СПОСОБ НЕИНВАЗИВНОГО ОПТИЧЕСКОГО ОПРЕДЕЛЕНИЯ ТЕМПЕРАТУРЫ СРЕДЫ Российский патент 2013 года по МПК G01J5/60 G01N21/25 

Изобретение относится к способу неинвазивного, оптического определения температуры среды, предпочтительно водосодержащей среды, причем исследуемая среда освещается инфракрасным и/или видимым светом в области линии из спектра поглощения, положение которой зависит от температуры среды, при этом в области линии спектра поглощения измеряется поглощение света, и на основании этого измерения, посредством сравнения с калибровочными данными, определяется температура. Под средой в рамках изобретения понимают, в частности, водосодержащую среду, например живую биологическую ткань, и, в частности, (пульсирующую) кровь внутри человеческого тела. Под поглощением в рамках изобретения понимают параметры поглощения, измеренные, например, в процессе пропускания, и параметры обратного излучения, зависящие от поглощения.

Определение температуры, например, человеческого тела, играет существенную роль в различных областях медицины, например, при контроле температуры пациентов интенсивной терапии. При этом на практике зачастую используется метод неинвазивного измерения температуры тела посредством ушных термометров, причем такой вид измерения ограничен вариантом «дискретного» использования, то есть измерением с регулярными временными интервалами. Для постоянного контроля за температурой на практике до сих пор используются инвазивные методы измерения, при которых в тело пациента вводятся или устанавливаются зонды или катетеры со встроенными датчиками.

Кроме того, в связи с использованием неинвазивного метода измерения концентрации компонентов крови и, в частности, в связи с использованием метода измерения концентрации глюкозы в протекающей или пульсирующей крови, имеет место необходимость определения температуры в «нужном месте», так как такого рода измерения, с использованием калибровочных кривых, как правило, зависят от температуры (см. DE 102006036920 и DE 10311408 B3). В соответствии с этим, известны различные оптические способы близкой к инфракрасной спектроскопии (NIRS), которые неинвазивным методом на основании изменения степени поглощения света в диапазоне длин волн, близких к инфракрасным, позволяют осуществлять измерение концентрации компонентов крови и, например, измерение концентрации глюкозы. В данном случае значение имеет тот факт, что живая биологическая ткань в значительной степени проницаема для электромагнитного излучения в красном и инфракрасном диапазонах, так что внутри этого «биологического окна» в ткани возможно «заглянуть» на глубину от нескольких миллиметров до нескольких сантиметров. Например, с помощью ультразвукового излучения целевое место ткани может быть локализовано, так что могут производиться целенаправленные оптические измерения степени поглощения в локализованной ткани на сравнительно большой глубине тела (см. DE 10311408 B3 и DE 102006036920).

При этом следует обратить внимание на то, что в области так называемого биологического окна располагаются «дискретные» полосы поглощения воды, которых, как правило, избегают при осуществлении описанных выше измерений концентрации компонентов крови. Известно, однако, что положение (а, следовательно, длина полны) этого максимума поглощения, а также высота линии спектра поглощения (а, следовательно, величина или уровень поглощения) зависят от температуры среды, например, воды. На основании этого уже было предложено использовать зависимость поглощения от температуры в области этих полос поглощения воды для определения температуры водосодержащей среды. Для этого было предложено спектроскопически воспринимать смещение линии спектра поглощения (см. К.Н. Norris, Beltsville, MD 20705, USA «Possible medical applications of NIR»). Уже известный метод является, однако, сравнительно дорогостоящим, так как постоянно должен воспроизводиться полный спектр, а, следовательно, запускается программа сканирования длины волны. Обычно смещение линии сравнительно невелико, так что необходимо работать с очень высокой разрешающей способностью спектрометра.

Аналогичный способ стал известен из US 2005/0083992 A1. Там для определения температуры используется зависимость линии спектра поглощения воды от температуры при длине волны примерно 1450 нм. И в уже известных способах, в общем и целом, воспринимаются полные спектры в сравнительно большом диапазоне длин волн, то есть осуществляется полное измерение линии спектра поглощения и сравнение с соответствующими калибровочными данными.

