ИЗМЕРЕНИЕ КОНЦЕНТРАЦИИ ГЛЮКОЗЫ В ПУЛЬСИРУЮЩЕЙ КРОВИ Российский патент 2012 года по МПК A61B5/00 

Изобретение относится к способу бесконтактного измерения сахара в крови посредством NIR («near infiared» - ближайшая инфракрасная область спектра) спектрометрии в струящейся, пульсирующей крови, которая, в частности, сначала забирается из живого организма, а после обработки, к примеру диализа, снова вводится в организм. Изобретение относится также к устройству, которое в качестве дополнительного или составного элемента аппарата диализа пригодно для мониторинга содержания сахара в крови. Изобретение пригодно, кроме того, для не инвазивного контроля процентного содержания сахара в крови на живом организме.

Определение процентного содержания сахара в крови без прямого контактирования с кровью, в частности без специального для этой цели забора крови, более двух десятилетий является предметом интенсивных медицинских исследований и разработок. Основной целью является при этом создание компактного, портативного измерительного прибора для диабетиков, с помощью которого идеальным образом лишь посредством контакта с кожей и без повреждения кожного покрова можно быстро получать данные о содержании сахара в крови. Несмотря на многочисленные исследования, результатом которых являлись интересные заключения, вплоть до сегодняшнего дня еще не получен удовлетворительный измерительный прибор данного типа.

Известный уровень техники, который в данном случае может оцениваться лишь выборочно, имеет дело как с измерениями на живом организме, так и с измерениями в лабораторных условиях, причем очень часто экспериментальные результаты, полученные в лабораторных условиях, переносятся непосредственно на случай с живым организмом. Такой перенос, разумеется, не является в принципе полноценным, так как при его осуществлении не принимаются во внимание или принимаются во внимание не в полной мере значительные осложнения взаимодействий всех составных частей крови и твердой ткани со светом.

Так, к примеру, сделанное при случае предложение анализа обратно рассеянного от живого организма света ближней инфракрасной области спектра уже само по себе является своеобразной проблемой, при которой, прежде всего, под вопросом находится информативность рассеянного света. Так как рассеянные фотоны выбирают нелинейный, подверженный воздействию многократного рассеивания путь обратно к поверхности тела, следует решать на детекторе, какая часть света вообще прошла через кровеносный сосуд и, тем самым, может нести на себе информацию о процентном содержании сахара в крови. Сама по себе такая локализация источника технически требует больших затрат и описана, к примеру, в DE 10311408 В3.

Некоторые источники посвящены поэтому в первую очередь вопросу о физической измеренной величине, которая должна привлекаться к замеру глюкозы. Степень точности, которая фактически требовалась бы при измерении на живом организме, воспринимается, напротив, как несложно разрешимая на профессиональном уровне задача.

Так, к примеру, в публикации US 5009230 предлагается измерять изменение поляризации линейно поляризованного инфракрасного света при просвечивании снабженной кровью ткани, а именно поворот плоскости поляризации через молекулы глюкозы. Измеряемая интенсивность света за поляризационным светофильтром используется для определения концентрации. При этом для чувствительности считается важным периодически менять перпендикулярные между собой направления поляризации.

Из US 5222496 известно, что интенсивность прошедшего или отраженного света ближней инфракрасной области спектра для нескольких длин волн относительно друг друга нужно свести к соотношению с целью измерения концентрации глюкозы. В частности, используется свет с длиной волны 1600 нм, который вследствие колебаний молекул особенно хорошо абсорбируется глюкозой. Вода имеет для данного диапазона длин волн, напротив, локальный минимум абсорбции. Чтобы компенсировать сигналы других составных частей крови, или же воздействие окружающей ткани или же пигментации кожи при измерении на живом организме, в публикации US 5222496 предлагается дополнительное использование, по меньшей мере, одной следующей длины волны вблизи первой, которая снова не должна быть абсорбирована глюкозой. Особое значение придается небольшому различию длин волн - менее чем 300 нм, предпочтительно 60 нм, чтобы обеспечить аналогичный рассеивающий режим.

Между тем, в обоих источниках совершенно не уделяется внимание движению крови в живом организме. Несомненно, необходимые для спектрометрического анализа сведения о температуре крови в US 5009230 приводятся лишь кратко, но никак не обрабатываются.

