин волн от 700 нм до 1100 нм не имеет максимумов, а носит достаточно равномерный характер, но его значение даже превышает значение максимума спектра поглощения глюкозы вблизи длины волны 840 нм, что приводит к искажению полезного сигнала, обусловленного поглощением глюкозой оптического излучения пятого диапазона длин волн, более, чем на 100%. Наличие в исследуемой биологической ткани меланина также вследствие искажения вызывает увеличение полезного сигнала, обусловленного поглощением глюкозой оптического излучения второго и третьего диапазонов длин волн, на 30-40%. Поэтому наличие в исследуемой биологической ткани меланина при определении концентрации глюкозы с использованием облучения биологической ткани оптическим излучением второго, третьего и пятого диапазонов длин волн приводит к возникновению погрешности измерения меньшей, чем вызывает вода, но, все же, достаточно существенной.
Для оценивания и учета погрешности измерения, обусловленной наличием воды в исследуемой биологической ткани, согласно настоящему изобретению, авторами предложено перед, после или между облучением оптическим излучением второго диапазона с длинами волн 1020-1060 нм и третьего диапазона с длинами волн 930-950 нм, обеспечивающим получение полезного сигнала для определения концентрации глюкозы, осуществлять облучение биологической ткани оптическим излучением первого диапазона с длинами волн 950-970 нм, в котором расположен максимум спектра поглощения воды, и в результате приема диффузно отраженного биологической тканью оптического излучения первого диапазона длин волн получать электрический сигнал, который определяется преимущественно текущим значением концентрации воды в исследуемой биологической ткани. Поэтому определение концентрации глюкозы в крови на основании значения суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго и третьего диапазонов (где расположены два наибольших максимума спектра поглощения глюкозы), которая уменьшена на значение, определяемое электрическим сигналом, полученным при облучении биологической ткани оптическим излучением первого диапазона (где расположен максимум спектра поглощения воды), позволяет учесть погрешность, обусловленную наличием в исследуемой биологической ткани воды, и, тем самым, повысить точность определения концентрации глюкозы.
При более лучшем осуществлении изобретения с целью повышения точности определения концентрации глюкозы за счет учета погрешности, обусловленной наличием в исследуемой биологической ткани меланина, дополнительно облучают биологическую ткань только оптическим излучением четвертого диапазона с длинами волн 740-760 нм, в котором практически отсутствует поглощение оптического излучения глюкозой и водой, и в результате приема диффузно отраженного биологической тканью оптического излучения четвертого диапазона длин волн получают электрический сигнал, который определяется текущим значением концентрации меланина в исследуемой биологической ткани. Поэтому определение концентрации глюкозы в крови на основании значения суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго и третьего диапазонов (где расположены два наибольших максимума спектра поглощения глюкозы), которая уменьшена на значения, определяемые электрическими сигналами, полученными при облучении биологической ткани оптическим излучением первого диапазона (где расположен максимум спектра поглощения воды) и четвертого диапазона (по которому оценивается концентрация меланина), позволяет учесть погрешности, обусловленные наличием в исследуемой биологической ткани как воды, так и меланина, и, тем самым, повысить точность определения концентрации глюкозы. При наилучшем осуществлении изобретения с целью повышения точности определения концентрации глюкозы осуществляют поочередно в любой последовательности облучение биологической ткани не только оптическим излучением первого диапазона, оптическим излучением второго диапазона, оптическим излучением третьего диапазона и оптическим излучением четвертого диапазона, но и оптическим излучением пятого диапазона с длинами волн 830- 850 нм (где расположен третий наименьший максимум спектра поглощения глюкозы), а определение концентрации глюкозы в крови осуществляют на основании суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго, третьего и пятого диапазонов (где расположены все три максимума спектра поглощения глюкозы), которая уменьшена на значения, определяемые электрическими сигналами, полученными при облучении биологической ткани оптическим излучением первого диапазона (где расположен максимум спектра поглощения воды) и четвертого диапазона (по которому оценивается концентрация меланина).
Отмеченное свидетельствует о решении декларированной выше задачи настоящего изобретения благодаря наличию у заявляемого способа неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови перечисленных выше отличительных признаков.