Исходя из известного уровня техники, в основе изобретения лежит задача создания способа неинвазивного, оптического определения температуры среды, предпочтительно водосодержащей среды, который посредством простых и неинвазивных методов позволяет осуществлять точное определение температуры среды. Способ должен быть пригоден, в частности, для измерения температуры внутри тела, например, для измерения температуры биологической ткани или пульсирующей крови внутри тела. Кроме того, способ предпочтительным образом должен комбинироваться с известными способами неинвазивного определения концентрации компонентов крови, например, для измерения концентрации глюкозы в пульсирующей крови.

Для решения данной задачи изобретение в рамках способа в соответствии с изобретением для неинвазивного, оптического определения температуры среды, предпочтительно водосодержащей среды, ранее описанного типа, предлагает освещать среду посредством (по меньшей мере) двух дискретных длин волн, которые в области линии спектра поглощения располагаются с разных сторон от максимума поглощения, на основании соотношения этих двух установленных значений поглощения определять, по меньшей мере, одно зависящее от температуры измеренное значение и, на основании этого измеренного значения, посредством сравнения с ранее полученными калибровочными данными, определять температуру. Под «соотношением» двух установленных значений поглощения понимается заданная «пропорция», которая должна быть применена к обоим измеренным значениям. Под особо предпочтительным понимается образование разности между двумя значениями поглощения, расположенными с обеих сторон от максимума.

При этом изобретение исходит, прежде всего, из (известного) тезиса о том, что в области биологического окна находится несколько линий спектра поглощения воды, высота которых, а, в частности, также и положение которых (и, соответственно, длины волн) существенным образом зависят от температуры водосодержащей среды. В рамках изобретения не является, однако, обязательным полностью замерять линию спектра поглощения или же точно устанавливать положение максимума поглощения. Напротив, в рамках изобретения простым способом производится измерение посредством, по меньшей мере, двух и предпочтительно лишь двух дискретных длин волн, которые располагаются, соответственно, с разных сторон от максимума поглощения. Так как изобретение обнаружило, что при изменении температуры, за счет смещения максимума, значения поглощения с обеих сторон от максимума различным образом существенно меняются, так что - если, например, разность этих двух значений определяется - эта разность особенно существенно зависит от температуры среды. Другими словами, в ходе обработки через обе точки поглощения жестко заданных длин волн проводится прямая, и в качестве измеренного значения определяется, например, наклон этой прямой, в котором используется разность этих двух значений поглощения. Наклон этой прямой, а, в частности, также и знак этого наклона существенным образом зависят от температуры, так что точное определение температуры возможно и без точного определения смещения от максимума. Необходимо лишь измерить два значения поглощения для двух жестко заданных длин волн и произвести их оценку описанным образом. Это будет пояснено в дальнейшем более детально еще и в описании к фигурам. При этом понимается, что в ходе определения температуры после или при определении значений поглощения и полученных на основании этого измеренных значений производится сравнение с полученными калибровочными данными. Так, соответствующие измерения можно производить в лабораторных условиях при известных температурах, и известные значения разности или наклонов можно сохранить в памяти в качестве калибровочных значений, так чтобы они могли тогда автоматически учитываться в ходе измерения. При этом следует обратить внимание на то, что в процессе описанного «образования разности» или при определении наклона соединительной прямой речь идет о предпочтительном варианте осуществления оценки, с учетом обоих значений поглощения, расположенных с обеих сторон от максимума. Изобретение включает в себя, в принципе, другие «пропорции», в которых используются два или же более измеренных значений, расположенных с обеих сторон от максимума поглощения.