По всей вероятности, очевидной огромной сложности измерительной задачи мы обязаны тем, что вновь и вновь предлагаются косвенные методы определения сахара в крови. В качестве примера в данном случае следует указать на фотоакустический метод измерения, при котором живая ткань облучается различными длинами волн, чтобы зарегистрировать тепловую экспансию во время абсорбции излучения в форме определяемых ультразвуковых волн на поверхности кожи, см., к примеру, US 6484044 В1. И здесь длины волн выбираются по известному максимуму абсорбции глюкозы, и имеют место также и дифференциальные измерения с целью изоляции сигнала.

Принципиальная проблема сложности, тем самым, однако, никоим образом не обходится, не говоря уже о том, что она решается. Как и при обратном рассеивании фотонов и здесь не известна содержательность информации акустических сигналов, не понятна их точная локализация по источнику и ее осуществление определенно подвержено воздействию многочисленных в высшей степени индивидуальных и, по возможности, даже переменных параметров ткани. Под фотоакустическим методом понимается, в конечном счете, в значительной степени эмпирический способ, который явно очень сложно выполним при поиске стандартной тарировки для широкого спектра применений.

В заключение в качестве известного уровня техники следует назвать еще и способ Gluco Watch®, который до сих пор является единственным представленным на рынке способом, имеющим допуск FDA (Управление по контролю над качеством пищевых продуктов, медикаментов и косметических средств Министерства торговли США). Gluco Watch® не требует в действительности никаких проб крови для анализа, закрепляется, однако, на коже пациента таким образом, что может осуществлять забор жидкой среды через кожу. Часто поступают сообщения о кожных раздражениях у пользователей и, сверх того, сам производитель не рекомендует использовать Gluco Watch® в качестве единственного средства для оценки правильной дозировки инсулина.

По мнению заявителя, при осуществлении способа неинвазивного измерения глюкозы в крови, в общем, невозможно отказаться от эмпирической интерпретации данных. Однако в плане наиболее универсальной применимости такой системы он должен оставаться хорошо контролируемым.

Для создания неинвазивной системы необходимо решить следующие задачи.

1. Измерение сахара в струящейся, пульсирующей крови (в лабораторных условиях) с установлением эмпирических, далее универсальных тарировочных кривых.

2. Перенос способа из лабораторных условий предпочтительно на большие кровеносные сосуды (к примеру, на аорту) посредством

a) локализации источника, исключения сигналов без информации,

b) компенсации воздействия со стороны ткани и кожи на оставшийся сигнал,

c) определения в нужном месте температуры в кровеносном сосуде и промежуточных тканях для использования тарировочных кривых.

В отношении содержания пунктов 2а) и b) заявителем уже были опубликованы важные подготовительные материалы в DE 10311408 В3. Задача, изложенная в пункте 2с), является предметом предстоящей работы и в свое время будет изложена в собственной заявке. Предложенная на рассмотрение заявка имеет дело только с заданием 1. US 5222496 указывается здесь как ближайший последующий уровень техники.

Определение в лабораторных условиях концентрации глюкозы в крови само по себе представляет интерес для интеграции в аппараты диализа. Исследования, проведенные в США, показывают важность непрерывного контроля, прежде всего, при осуществлении диализа у пациента с диабетом. При отсутствии подходящих устройств уже имели место случаи смертности.

Задача изобретения состоит таким образом в том, чтобы предоставить способ и устройство для бесконтактного измерения концентрации глюкозы в струящейся, пульсирующей крови.

Задача решается посредством способа с признаками основного пункта формулы изобретения. Последующие пункты формулы изобретения представляют предпочтительные варианты осуществления способа, а также устройство для осуществления способа.

В основе описанного далее изобретения лежит научный вывод о том, что рассеивающий режим струящейся, пульсирующей крови для света ближней инфракрасной области спектра (измерительный свет) оказывает преобладающее воздействие на интенсивность прохождения и/или отражения измерительного света.