Краткое описание чертежей
На фиг. 1 показана структурная схема устройства, которое позволяет наилучшим образом осуществить заявляемый способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови, где 1 - блок светодиодов, 2 - приемник оптического излучения, 3 - усилитель, 4 - аналого-цифровой преобразователь, 5 - контроллер, 6 - блок индикации и 7 - биологическая ткань.
На фиг. 2 приведены спектры поглощения оптического излучения глюкозы, воды и меланина в диапазоне длин волн от 700 нм до 1150 нм, где показаны и римскими цифрами I, II, III, IV и V обозначены, соответственно, первый, второй, третий, четвертый и пятый диапазоны длин волн оптического излучения.
Предпочтительный вариант осуществления изобретения Устройство, которое позволяет наилучшим образом осуществить заявляемый способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови, содержит последовательно соединенные приемник 2 оптического излучения, усилитель 3, аналого-цифровой преобразователь 4, контроллер 5 и блок 6 индикации, а также блок 1 светодиодов, подключенный к выходу контроллера 5.
Блок 1 светодиодов содержит, по меньшей мере, один светодиод, выполненный с возможностью испускания оптического излучения в первом диапазоне длин волн 950-970 нм, например типа SIM-012ST, по меньшей мере, один светодиод, выполненный с возможностью испускания оптического излучения во втором диапазоне длин волн 1020-1060 нм, например типа OIS-150-1020, по меньшей мере, один светодиод, выполненный с возможностью испускания оптического излучения в третьем диапазоне длин волн 930-950 нм, например типа KM2520F3C03, по меньшей мере, один светодиод, выполненный с возможностью испускания оптического излучения в четвертом диапазоне длин волн 740-760 нм, например типа EDEF-1LS3, и, по меньшей мере, один светодиод, выполненный с возможностью испускания оптического излучения в пятом диапазоне длин волн 830-850 нм, например типа EDEI-1 LS3.
В качестве приемника 2 оптического излучения использован фотодиод, чувствительный к оптическому излучению в диапазоне длин волн от 740 нм до 1060 нм, например фотодиод типа BPW34.
Приемник 2 оптического излучения и светодиоды блока 1 светодиодов установлены на общем основании (на фиг. 1 не показано), которое выполнено с возможностью прижатия к исследуемой биологической ткани 7, причем светодиоды размещены вокруг приемника 2 оптического излучения.
В качестве усилителя 3 использован прецизионный операционный усилитель, например типа AD8604.
В качестве аналого-цифрового преобразователя 4 использован аналого- цифрового преобразователь AD7655.
В качестве контроллера 5 использован микроконтроллер ATXmega128A4U, снабженный постоянным и оперативным запоминающими устройствами.
Устройство, которое позволяет наилучшим образом осуществить заявляемый способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови, работает следующим образом.
Для определения концентрации глюкозы в крови основание с приемником 2 оптического излучения и светодиодами блока 1 светодиодов прижимают к исследуемой биологической ткани 7.
При включении устройства светодиоды блока 1 светодиодов оптического излучения не испускают. Электрический сигнал с приемника 2 оптического излучения, определяемый его темновым током, усиливается усилителем 3 и преобразуется аналого-цифровым преобразователем 4 в цифровой код, который поступает в контроллер 5 и запоминается в его оперативном запоминающем устройстве. Затем по сигналам с контроллера 5 поочередно подается напряжение на светодиоды блока 1 светодиодов. Для осуществления заявляемого способа последовательность включения светодиодов не принципиальна.
Например, при подаче напряжения на светодиод блока 1 светодиодов, выполненный с возможностью испускания оптического излучения в первом диапазоне I длин волн 950-970 нм (см. фиг. 2), последний испускает оптическое излучение указанного диапазона длин волн в направлении исследуемой биологической ткани 7. Часть падающего оптического излучения поглощается, преимущественно, водой, а часть диффузно отражается и падает на приемник 2 оптического излучения, который преобразует эту часть оптического излучения в электрический сигнал, определяемый в большей степени концентрацией воды в исследуемой биологической ткани 7 и в меньшей степени - глюкозой и меланином. Этот электрический сигнал усиливается усилителем 3 и после преобразования аналого-цифровым преобразователем 4 в цифровой код поступает в контроллер 5, который с целью учета погрешности измерения, обусловленной темновым током приемника 2 оптического излучения вычитает из этого цифрового кода хранящийся в оперативном запоминающем устройстве цифровой код, соответствующий электрическому сигналу от темнового тока приемника 2 оптического излучения, и заносит в оперативное запоминающее устройство полученную разность, которая соответствует электрическому сигналу Ui , значение которого определяется преимущественно концентрацией воды в исследуемой биологической ткани 7.