В предпочтительном варианте измерение в соответствии с изобретением осуществляется посредством инфракрасного и/или видимого света с длиной волны от 600 нм до 2500 нм, предпочтительно от 800 нм до 1600 нм. Опыты показали, что измерение температуры с помощью инфракрасного света в области полосы поглощения воды на 970 нм приводит к очень хорошим результатам. В этом случае используется, по меньшей мере, одна длина волны, например, от 950 нм до 970 нм и, по меньшей мере, одна длина волны, например, от 975 нм до 1000 нм. Также имеется возможность работать с другими полосами поглощения воды внутри биологического окна, например, в области полосы поглощения воды на 1450 нм. В принципе, в расчет принимается каждая линия спектра поглощения, положение которой (длина волны максимума) зависит от температуры. Оптимальную область для измерения, то есть обе оптимально используемые длины волны, могут на практике измерять экспериментальным образом. Необходимо постоянно выбирать, соответственно, длину волны внутри и длину волны вне максимума поглощения. При этом следует обращать внимание на то, чтобы расстояние до максимума было достаточно велико, чтобы наступил фактически наблюдаемый эффект изменения значений поглощения с противоположными знаками при изменении температуры, то есть с одной стороны от максимума они становятся больше, а с другой стороны от максимума - меньше. При повышении температуры поглощение при одной из длин волн должно постоянно расти, а при другой длине волны - постоянно снижаться. При понижении температуры должно наблюдаться обратное поведение. В любом случае, расстояние от выбранной длины волны до максимума поглощения не должно быть слишком большим так как в таком случае возникает опасность перекрытия с другими линиями или эффектами. В качестве целесообразного выявил себя принцип действия, при котором сначала устанавливается определенный диапазон температур, например, от 30°С до 43°С, а затем устанавливается средняя (типичная) температура (например, 37°С) и для нее определяется длина волны максимума поглощения. Выбранные длины λ₁, λ₂ волн для измерения должны располагаться, например, на 5-30 нм, предпочтительно на 5-15 нм, выше или ниже этой длины λ₀ волны. Это относится, в частности, к области линии спектра поглощения на 970 нм. В случае линии спектра поглощения 1450 нм измерения, при необходимости, могут производиться и на большем расстоянии от максимума.

При использовании способа в соответствии с изобретением, прежде всего, имеется возможность провести измерение температуры жидкостей в определенном месте, например, в лаборатории или вне тела, без возникновения там других негативных эффектов. Особое значение имеет, однако, тот факт, что способ в соответствии с изобретением пригоден, в частности, и для того, чтобы измерять температуру на или в живом теле «в нужном месте». В частности удается произвести измерение и в глубоко расположенных областях, например, может быть измерена температура пульсирующей крови в кровяном русле внутри тела. Для этого изобретение предлагает целенаправленным образом, посредством особых мероприятий, маркировать место, в котором должно производиться измерение температуры. Это удается, например, при использовании ультразвукового излучения, как это описано, например, в DE 10311408 B3 и в DE 102006036920. Так исследуемая биологическая ткань или кровяное русло может быть «промаркировано» с помощью ультразвукового излучения посредством того, что (пульсирующее) ультразвуковое излучение фокусируется на месте или на кровяном русле. В ходе измерения поглощения (или обратного рассеяния) света для измерения температуры учитываются тогда лишь те компоненты попадающего в детектор света, которые находятся во временном соотношении с ультразвуковым излучением, так что абсолютно целенаправленно может быть произведено оптическое измерение, а, следовательно, и определение температуры в глубоко расположенной области тела.

Чтобы принимать в расчет тот факт, что маркированный, например, посредством ультразвукового излучения компонент света зависит не только лишь от температуры наблюдаемого места, но также и от разности температур между поверхностью тела и наблюдаемым местом, в предпочтительном варианте усовершенствования изобретение рекомендует предварительное проведение измерения температуры на поверхности тела. Это контрольное измерение также может производиться посредством способа в соответствии с изобретением, причем и там маркировка посредством ультразвукового фокуса может являться целесообразной. На поверхности тела могут производиться также традиционные контрольные измерения, например, посредством температурного датчика. На поверхности интенсивность обратно рассеянного от поверхности света зависит только от температуры поверхности, так как свет не должен проходить через другие промежуточные слои. Для этого прежде всего определяется температура поверхности. Затем может производиться измерение внутри тела, причем тогда разность температур или перепад температур определяется относительно температуры на поверхности тела. Измерение в области поверхности тела образует, следовательно, контрольное измерение для устранения возможной зависимости перепадов температур при последующем измерении внутри тела.