Уже рассеивание света в неподвижной пробе крови сильно зависит от имеющихся в ней субстанций (от наличия липида, алкоголя и проч.), а также от количества и формы имеющихся в плазме крови рассеивающихся частиц, в частности красных или белых кровяных шариков, имеющих не сферическую форму. В самой неподвижной крови эти частицы передвигаются относительно друг друга, изменяют свое относительное положение и вызывают постоянное изменение зависящей от направления рассеивающей способности. Собственное движение рассеивающихся частиц взаимосвязано с температурой пробы крови. Сверх того, еще и абсорбирующая способность воды в ближней инфракрасной области спектра зависит от температуры.

Поэтому первым признаком изобретения является определение температуры крови посредством отдельного измерения, причем должен быть достигнут, по меньшей мере, один показатель точности в 0,5°С, в предпочтительном варианте даже 0,1°С или меньше.

Чтобы сделать интенсивность проходящего или отраженного измерительного света нечувствительной по отношению к рассеиванию, обусловленному наличием частиц, было найдено решение касательно того, что должно производиться статистическое усреднение измеренных значений по множеству следующих друг за другом временных окон. При этом временные окна должны были предпочтительно иметь длину, соответственно, в несколько миллисекунд, максимально, однако, 100 мс, и в своей совокупности (включая ряд не перекрывающихся временных окон, обозначенных в дальнейшем как измерительный цикл) перекрывать временной интервал, по меньшей мере, в одну секунду, предпочтительно в 2-3 секунды. Тем самым, для оценки данных в распоряжении имеются, по меньшей мере, 10, в предпочтительном варианте, однако, 200 или более отдельных временных окон.

Внутри каждого временного окна необходимо регистрировать, сверх того. соответственно, по меньшей мере, 10,000 отдельных измеренных значений, в предпочтительном варианте даже свыше 30,000. Измеренные значения внутри временных окон учитывают таким образом отклонения интенсивности на шкале микросекунд. Эта шкала не важна для собственного движения крови, то есть кровь является квазистатичной. Она, скорее, используется для сепарации световых сигналов (см. ниже).

В соответствии с изобретением записанные в каждом временном окне, по меньшей мере, 10,000 измеренных значений регистрируются посредством управляющей вычислительной машины (к примеру, ПК с картой регистрации данных) и записываются в матрицу. Измеренные значения последующего временного окна регистрируются в том же количестве и суммируются в ту же матрицу. Записанные в память измеренные значения возрастают таким образом кумулятивно с каждым последующим временным окном, вплоть до окончания цикла измерений (по меньшей мере, 10 временных окон, минимальное время измерения 1 секунда). В заключение накопленную матрицу измеренных значений можно разделить на количество вносимых временных окон для нормирования. Нормирование не является, однако, настоятельно необходимым, так как далее работают с соотношениями измерений.

Для анализа крови в неподвижном состоянии достаточно этой процедуры исключения воздействия собственного движения рассеивающихся частиц в крови посредством усреднения. Для зарегистрированных в одном отдельном временном окне измеренных значений предпринимается такое усреднение в целом по всем параметрам движения крови. Однако мера передвижения частиц в плазме крови является определяющей для эффективной средней силы рассеивания в образце. Нестабильность силы рассеивания нивелируется за счет усреднения в целом, однако, не регистрируется абсолютно. Уже поэтому дополнительно требуется измерение температуры.

Если кровь во время измерения струится в пульсирующем режиме, имеют место другие параметры движения крови, которые повторяются, в основном, периодически с частотой пульса. Кровь подвержена, в частности, колебаниям давления и будет иметь дополнительную турбулентность и различаться по плотности. В соответствии с изобретением предусмотрено поэтому расширять усреднение в целом и тем самым продолжительность цикла измерений, по меньшей мере, на одно полноценное биение пульса. Частота пульса у здорового взрослого человека в состоянии бодрствования составляет примерно 1 Гц, так что это без проблем возможно в пределах указанной выше спецификации цикла измерений от 2 до 3 секунд. В соответствии с изобретением предусмотрено настраивать цикл измерений максимально точно на целое кратное длительности пульса, чтобы каждый периодический параметр движения крови с одинаковой важностью учитывать при усреднении в целом.