Затем ранее включенный светодиод выключается, но в результате подачи напряжения, например, на светодиод блока 1 светодиодов, выполненный с возможностью испускания оптического излучения в четвертом диапазоне IV (см. фиг. 2) с длинами волн 740-760 нм, последний испускает оптическое излучение указанного диапазона длин волн в направлении исследуемой биологической ткани 7. Аналогичным образом приемник 2 оптического излучения преобразует диффузно отраженное оптическое излучение в электрический сигнал, который определяется концентрацией меланина в исследуемой биологической ткани 7, поскольку поглощения оптического излучения этого диапазона длин волн глюкозой и водой практически не наблюдается. Этот электрический сигнал усиливается усилителем 3 и после преобразования аналого-цифровым преобразователем 4 в цифровой код поступает в контроллер 5, который с целью учета погрешности измерения, обусловленной темновым током приемника 2 оптического излучения вычитает из этого цифрового кода хранящийся в оперативном запоминающем устройстве цифровой код, соответствующий электрическому сигналу от темнового тока приемника 2 оптического излучения, и заносит в оперативное запоминающее устройство полученную разность, которая соответствует электрическому сигналу и4, значение которого определяется концентрацией меланина в исследуемой биологической ткани 7.
Далее ранее включенный светодиод выключается, но в результате подачи напряжения, например, на светодиод блока 1 светодиодов, выполненный с возможностью испускания оптического излучения во втором диапазоне II длин волн 1020-1060 нм (см. фиг. 2), последний испускает оптическое излучение указанного диапазона длин волн в направлении исследуемой биологической ткани 7. Аналогичным образом приемник 2 оптического излучения преобразует диффузно отраженное оптическое излучение в электрический сигнал, который определяется не только концентрацией глюкозы в исследуемой биологической ткани 7, но также и концентрациями в ней воды и меланина. Этот электрический сигнал усиливается усилителем 3 и после преобразования аналого-цифровым преобразователем 4 в цифровой код поступает в контроллер 5, который с целью учета погрешности измерения, обусловленной темновым током приемника 2 оптического излучения вычитает из этого цифрового кода хранящийся в оперативном запоминающем устройстве цифровой код, соответствующий электрическому сигналу от темнового тока приемника 2 оптического излучения, и заносит в оперативное запоминающее устройство полученную разность, которая соответствует электрическому сигналу и2, значение которого определяется концентрациями глюкозы, воды и меланина в исследуемой биологической ткани 7.
Затем ранее включенный светодиод выключается, но в результате подачи напряжения, например, на светодиод блока 1 светодиодов, выполненный с возможностью испускания оптического излучения в третьем диапазоне III длин волн 930-950 нм (см. фиг. 2), последний испускает оптическое излучение указанного диапазона длин волн в направлении исследуемой биологической ткани 7. Аналогичным образом приемник 2 оптического излучения преобразует диффузно отраженное оптическое излучение в электрический сигнал, который определяется не только концентрацией глюкозы в исследуемой биологической ткани 7, но также и концентрациями в ней воды и меланина. Этот электрический сигнал усиливается усилителем 3 и после преобразования аналого-цифровым преобразователем 4 в цифровой код поступает в контроллер 5, который с целью учета погрешности измерения, обусловленной темновым током приемника 2 оптического излучения вычитает из этого цифрового кода хранящийся в оперативном запоминающем устройстве цифровой код, соответствующий электрическому сигналу от темнового тока приемника 2 оптического излучения, и заносит в оперативное запоминающее устройство полученную разность, которая соответствует электрическому сигналу и3, значение которого определяется концентрациями глюкозы, воды и меланина в исследуемой биологической ткани 7.
И, наконец, вновь ранее включенный светодиод выключается, но в результате подачи напряжения на светодиод блока 1 светодиодов, выполненный с возможностью испускания оптического излучения в пятом диапазоне V длин волн 830-850 нм (см. фиг. 2), последний испускает оптическое излучение указанного диапазона длин волн в направлении исследуемой биологической ткани 7. Аналогичным образом приемник 2 оптического излучения преобразует диффузно отраженное оптическое излучение в электрический сигнал, который определяется не только концентрацией глюкозы в исследуемой биологической ткани 7, но также и концентрациями в ней воды и меланина. Этот электрический сигнал усиливается усилителем 3 и после преобразования аналого-цифровым преобразователем 4 в цифровой код поступает в контроллер 5, который с целью учета погрешности измерения, обусловленной темновым током приемника 2 оптического излучения вычитает из этого цифрового кода хранящийся в оперативном запоминающем устройстве цифровой код, соответствующий электрическому сигналу от темнового тока приемника 2 оптического излучения, и заносит в оперативное запоминающее устройство полученную разность, которая соответствует электрическому сигналу и5, значение которого определяется концентрациями глюкозы, воды и меланина в исследуемой биологической ткани 7.
