УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Диабет является хроническим заболеванием, которое, без контроля, со временем приводит к серьезному поражению многих систем организма, включая нервную систему, кровеносные сосуды, глаза, почки и сердце. По оценке Национального института по изучению диабета, заболеваний желудочно-кишечного тракта и почек (NIDDK) 23,6 миллионов или 7,8 процентов населения Соединенных Штатов страдало диабетом в 2007 г. По оценке Всемирной организации здравоохранения (ВОС) во всем мире более чем 180 миллионов людей страдает диабетом, причем, можно ожидать, что соответствующий показатель возрастет до 366 миллионов к 2030 г., при 30,3 миллионах в Соединенных Штатах. По данным ВОС, около 1,1 миллионов человек умерло от диабета в 2005 г. ВОС предполагает, что смертность от диабета возрастет более чем на 50% в период между 2006 и 2015 гг., в общем, и более чем на 80% в странах с высоким и средним уровнем дохода.
Экономическое бремя, налагаемое диабетом на отдельных людей и общество в целом, является значительным. По данным Американской ассоциации диабета в 2007 г. суммарная ежегодная стоимость диабета в Соединенных Штатах оценена в 174 миллиардов долларов. При этом затраты возросли на 42 миллиардов долларов с 2002 г. Данное 32% увеличение означает, что сумма затрат возрастала более чем на 8 миллиардов долларов ежегодно.
Важным элементом терапии диабета является самоконтроль концентрации глюкозы в крови (SMBG) больными диабетом в домашних условиях. При частом тестировании уровней глюкозы в крови больные диабетом могут лучше организовать лекарственную терапию, диету и физическую нагрузку, чтобы обеспечивать контроль и предотвращать долговременные отрицательные последствия для здоровья. Фактически, Клиническое исследование по контролю диабета и его осложнений (The Diabetes Control and Complications Trial (DCCT)), которое проводилось на 1441 больных диабетом в течение нескольких лет, показало, что среди больных диабетом, выполнявших программу интенсивного контроля с несколькими пробами на сахар в крови ежедневно, в сравнении с группой, получавшей стандартное лечение, было в четыре раза случаев меньше развития диабетических глазных заболеваний, в два раза меньше случаев развития заболеваний почек, в три раза меньше случаев развития нервных заболеваний и намного меньше людей, у которых наблюдалось ухудшение уже имевшихся ранних форм трех упомянутых осложнений.
Однако современные методы контроля не способствуют регулярному применению вследствие неудобства и болезненности чрескожного отбора крови перед анализом, что вызывает у многих больных диабетом нежелание проявлять усердие, которое необходимо для должного регулирования глюкозы в крови. В результате, желательно и полезно разработать неинвазивный метод измерения концентрации глюкозы для терапии диабета. Неинвазивный мониторинг будет выполнять тестирование по нескольку раз ежедневно, безболезненно и более приятно для детей с диабетом. В соответствии с исследованием, опубликованным в 2005 г. (J, Wagner, C. Malchoff, and G. Abbott, Diabetes Technology & Therapeutics, 7(4) 2005, 612-619), больные диабетом будут чаще выполнять самоконтроль концентрации глюкозы в крови (SMBG) и повысят качество своей жизни при использовании устройства для неинвазивного контроля глюкозы в крови.
Известно несколько неинвазивных методов определения глюкозы в крови. Один из методов неинвазивного определения химических веществ в крови заключается в сборе и анализе оптических спектральных данных.
Извлечение информации о характеристиках крови, например концентрации глюкозы из спектральных или других данных, полученных методом спектроскопии, является комплексной проблемой из-за присутствия других структурных составляющих (например, кожи, жира, мышц, костей, тканевой жидкости), кроме крови в зоне, которую измеряют. Упомянутые другие составные части могут влиять на данные сигналы так, что показание изменяется. В частности, получаемый сигнал может быть намного больше по величине, чем часть сигнала, которая соответствует крови и тем самым может ограничивать возможность точного извлечения информации о характеристиках крови.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
На чертежах, которые не обязательно выполнены в масштабе, сходные числовые позиции обозначают подобные компоненты на нескольких видах. Сходные позиции, имеющие разные буквенные индексы, представляют разные примеры, по меньшей мере, одинаковых компонентов. Чертежи поясняют в общем, для примера, но не с целью ограничения, различные варианты осуществления, приведенные в настоящем документе.