При этом частота пульса может быть, с одной стороны, отдельно зарегистрирована посредством сенсоров и передана на управляющую вычислительную машину, так что она непрерывно снова пересчитывает количество и длину отдельных временных окон и соответствующим образом настраивает устройство регистрации данных. В основном, возможно, однако, на основании записанных измеренных значений непосредственно сделать вывод о частоте пульса. Для этого кратко описанное выше усреднение в целом осуществляется сначала с использованием гипотетической частоты пульса, а затем при изменении частоты пульса оптимизируется как установочный параметр.

В качестве параметра для оптимизации может служить, к примеру, интегрированный измерительный сигнал через отдельное временное окно после усреднения в целом (по меньшей мере, 10,000 накопленных измеренных значений), который является мерой для суммарной силы рассеивания крови. Последняя, правда, зависит от температуры, однако, в течение короткого промежутка времени некоторых следующих друг за другом циклов измерений (несколько раз 2-3 секунды) температура может рассматриваться как практически постоянная. Если совокупность параметров движения крови с учетом длительности пульса выбрана неблагоприятной, то параметр между следующими друг за другом измерениями будет показывать явные колебания. Критерием оптимальности является в данном случае сведение к минимуму этих колебаний.

Несомненно, можно обнаружить и применить другие способы измерения и/или расчета для длительности пульса. В соответствии с изобретением в данном случае важно учитывать длительность пульса при определении временных окон и цикла измерений для статистической оценки. Обычно преимущественной может являться работа с постоянно выбранными временными окнами максимально в 100 мс, так что невозможно точно считать весь пульс посредством всего количества временных окон. В этом случае рекомендуется введение времени простоя при измерениях в целом меньше постоянного временного окна для получения желаемой синхронности с пульсом. При использовании термина «времени простоя при измерениях» понимается, что измеренные значения световых детекторов в течение этого времени не отслеживаются или вообще не вырабатываются. Как описано выше, время простоя при измерениях может быть также динамически оптимизировано.

В предпочтительном варианте цикл измерений будут растягивать на множество ударов пульсовой волны. Это множество будет, однако, как правило, малым числом (<10), так как измеренное значение должно находиться в пределах нескольких секунд. Это особенно важно для системы на живом организме, при которой пользователь сам может произвести измерение. Большая длительность измерения давала бы повод для искусственно вызванных передвижений.

Спектрометрические определения концентрации глюкозы в крови частично следуют из US 5222496, так как длина волны ближайшей инфракрасной области спектра излучается в кровь из диапазона 1560-1630 нм, предпочтительно 1600 нм. В принципе, могут быть измерены проходящая и/или рассеивающая способности крови для выбранных длин волн и привлечены в качестве индикатора концентрации глюкозы в крови.

При измерении в лабораторных условиях предпочтительно регистрируется пропускание излученного света с целью измерения коэффициента ослабления излучения (также оптической плотности). Он определен как отрицательный десятичный логарифм соотношения пройденной интенсивности света к излученной интенсивности света. Он рассчитывается, по меньшей мере, из 10,000 измеренных значений установленного временного окна после усреднения в целом.

При определении коэффициента ослабления излучения необходимо обращать внимание на то, что инфракрасный световой детектор может регистрировать и нежелательные световые компоненты, которые фальсифицируют данные. Возможно, правда, использовать разнообразные детекторы с различной хроматической чувствительностью, но и они регистрируют посторонний свет в своем соответствующем чувствительном диапазоне длин волн. Поэтому излученный свет предпочтительно модулируется по амплитуде с частотой модуляции, по меньшей мере, 1 МГц, особо предпочтительно 3-4 МГц. Эта амплитудная модуляция в принципе может разлагаться, по меньшей мере, на 10,0000 измеренных значений внутри временного окна длительностью максимум 100 мс и позволяет осуществлять спектральный анализ данных во временном окне. В предпочтительном варианте посредством преобразования Фурье рассчитывается спектральное изображение измеренных значений временного окна после усреднения в целом. Для дальнейшей оценки используются тогда еще только компоненты Фурье из диапазона частоты модуляции. При этом в простейшем случае компонент Фурье для частоты модуляции может быть определен в одиночку или посредством интерполяции и может быть принят в качестве меры для проходящей интенсивности света. В качестве предпочтительного варианта выявило себя применение численного интеграла по спектру Фурье в частотном пространстве, причем значения в одном окне шириной 2 Δf суммируются. При этом значение частоты модуляции располагается посередине в объединенном окне. Величина Δf должна быть выбрана максимально малой, но достаточной для того, чтобы компенсировать колебания между следующими друг за другом измерениями (с интервалом в несколько секунд), между которыми измеряемая физическая величина не может быть значительно изменена. Речь идет, таким образом, об установочном параметре, который автоматически во время измерения может изменяться и приводиться в соответствие. В предпочтительном варианте он будет когда-нибудь в качестве константы сохранен в памяти устройства для обработки результатов и будет снова использован для последующих измерений. Он может быть, естественно, по случаю снова перепроверен и настроен заново.