Затем рассмотренный процессы поочередного включения по сигналам с контроллера 5 светодиодов блока 1 светодиодов, преобразования отраженного оптического излучения в электрический сигнал приемником 2 оптического излучения и обработки контроллером 5 полученных цифровых кодов неоднократно повторяются. В результате этого в оперативном запоминающем устройстве контроллера 5 накапливаются выборки значений электрических сигналов Ui , u2, u3, u4 и u5, которые для фильтрации случайных погрешностей измерений статистически обрабатываются контроллером 5, в результате чего формируются усредненные значения электрических сигналов U U2, U3, U4 и U5, соответственно, и запоминаются в оперативном запоминающем устройстве контроллера 5.
На основании полученных усредненных значений электрических сигналов контроллер 5 вычисляет значение суммарного электрического сигнала в соответствии со следующим выражением:
UcyM=U2+U3+U5-U1(K12+K13+Kl5)-U4(K42+ 43+ 45), где и U2, U3, U4, U5 - усредненные значения электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением первого, второго, третьего, четвертого и пятого диапазонов, соответственно;
Κΐ2, к13, к15 - коэффициенты, предварительно полученные на основании совместной обработки известных характеристики относительной спектральной чувствительности используемого приемника 2 оптического излучения и спектра поглощения воды в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн, соответственно, и хранящиеся в постоянном запоминающем устройстве контроллера 5;
42, К43, К45 - коэффициенты, предварительно полученные на основании совместной обработки известных характеристики относительной спектральной чувствительности используемого приемника 2 оптического излучения и спектра поглощения меланина во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн, соответственно, и хранящиеся в постоянном запоминающем устройстве контроллера 5.
При предварительной совместной обработке известных характеристики относительной спектральной чувствительности используемого приемника 2 оптического излучения и спектра поглощения воды в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн указанные коэффициенты определяют в соответствии с выражениями
Figure imgf000014_0001
где К К2, Κ3, К5 - средние значения коэффициентов поглощения воды в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн, соответственно, S2, S3, S5 - средние значения относительной спектральной чувствительности приемника 2 оптического излучения в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн, соответственно.
При предварительной совместной обработке известных характеристики относительной спектральной чувствительности используемого приемника 2 оптического излучения и спектра поглощения меланина во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн указанные коэффициенты определяют в соответствии с выражениями
Figure imgf000014_0002
где К2, К3, l-Q, К5 - средние значения коэффициентов поглощения меланина во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн, соответственно, S2, S3, S4, S5 - средние значения относительной спектральной чувствительности приемника 2 оптического излучения во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн, соответственно.
Концентрацию глюкозы в крови контроллер 5 определяет на основании полученного значения суммарного электрического сигнала 11СУМ с использованием тарировочной зависимости между концентрацией глюкозы и полученным суммарным электрическим сигналом иСум, которая была экспериментально получена предварительно и записана в постоянное запоминающее устройство контроллера 5.
Полученное значение концентрации глюкозы в крови из контроллера 5 поступает в блок 6 индикации, который отображает это значение оператору устройства.
Промышленная применимость
Авторами настоящего изобретения был разработан и испытан опытный образец устройства, которое позволяет наилучшим образом осуществить заявляемый способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови. Испытания опытного образца устройства показали, во-первых, его работоспособность, а, во-вторых, возможность достижения технического результата, заключающегося в повышении точности определения концентрации глюкозы в крови за счет снижения погрешности измерений, обусловленной наличием в исследуемой биологической ткани воды и меланина, на 28-34%.