Впрочем, целесообразным может являться учет влияния спектроскопического измерения на биологическую ткань посредством различных факторов, например, цвет кожи, влажность кожи, толщина и структура промежуточных участков ткани, значение гематокрита (которое у каждого человека может варьироваться), а также уровень жира в крови, который меняется ежечасно. На основании этого целесообразным может являться дополнительно к описанному измерению поглощения и, в случае необходимости, контрольному измерению осуществлять на поверхности тела корректировочное измерение, посредством которого могут быть устранены описанные эффекты и, в частности, различного рода эффекты рассеяния в промежуточных слоях. Для этого целесообразно облучать тело, например, биологическую ткань, светом с так называемой «изобестической длиной волны», и измерять поглощение или обратное рассеяние. Такая изобестическая длина волны характеризуется тем, что поглощение или обратное рассеяние зависит исключительно от различных эффектов рассеяния в промежуточных слоях, а не от характеристики поглощения среды, например, воды. С помощью такого измерения при изобестической длине волны могут быть в дальнейшем компенсированы или отфильтрованы зависимые от поглощения эффекты рассеяния, так что в целом удается осуществить особо точное измерение и в глубоко расположенных слоях тела. В случае водосодержащей среды может быть использована, например, изобестическая длина волны примерно 808 нм.

В целом посредством способа в соответствии с изобретением можно простыми средствами определить температуру среды с особой точностью (например, с точностью ±0,01°С). Может быть определена температура на поверхности тела или, в особо предпочтительном варианте, также и температура внутри тела и притом неинвазивным и оптическим методом. Эти мероприятия делают также возможным, например, точное определение концентрации компонентов крови, в частности, концентрации глюкозы в крови, так как в ходе известного процесса измерения концентрации (одновременно) может производиться также и неинвазивное измерение температуры, и именно в том месте в котором определяется концентрация. Способ в соответствии с изобретением может быть предпочтительным образом использован и в других областях, например, при контроле за температурой пациентов при интенсивной терапии и при контроле за температурой при криотерапии, а также при медицинской терапии новообразований. Далее может производиться контроль за температурой у новорожденных или контроль температуры у людей в процессе их деятельности в условиях незащищенности от термических воздействий. Другими вариантами использования является мониторинг температуры при диагностике сна, во время диализа, или контроль температуры у спортсменов. Измерение температуры на промышленном производстве, например, определение термораспределения при изготовлении одежды, также является возможным вариантом использования данного способа.

Изобретение разъясняется далее более детально на основании представляющих примеры осуществления изобретения чертежей, на которых показано:

фиг.1 - схема для осуществления способа в соответствии с изобретением;

фиг.2 - схематичное изображение спектра поглощения воды в диапазоне длин волн примерно от 600 нм до 2400 нм;

фиг.3 - поглощение воды в области полосы поглощения воды на 970 нм при двух различных значениях температуры;

фиг.4 - калибровочные данные для измерения в соответствии с фиг.3;

фиг.5 - схематичное изображение способа определения температуры внутри тела.

На фиг.1 представлена схема для определения температуры Т водосодержащей среды оптическим путем. С помощью данной структуры можно производить оптическую абсорбционную спектроскопию на водосодержащей среде М. Водосодержащая среда М располагается в данной лабораторной структуре в сосуде 1. С помощью настраиваемого на различные частоты инфракрасного лазера 2 свет желаемой длины волны через ответвитель 3 и входной световод 4 проникает в среду М. Выходящий на противолежащей стороне сосуда 1 свет отводится через выходной световод 5 и подается на детектор 6. Детектор 6 соединен с блоком 7 обработки результатов, который может иметь вычислительное устройство и/или осциллограф. В вычислительном устройстве заложен описанный алгоритм обработки результатов, на который в дальнейшем будет обращено дополнительное внимание. Кроме того, в памяти вычислительного устройства, в случае необходимости, сохранены определенные ранее калибровочные данные, которые также могут быть использованы при обработке результатов. И об этом будет упомянуто далее более детально. К тактовому входу осциллографа присоединен ТТЛ-тахогенератор 8. Далее предусмотрен ваттметр 9, который, с одной стороны, также соединен с вычислительным устройством 7, а, с другой стороны, с ответвителем 3. Для подтверждения действенности способа в соответствии с изобретением и, например, для снятия калибровочных данных, на фиг.1 обозначен термометр 10, который точно измеряет фактическую температуру водосодержащей среды, так что полученные способом в соответствии с изобретением данные температуры могут быть подтверждены. При этом следует указать на то, что речь идет о схематичном изображении лабораторной структуры, которая, в первую очередь, служит для подтверждения действенности метода в соответствии с изобретением. На практике оптическое определение температуры Т сравнительным образом производится за счет проникновения света лазера в тело. Однако тогда целесообразно производить измерения не в процессе пропускания, как в лабораторных условиях, а измерять обратно рассеянный свет, причем и компонента обратного рассеивания предоставляет сведения о характеристике поглощения среды. Изобретение в любом случае включает в себя как измерение в процессе пропускания, так и измерение в направлении обратного рассеяния.