Наличие немодулированных фрагментов постороннего света на основании вышесказанного практически исключено. Излученная интенсивность снова приводится в соответствие с мощностью лазера, и она известна. Тем самым может быть обозначен коэффициент ослабления излучения, как определено ранее.

Коэффициент Е ослабления излучения зависит, как описано выше, от параметров движения крови, а именно от чистоты структуры частиц крови, в частности в отношении типа и количества, короче от показателей гематокрита, которые у различных пациентов могут значительно различаться. Сверх того, играет роль уровень жира в крови, который может меняться у одного и того же пациента даже ежечасно.

Поэтому для компенсации синхронно излучается вторая длина волны ближней инфракрасной области спектра, проходимость которой зависит только от показателей гематокрита и содержания жира и не зависит от других факторов, таких как сахар в крови или, к примеру, насыщение крови кислородом. Для этого особенно предлагается «изобестическая» длина волны примерно около 808 нм, для которой абсорбирующая способность оксигемоглобина и деоксигемоглобина известна как идентичная. Она располагается, вместе с тем, на расширенном минимуме абсорбции воды. Этим принцип действия в соответствии с изобретением уже существенно отличается от предписаний US 5222496.

В принципе возможны вариации указанных длин волн, то есть и значения, расположенные вблизи значения 808 нм (вероятно, в диапазоне 790-815 нм), могут приниматься во внимание. Так как свет излучается предпочтительным образом из лазерных диодов, в данном случае как технически очень предпочтительный может приниматься во внимание вариант использования вместо двух лазеров лишь одного единственного лазера с удваивающейся по частоте средой и делителем излучения. Это может служить для того, чтобы излученные интенсивности различных длин волн привести в постоянное, не зависящее от мощности нагнетания и настройки лазера соотношение относительно друг друга.

Для изобестической длины волны измеряется коэффициент EISO ослабления излучения. В управляющей вычислительной машине определяется соотношение R=E/EISO и значение содержания сахара в крови может быть считано на основании имеющейся в процессоре в виде таблицы тарировочной функции K (R, Т). При этом Т - это заодно и измеряемая температура крови, которая в простейшем случае при измерении в лабораторных условиях должна регистрироваться посредством температурного датчика. При этом не является необходимым приводить датчик в непосредственный контакт с кровью, он может быть расположен снаружи на измерительной кювете. Сверх того, имеется возможность определять температуру по инфракрасному излучению крови, если лазерные источники ближайшей инфракрасной области спектра периодически отключаются (к примеру, во время упомянутого выше времени простоя при измерениях и так уже имеется, по меньшей мере, один инфракрасный детектор).

Тарировочную таблицу K (R, Т) нужно устанавливать один раз, между тем как измеренные значения ближайшей инфракрасной области спектра с данными содержания глюкозы в крови определяются из других способов измерения, может быть посредством измерительных полосок.

В заключение должен быть указан конкретный пример осуществления для системы измерения сахара в крови в лабораторных условиях, а также представлены результаты некоторых осуществленных в качестве примера измерений. Эта задача представлена на следующих чертежах:

фиг.1 демонстрирует эскиз конструкции устройства для осуществления описанного здесь способа;

фиг.2 противопоставляет спектрометрически измеренные значения сахара в крови значениям при одновременном измерении посредством полосок для определения сахара в крови в соответствии с известным уровнем техники.