Claims

ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ
1. Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови, включающий облучение биологической ткани оптическим излучением ближнего инфракрасного диапазона длин волн, прием диффузно отраженного биологической тканью оптического излучения, преобразование принятого оптического излучения в электрический сигнал и определение концентрации глюкозы в крови на основании полученного электрического сигнала, отличающийся тем, что облучение биологической ткани осуществляют поочередно в любой последовательности оптическим излучением первого диапазона с длинами волн 950-970 нм, оптическим излучением второго диапазона с длинами волн 1020-1060 нм и оптическим излучением третьего диапазона с длинами волн 930-950 нм, а определение концентрации глюкозы в крови осуществляют на основании значения суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго и третьего диапазонов, которая уменьшена на значение, определяемое электрическим сигналом, полученным при облучении биологической ткани оптическим излучением первого диапазона.
2. Способ по п. 1 , отличающийся тем, что дополнительно облучают биологическую ткань оптическим излучением четвертого диапазона с длинами волн 740-760 нм, а определение концентрации глюкозы в крови осуществляют на основании суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго и третьего диапазонов, которая уменьшена на значения, определяемые электрическими сигналами, полученными при облучении биологической ткани оптическим излучением первого и четвертого диапазонов.
3. Способ по п. 1 , отличающийся тем, что дополнительно облучают биологическую ткань оптическим излучением пятого диапазона с длинами волн 830-850 нм, а определение концентрации глюкозы в крови осуществляют на основании суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго, третьего и пятого диапазонов, которая уменьшена на значение, определяемое электрическим сигналом, полученным при облучении биологической ткани оптическим излучением первого диапазона.
4. Способ по п. 1 или 3, отличающийся тем, что дополнительно облучают биологическую ткань оптическим излучением четвертого диапазона с длинами волн 740-760 нм, а определение концентрации глюкозы в крови осуществляют на основании суммы электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением второго, третьего и пятого диапазонов, которая уменьшена на значения, определяемые электрическими сигналами, полученными при облучении биологической ткани оптическим излучением первого и четвертого диапазонов.
5. Способ по п. 4, отличающийся тем, что определение концентрации глюкозы в крови осуществляют с использованием экспериментально полученнбй тарировочной зависимости между концентрацией глюкозы и полученным суммарным электрическим сигналом, имеющим значение
Figure imgf000017_0001
Ui(K12+Ki3+Ki5)-U4(K42+ 43+ 45), где Ui, U2, U3, U4, U5 - значения электрических сигналов, полученных при облучении биологической ткани оптическим излучением первого, второго, третьего, четвертого и пятого диапазонов, соответственно, к12, к 3, Κι5 - коэффициенты, предварительно полученные на основании совместной обработки известных характеристики относительной спектральной чувствительности используемого приемника оптического излучения и спектра поглощения воды в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн, соответственно, К42, К43, К45 - коэффициенты, предварительно полученные на основании совместной обработки известных характеристики относительной спектральной чувствительности используемого приемника оптического излучения и спектра поглощения меланина во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн, соответственно.
6. Способ по п. 5, отличающийся тем, что упомянутые коэффициенты при совместной обработке известных характеристики относительной спектральной чувствительности используемого приемника оптического излучения и спектра поглощения воды в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн определяют предварительно в соответствии с выражениями
Figure imgf000017_0002
Figure imgf000017_0003
где K1 T К2, К3, К5 - средние значения коэффициентов поглощения воды в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн, соответственно, S2, S3, S5 - средние значения относительной спектральной чувствительности приемника оптического излучения в первом, втором, третьем и пятом диапазонах длин волн, соответственно.
7. Способ по п. 5, отличающийся тем, что упомянутые коэффициенты при совместной обработке известных характеристики относительной спектральной чувствительности используемого приемника оптического излучения и спектра поглощения меланина во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн определяют предварительно в соответствии с выражениями
Figure imgf000017_0004
Figure imgf000017_0005
где К2, К3, К*, К5 - средние значения коэффициентов поглощения меланина во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн, соответственно, S2, S3, S4, S5 - средние значения относительной спектральной чувствительности приемника оптического излучения во втором, третьем, четвертом и пятом диапазонах длин волн, соответственно.
PCT/RU2015/000891 2014-12-22 2015-12-17 Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови WO2016105248A1 (ru)