Физические взаимосвязи и принцип действия способа в соответствии с изобретением должны быть разъяснены на основании фиг.2-4.

Фиг.2 демонстрирует на сводном графике в качестве примера и лишь схематично обычный спектр поглощения воды в диапазоне длин волн примерно от 700 нм до 2400 нм. Полосу В поглощения воды можно наблюдать уже в области длины λ_о волны, примерно равной 970 нм. Как говорится в описании, как длина λ_о, так и высота A_о этой линии В спектра поглощения зависят от температуры Т воды. Под λ_о подразумевают в дальнейшем длину волны максимума поглощения при определенной температуре, то есть λ_о зависит от температуры. Для этого дается ссылка, например, на фиг.3, которая демонстрирует поглощение A в области этой линии В спектра поглощения для двух различных температур T₁=33°С и Т₂=43°С. Можно видеть, что линия В спектра поглощения при более высоких температурах смещается в направлении к коротким длинам волн. В рамках изобретения поглощение измеряется в области этой линии B спектра поглощения, и притом лишь для двух жестко заданных длин λ₁ и λ₂ волн, которые располагаются с разных сторон от максимума (A_o, λ_о) поглощения. Эти длины волн отмечены также на фиг.3. При этом следует принимать во внимание то, что положение максимума, а, следовательно, и сама длина λ_о волны зависит от температуры. Длины λ₁ и λ₂ волн, с учетом выбранного диапазона температур, следует выбирать таким образом, чтобы они для остальных значений температур из данного диапазона всегда располагались с разных сторон от (смещаемого) максимума. На основании фиг.3 становится очевидно, что в области длины λ₁ волн поглощение для более высокой температуры Т₂ значительно больше, чем для температуры T₁. С другой стороны от максимума λ_о поглощения дела обстоят иным образом. Там поглощение для более высокой температуры T₂ меньше, чем для температуры T₁. Этот эффект можно пояснить посредством проведения прямой G через обе точки измерения при температуре Т. Фиг.3 демонстрирует, что наклон ΔА/Δλ данной прямой G абсолютно ощутимо зависит от температуры Т среды. В равной степени это относится и к разности ΔА между значениями поглощения при определенной температуре T₁ или T₂ для обеих длин λ₁ и λ₂ волн, так как эта разность ΔА=A(λ₁)-А(λ₂) определяет наклон прямой G. Поэтому в рамках изобретения при определенной температуре пропускается инфракрасный свет, причем лишь на двух дискретных длинах λ₁ и λ₂ волн, которые располагаются, соответственно, с разных сторон от максимума λ_о поглощения. Измеренные значения поглощения приводятся в соотношение друг с другом, например, как в варианте осуществления, вычитаются друг из друга, причем полученная разность образует полученное измеренное значение, которое существенно зависит от температуры. Это измеренное значение, которое в примере осуществления изобретения представляет собой разность значений поглощения или наклон отмеченной прямой G через обе точки измерения, сравнивается с полученными ранее калибровочными данными.

Эти калибровочные данные представлены на фиг.4 для большого количества температурных значений. Здесь, соответственно, обозначены значения поглощения для различных температур при длинах λ₁ и λ₂ волн. Далее для пояснения также были проведены прямые через соответствующие попарно расположенные точки. Фиг.4 демонстрирует с особой очевидностью, что разность измеренных значений, а следовательно, и наклон прямых, существенно зависит от температуры, так как при нарастании или падении температуры, в частности, может иметь место также и перемена знака. В дальнейшем при неизвестной температуре производится измерение в соответствии с фиг.2 при обеих длинах λ₁ и λ₂ волн, и затем образуется разность значений поглощения или определяется наклон экстраполированной прямой G, и так посредством сравнения с калибровочными данными в соответствии с фиг.4 точно определяется температура Т, без необходимости измерения смещения максимума линии В спектра поглощения.