На фиг.1 в верхней части представлен вид сбоку измерительной кюветы, причем на одной стороне (в данном случае обращенной к зрителю) расположено два лазерных источника 10 и 14 света, а также датчик 12 температуры. Лазерными источниками 10 и 14 света являются предпочтительно выходные концы волокон световода, однако, ими могут быть и лазерные диоды, на которые по месту подается электропитание. В ходе представленного ниже лабораторного опыта использовались последовательно настраиваемые лазерные источники типа High Performance Tunable Laser TSL-510 SANTEC, что, однако, уже по причине больших затрат не должно стать предпочтительным вариантом осуществления изобретения. Мощность облучения в описанном здесь устройстве должна находиться предпочтительно в пределах 10 мВт.

Датчик 12 температуры измеряет внешнюю температуру кюветы. Она посредством однократной тарировки может служить в качестве заключения по температуре крови. Однако следует принимать во внимание то, что измерительная кювета с датчиком 12 температуры очень хорошо защищена от колебаний температуры. Иначе, уже открытие окна могло бы привести к ошибкам в измерениях.

Измерительная кювета, которая интегрируется, к примеру, в подводки аппарата диализа, должна состоять из материала, проницаемого для света ближайшей инфракрасной области спектра (к примеру, из кварцевого стекла, халкогенидового инфракрасного стекла), и обычно, в зоне соединений с подводками, иметь круглое поперечное сечение диаметром D=4,2-4,5 мм (см. фиг.1). В расположенной там зоне просвечивания диаметр в направлении просвечивания должен быть уменьшен примерно на d=2 мм. На фиг.1 снизу представлено изображение поперечного сечения, причем зажим 20 используется для удержания сплющенной измерительной кюветы. Также представлены лазерные источники 10 и 14 и датчик 12 температуры на одной стороне измерительной кюветы. На противолежащей стороне измерительной кюветы расположен, по меньшей мере, один MR-детектор 16, посредством которого измеряется передаваемое излучение. Конкретно применялся NFI-2053-FC-M 10 МГц InGaAs-Photoreceiver. Предпочтительным является использование лазера ближней инфракрасной области спектра с делителем излучения и с удваивающейся по частоте средой, который одновременно определяет свет ближайшей инфракрасной области спектра с длиной волны 1560-1630 нм, а также свет ближайшей инфракрасной области спектра с половинной длиной волны для изображения, по меньшей мере, двух источников света ближайшей инфракрасной области спектра.

Фиг.1 представляет далее автоматизированное устройство 18 регистрации и обработки данных, а также индикацию полученных данных для концентрации глюкозы в крови. При этом подходящими являются, к примеру, карты устройства регистрации данных WA 1-100-110 от Acquitec с частотой считывания 20 МГц и с разрешающей способностью 12 бит, а также программное обеспечение AcquiFlex осциллографа, программного редактора формы сигнала и логического анализатора. Устройство осуществляет, как описано ранее, и делает возможным непрерывный контроль над кровью.

Фиг.2 подтверждает на основании некоторых примеров измерения человеческой крови, что может быть установлена необходимая для использования устройства в соответствии с изобретением и для использования способа тарировка. Для этого сначала на пациентах определяются контрольные значения (к примеру, посредством промышленного аппарата измерения сахара крови Accu-Chek®, лучше, однако, посредством многократно более точного способа анализа крови). На абсциссе в мг/дл нанесены «истинные» показатели сахара в крови, а ордината показывает логарифм соотношения интенсивностей R, который определен посредством описанного выше способа на основании забора крови врачом у того же самого испытуемого. «Истинные» показатели, которые, разумеется, сами могут содержать ошибки, явно располагаются примерно вдоль характеризующей собой тенденцию прямой линии. Эта характеризующая тенденцию прямая линия - при известной температуре крови - может использоваться в качестве тарировочного графика для перевода спектрометрических данных.

На фиг.2 можно увидеть лишь предварительные первые результаты. Тарировочные графики необходимо определять для множества значений температуры крови и, само собой разумеется, с использованием гораздо большего количества проб крови.