Priority Applications (8)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US15/538,840 US10932702B2 (en) 2014-12-22 2015-12-17 Method for noninvasively determining blood glucose concentration
EP15873728.8A EP3238622A4 (en) 2014-12-22 2015-12-17 Method for noninvasively determining blood glucose concentration
CN201580074485.1A CN107427263B (zh) 2014-12-22 2015-12-17 用于无创地确定血糖浓度的方法
BR112017013630-9A BR112017013630B1 (pt) 2014-12-22 2015-12-17 Método para determinar de modo não invasivo a concentração de glicose no sangue
JP2017551987A JP6795516B2 (ja) 2014-12-22 2015-12-17 血中グルコース濃度を非侵襲的に決定する方法
SG11201705169UA SG11201705169UA (en) 2014-12-22 2015-12-17 Method for noninvasively determining blood glucose concentration
EA201700335A EA034311B1 (ru) 2014-12-22 2015-12-17 Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови
HK18104452.3A HK1245049A1 (zh) 2014-12-22 2018-04-03 用於無創地確定血糖濃度的方法

Applications Claiming Priority (2)

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

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2016105248A1 true WO2016105248A1 (ru) 2016-06-30

Family

ID=56151117

Family Applications (1)

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

Country Status (9)

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

Families Citing this family (4)

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

Citations (5)

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

Family Cites Families (11)

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

Patent Citations (5)

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

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP3238622A4 *

Also Published As

Publication number Publication date
JP6795516B2 (ja) 2020-12-02
SG11201705169UA (en) 2017-08-30
CN107427263A (zh) 2017-12-01
BR112017013630A2 (pt) 2018-03-13
EP3238622A1 (en) 2017-11-01
US10932702B2 (en) 2021-03-02
US20180146893A1 (en) 2018-05-31
EA034311B1 (ru) 2020-01-28
BR112017013630B1 (pt) 2022-10-04
HK1245049A1 (zh) 2018-08-24
JP2018505017A (ja) 2018-02-22
EP3238622A4 (en) 2018-08-29
CN107427263B (zh) 2020-03-17
EA201700335A1 (ru) 2017-11-30

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CA2704789C (en) Optical sensor for determining the concentration of an analyte
HU213438B (en) Method and measuring instrument for non-invasive detecting blood-sugar concentration
US20080144004A1 (en) Optical Spectrophotometer
WO2016105248A1 (ru) Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови
FR2768043A1 (fr) Procede et dispositif de mesure des concentrations en composants sanguins
EP1853159A1 (en) Method and apparatus for determining blood analytes
KR102261856B1 (ko) 비침습 생체 측정 장치 및 비침습 생체 측정 방법
CN109154564A (zh) 无创性血液分析
WO2018151150A1 (ja) 散乱体濃度計測装置及びその方法
Huong et al. Towards skin tissue oxygen monitoring: an investigation of optimal visible spectral range and minimal spectral resolution
RU2574571C1 (ru) Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови
CN109890287B (zh) 无创测定血液中血红蛋白浓度和氧浓度的方法
CN106999112A (zh) 用于无创医疗传感器的系统和方法
JP2007313286A (ja) 光学的生体情報測定方法及びその装置
KR100300960B1 (ko) 혈중성분 농도의 무혈측정 방법 및 장치
JPWO2019208561A1 (ja) 血液成分の血中濃度測定方法、血中濃度測定装置およびプログラム
US20140132957A1 (en) Optical measurement of an analyte
Kossowski et al. Multi-wavelength analysis of substances levels in human blood
Yasuhiro et al. Multivariate regression and classification models for estimation of blood glucose levels using a new non-invasive optical measurement technique named" Pulse Glucometry"
RU2718258C1 (ru) Способ неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови
Baishya et al. In-vivo quantification of lactate using Near Infrared reflectance spectroscopy
EP2319394A1 (en) Non-invasive device and method for monitoring analytes in biological samples
WO1996013203A1 (en) Non-invasive measurement of analytes in blood
EP2407769A2 (en) Calibration method for calibrating an instrument for measuring biogenic substance, using near-infrared spectral spectroscopy
Woo et al. Development of a portable near infrared device for skin moisture by using a microspectrometer

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 15873728

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2017551987

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

REG Reference to national code

Ref country code: BR

Ref legal event code: B01A

Ref document number: 112017013630

Country of ref document: BR

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 11201705169U

Country of ref document: SG

REEP Request for entry into the european phase

Ref document number: 2015873728

Country of ref document: EP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 201700335

Country of ref document: EA

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: A201707699

Country of ref document: UA

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 15538840

Country of ref document: US

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 112017013630

Country of ref document: BR

Kind code of ref document: A2

Effective date: 20170622