Фиг.1-4 поясняют основной принцип действия способа в соответствии с изобретением и наглядно демонстрируют его осуществление в лабораторных условиях. Так как речь идет об оптическом и неинвазивном методе измерения, то в некоторой степени удается также и измерение температуры внутри тела, например, определение температуры биологической ткани, например крови, внутри подсоединенного тела К.

При этом целесообразной является маркировка области измерения с помощью ультразвукового излучения. Такой способ, но в другой связи, описан в DE 10311408 В3. Описанная там маркировка области внутри тела может соответствующим образом осуществляться и для маркировки области в ходе измерения температуры. Для этого ссылаются, например, на фиг.5. Инфракрасный свет лазера 2 описанным образом (для длин λ₁ и λ₂ волн) проникает внутрь тела К, и посредством детектора 6 производится измерение обратно рассеянных фотонов, которые представляют собой уровень поглощения. Детектор 6 регистрирует не только обратно рассеянные в области кровеносного сосуда 11 фотоны, но и множество других фотонов, рассеянных в других областях. Маркировка или выборка осуществляется посредством проникновения ультразвукового излучения 13 с помощью представленного на фиг.5 источника 12 ультразвукового излучения. Он фокусируется на объект, а именно на кровеносный сосуд 11. При этом, например, при пульсирующей крови, можно использовать, например, доплеровский эффект, как он описан в DE 10311408 B3. Источник 12 ультразвукового излучения генерирует в пульсирующем режиме ультразвуковое излучение с фиксированной длиной импульса и фиксированным временем повтора. Затем, посредством блока обработки результатов, с учетом этой характеристики пульсации, из детектора 6 может извлекаться световая составляющая, которая фактически приводит к объему ультразвукового фокуса. Детали описаны в документах DE 10311408 B3 и в DE 102006036920, которые, однако, имеют дело не с процессом определения температуры, а с процессом неинвазивного измерения концентрации компонентов крови. С такого рода процессом неинвазивного измерения концентрации компонентов крови способ в соответствии с изобретением, впрочем, может быть также скомбинирован. Следовательно, имеет место неинвазивное измерение концентрации компонентов крови, например измерение содержания сахара, причем одновременно может производиться также определение температуры.

Так как маркированная ультразвуком световая компонента на практике, смотря по обстоятельствам, зависит не только от температуры в наблюдаемом месте, но в определенной степени может зависеть от перепада температур на поверхности и в наблюдаемом месте, целесообразным может являться предварительное проведение контрольного измерения на поверхности измеряемого тела, например, на коже, причем целесообразной могла бы быть маркировка посредством ультразвукового фокуса. Проведенное там измерение зависит исключительно от температуры в этом месте, а не от температуры возможных промежуточных слоев или от перепадов температур, так что затем, измерение температуры может производиться на желаемой глубине тела, и при этом происходит измерение разности температур.

Наконец, в дополнение к корректировке целесообразным является проведение корректирующего измерения с помощью изобестической длины волны. Детали данного процесса не представлены на чертежах. Такая изобестическая длина волны отличается тем, что на обратно рассеянный поток фотонов оказывают воздействие лишь эффекты рассеяния в промежуточных слоях, а также в наблюдаемом месте, и этот обратно рассеянный поток фотонов оказывается полностью независимым от (оптической) поглощающей способности воды. В параметры рассеивания могут быть, следовательно, внесены поправки на основании произведенного измерения. Эти контрольные и корректировочные измерения на практике могут производиться в непосредственной (временной) взаимосвязи с произведенным измерением температуры и могут быть тут же поданы на блок обработки результатов, так что устройство для осуществления способа в соответствии с изобретением осуществляет как бы самокалибровку.