Группа изобретений относится к области медицины. Проводят непрерывное измерение концентрации глюкозы в пульсирующей струящейся крови. Во время каждого цикла измерений многократно регистрируют светопропускную или рассеивающую способность крови для двух излученных длин волн ближней инфракрасной области спектра. Длительность цикла измерений настроена пошагово как целое кратное длительности пульса. Первая из двух длин волн ближней инфракрасной области спектра выбирается из диапазона длин волн 1560-1630 нм, а вторая из двух длин волн ближней инфракрасной области спектра из диапазона длин волн 790-815 нм. Рассчитывают зависящее от концентрации глюкозы в крови индикаторное значение по соотношению светопропускной или рассеивающей способности двух длин волн в отношении температуры крови. Концентрацию глюкозы в крови определяют посредством сравнения индикаторного значения с установленной ранее тарировочной таблицей. Устройство содержит измерительную кювету со сплющенной зоной просвечивания для непрерывного залива и слива крови; один или несколько источников света ближней инфракрасной области спектра для создания света ближней инфракрасной области спектра с двумя разными длинами волн; по меньшей мере, один детектор ближней инфракрасной области спектра; устройство для измерения температуры крови; средства для определения длительности пульса; блок регистрации и обработки данных. Группа изобретений позволяет провести бесконтактное измерение концентрации глюкозы в струящейся, пульсирующей крови. 2 н. и 17 з.п. ф-лы, 2 ил.

1. Способ непрерывного измерения концентрации глюкозы в пульсирующей струящейся крови со следующими этапами:
определение значения концентрации глюкозы для первого цикла измерений и
повторное определение этого значения в последующих циклах измерений, причем во время каждого цикла измерений многократно регистрируют светопропускную или рассеивающую способность крови для двух излученных длин волн ближней инфракрасной области спектра, рассчитывают зависящее от концентрации глюкозы в крови индикаторное значение и определяют концентрацию глюкозы в крови посредством сравнения индикаторного значения с установленной ранее тарировочной таблицей, отличающийся тем, что
определяют температуру крови при регистрации светопропускной или рассеивающей способности крови,
непрерывно измеряют длительность пульса пульсирующего кровотока, причем длительность цикла измерений настроена пошагово как целое, кратное длительности пульса,
причем первая из двух длин волн ближней инфракрасной области спектра выбирается из диапазона длин волн 1560-1630 нм, а вторая из двух длин волн ближней инфракрасной области спектра, из диапазона длин волн 790-815 нм, и
рассчитывают соотношение светопропускной или рассеивающей способности двух длин волн, причем это соотношение в отношении температуры крови служит в качестве индикаторного значения для считывания значений концентрации глюкозы в крови из тарировочной таблицы.

2. Способ по п.1, отличающийся тем, что, по меньшей мере, две длины волны ближней инфракрасной области спектра излучаются модулированными по амплитуде с частотами модуляции свыше 1 МГц.

3. Способ по п.1 или 2, отличающийся тем, что цикл измерений включает в себя множество не перекрывающихся, одинаковых по длине временных окон, в которых регистрируют, соответственно, одно и то же количество измеренных значений для светопропускной или рассеивающей способности крови, причем происходит усреднение в целом по всем временным окнам цикла измерений, чтобы в конце цикла измерений иметь в рассчитанном виде содержащееся в каждом установленном временном окне, упомянутое выше количество средних измеренных значений.

4. Способ по п.3, отличающийся тем, что временное окно включает в себя менее 100 мс.

5. Способ по п.3, отличающийся тем, что количество измеренных значений для светопропускной или рассеивающей способности крови в одном временном окне составляет, по меньшей мере, 10000 значений.

6. Способ по п.4, отличающийся тем, что количество измеренных значений для светопропускной или рассеивающей способности крови в одном временном окне составляет, по меньшей мере, 10000 значений.

7. Способ по п.3, отличающийся тем, что средние измеренные значения в установленном временном окне подвергают преобразованию Фурье в диапазоне частот.

8. Способ по любому из пп.4-6, отличающийся тем, что средние измеренные значения в установленном временном окне подвергают преобразованию Фурье в диапазоне частот.

9. Способ по п.2 или 7, отличающийся тем, что компонент Фурье средних измеренных значений к частоте амплитудной модуляции излученных длин волн ближней инфракрасной области спектра используют в качестве меры для светопропускной и/или рассеивающей способности крови.