Изобретение относится к области термометрии и может быть использовано для определения температуры водосодержащей среды, а именно пульсирующей крови внутри тела. Заявлен способ неинвазивного оптического определения температуры пульсирующей крови внутри тела, в котором исследуемая среда освещается инфракрасным и/или видимым светом в области линии спектра поглощения, положение которой зависит от температуры среды. Поглощение света измеряется в области линии спектра поглощения и на основании этого измерения, путем сравнения с калибровочными данными, определяется температура. Способ характеризуется тем, что среда освещается излучением по меньшей мере с двумя дискретными длинами волн, которые в области линии спектра поглощения располагаются с разных сторон от максимума поглощения. На основании соотношения для этих двух установленных значений поглощения определяется по меньшей мере одно зависящее от температуры измеренное значение. На основании этого измеренного значения, посредством сравнения с ранее полученными калибровочными данными, определяется температура. Технический результат: повышение точности определения температуры среды. 9 з.п. ф-лы, 5 ил.

1. Способ неинвазивного оптического определения температуры пульсирующей крови внутри тела, характеризующийся тем, что исследуемую кровь освещают инфракрасным и/или видимым светом в области линии спектра поглощения, положение которой зависит от температуры среды, при этом измеряют поглощение света в области линии спектра поглощения и на основании этого измерения определяют температуру путем сравнения с калибровочными данными, причем кровь освещают излучением по меньшей мере с двумя дискретными длинами волн λ₁, λ₂, которые в области линии спектра поглощения находятся с разных сторон от максимума поглощения, на основании соотношения или функциональной взаимосвязи между указанными двумя установленными величинами поглощения A(λ₁) и A(λ₂) определяют по меньшей мере одну зависящую от температуры (Т) измеренную величину или одну зависящую от температуры измеренную функцию и определяют температуру на основании указанной измеренной величины или указанной измеренной функции путем сравнения с ранее полученными калибровочными данными, при этом для измерения температуры внутри тела место измерения, кровяное русло, маркируют посредством пульсирующего ультразвукового излучения.

2. Способ по п.1, в котором измеренную величину определяют по разности двух значений поглощения, полученных с обеих сторон от максимума, или по наклону прямой, проходящей через точки измерения.

3. Способ по п.1 или 2, в котором кровь освещают инфракрасным светом и/или видимым светом с длиной волны λ₁, λ₂ в диапазоне от 600 нм до 2500 нм, предпочтительно от 800 нм до 1600 нм.

4. Способ по п.3, в котором измерение выполняют в области линии спектра поглощения воды на 970 нм, причем предпочтительно с одной стороны используют свет с первой длиной волны λ₁ в диапазоне от 950 нм до 970 нм, а с другой стороны - свет со второй длиной волны λ₂ в диапазоне от 975 нм до 1000 нм.

5. Способ по п.3, в котором измерение выполняют в области линии спектра поглощения воды на длине волны 1450 нм.

6. Способ по любому из пп.1, 2, 4, 5, в котором для определения температуры внутри тела сначала выполняют контрольное измерение температуры на поверхности тела, а затем выполняют измерение температуры в определенном месте внутри тела.

7. Способ по п.3, в котором для определения температуры внутри тела сначала выполняют контрольное измерение температуры на поверхности тела, а затем выполняют измерение температуры в определенном месте внутри тела.

8. Способ по любому из пп.1, 2, 4, 5, 7, в котором для определения температуры внутри тела выполняют корректировочное измерение с одной или несколькими изобестическими длинами волн, причем среду или тело освещают светом с изобестической длиной волны, при которой обратно рассеянная световая компонента зависит исключительно от рассеяния света внутри тела и не зависит от характеристики поглощения среды, например воды.

9. Способ по п.3, в котором для определения температуры внутри тела выполняют корректировочное измерение с одной или несколькими изобестическими длинами волн, причем среду или тело освещают светом с изобестической длиной волны, при которой обратно рассеянная световая компонента зависит исключительно от рассеяния света внутри тела и не зависит от характеристики поглощения среды, например воды.

10. Способ по п.6, в котором для определения температуры внутри тела выполняют корректировочное измерение с одной или несколькими изобестическими длинами волн, причем среду или тело освещают светом с изобестической длиной волны, при которой обратно рассеянная световая компонента зависит исключительно от рассеяния света внутри тела и не зависит от характеристики поглощения среды, например воды.