10. Способ по п.8, отличающийся тем, что компонент Фурье средних измеренных значений к частоте амплитудной модуляции излученных длин волн ближней инфракрасной области спектра используют в качестве меры для светопропускной или рассеивающей способности крови.

11. Способ по п.2 или 7, отличающийся тем, что интеграл в пространстве частот по компонентам Фурье средних измеренных значений в интервале вокруг частоты амплитудной модуляции излученных длин волн ближней инфракрасной области спектра используется в качестве меры для светопропускной или рассеивающей способности крови.

12. Способ по п.8, отличающийся тем, что интеграл в пространстве частот по компонентам Фурье средних измеренных значений в интервале вокруг частоты амплитудной модуляции излученных длин волн ближней инфракрасной области спектра используется в качестве меры для светопропускной или рассеивающей способности крови.

13. Способ по любому из пп.1, 2, 4-7, 10, 12, отличающийся тем, что пошаговое приведение в соответствие длительности цикла измерений с непрерывно регистрируемой длительностью пульса крови осуществляют с использованием изменяющегося количества временных окон с установленной заранее длительностью и с добавлением переменного времени простоя при измерениях, причем количество временных окон и время простоя при измерениях рассчитывают пошагово.

14. Способ по п.3, отличающийся тем, что пошаговое приведение в соответствие длительности цикла измерений с непрерывно регистрируемой длительностью пульса крови осуществляют с использованием изменяющегося количества временных окон с установленной заранее длительностью и с добавлением переменного времени простоя при измерениях, причем количество временных окон и время простоя при измерениях рассчитывают пошагово.

15. Способ по п.8, отличающийся тем, что пошаговое приведение в соответствие длительности цикла измерений с непрерывно регистрируемой длительностью пульса крови осуществляют с использованием изменяющегося количества временных окон с установленной заранее длительностью и с добавлением переменного времени простоя при измерениях, причем количество временных окон и время простоя при измерениях рассчитывают пошагово.

16. Способ по п.9, отличающийся тем, что пошаговое приведение в соответствие длительности цикла измерений с непрерывно регистрируемой длительностью пульса крови осуществляют с использованием изменяющегося количества временных окон с установленной заранее длительностью и с добавлением переменного времени простоя при измерениях, причем количество временных окон и время простоя при измерениях рассчитывают пошагово.

17. Способ по п.11, отличающийся тем, что пошаговое приведение в соответствие длительности цикла измерений с непрерывно регистрируемой длительностью пульса крови осуществляют с использованием изменяющегося количества временных окон с установленной заранее длительностью и с добавлением переменного времени простоя при измерениях, причем количество временных окон и время простоя при измерениях рассчитывают пошагово.

18. Устройство для осуществления способа по п.1, причем кровь забирается из системы кровообращения живого организма, замеряется и снова вводится в систему, причем указанное устройство содержит выполненную для непрерывного залива и слива крови измерительную кювету со сплющенной зоной просвечивания,
один или несколько источников света ближней инфракрасной области спектра для создания света ближней инфракрасной области спектра с двумя разными длинами волн, расположенных на плоской стороне измерительной кюветы, для просвечивания измерительной кюветы в направлении на противолежащую плоскую сторону,
по меньшей мере, один детектор ближней инфракрасной области спектра, расположенный на плоской стороне, противолежащей стороне с источниками света ближней инфракрасной области спектра,
устройство для измерения температуры крови, по меньшей мере, в зоне просвечивания измерительной кюветы,
средства для определения длительности пульса,
блок регистрации и обработки данных, выполненный с возможностью регистрации длительности пульса протекающей крови, данных детектора ближней инфракрасной области спектра и устройства измерения температуры и с возможностью обработки данных для определения концентрации глюкозы с учетом хранящейся в памяти тарировочной таблицы.

19. Устройство по п.18, отличающееся тем, что предусмотрен лазер ближней инфракрасной области спектра с делителем излучения и с удваивающейся по частоте средой, который выполнен с возможностью одновременно определять свет ближней инфракрасной области спектра с длиной волны 1560-1630 нм, а также свет ближней инфракрасной области спектра с половинной длиной волны, для получения, по меньшей мере, двух источников света ближней инфракрасной области спектра.