Фиг.1 - график пульсовой волны, соответствующей поглощению света артериальной кровью, в соответствии с некоторыми вариантами осуществления;
Фиг.2 - упрощенная блок-схема, которая изображает компоненты оптической измерительной системы в соответствии с настоящим изобретением;
Фиг.3 - существующая оптическая конфигурация для выполнения оптических измерений биологического образца в соответствии с некоторыми вариантами осуществления;
Фиг.4A - первый альтернативный вариант осуществления для выполнения оптических измерений биологического образца;
Фиг.4B - предпочтительный вариант осуществления для выполнения оптических измерений биологического образца;
Фиг.4C - второй альтернативный вариант осуществления для выполнения оптических измерений биологического образца;
Фиг.5 - вид в поперечном сечении примерной световой воронки и угол (α) полураствора; и
Фиг.6 - вид в поперечном сечении примерной световой воронки и источник света.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Нижеприведенное подробное описание содержит ссылки на прилагаемые чертежи, которые входят в состав подробного описания. На чертежах представлены, для примера, конкретные варианты осуществления, в виде которых можно практически реализовать изобретение. Данные варианты осуществления, которые упоминаются также как «примеры», поясняются достаточно подробно, чтобы предоставить специалистам в данной области техники возможность практической реализации изобретения. Варианты осуществления можно объединять, можно использовать другие варианты осуществления, или можно вносить конструктивные и логические изменения, не выходящие за пределы объема настоящего изобретения. Следовательно, нижеприведенное подробное описание нельзя рассматривать в смысле ограничения, и объем настоящего изобретения определяется прилагаемой формулой изобретения и ее эквивалентами.
Использование элементов в единственном числе содержит в себе единственное или множественно значение, и формулировка «или» служит для отсылки к неисключающему «или», если не указано иное. К тому же, следует понимать, что формулировки или терминология, используемые в настоящем описании, если не дано других определений, предназначены только для описания, а не для ограничения. Кроме того, все публикации, патенты и патентные документы, упомянутые в настоящем документе, в полном объеме включены в настоящий документ путем отсылки, как если бы были включены по отдельности путем отсылки. В случае противоречий при использовании в настоящем документе и упомянутых документах, включенных путем отсылки, использование во включенной ссылке следует считать дополнительным к использованию в настоящем документе; при несовместимых противоречиях превалирует использование в настоящем документе.
Варианты осуществления настоящего изобретения относятся к оптическим компонентам, например световым воронкам для освещения и измерения оптических свойств образца. Хотя, для примера представлено спектроскопическое взятие отсчетов из областей тела человека или животного, варианты осуществления относятся к оптической аппаратуре всех типов, в том числе фотоэлектрическим приемникам, микроскопам, спектрометрам и т.п.
Оптическую спектроскопию можно применять для определения количества света, поглощаемого биологическим образцом, например пальцем человека. Посредством измерения количества света, поглощаемого пальцем, можно неинвазивно определять уровни глюкозы, холестерина и гемоглобина человека. Измерения кончика пальца обычно предпочтительны вследствие высокой концентрации капилляров в кончике пальца и вследствие превращения артериальной крови в венозную кровь, которое происходит в кончике пальца. Однако методы в соответствии с настоящим изобретением не ограничены применением на пальце человека. Например, возможно, потребуется применение других образцов, например мочки уха человека.
Когда свет проходит сквозь биологический образец, например палец человека, свет может поглощаться и рассеиваться различными составными частями пальца, включая кожу, мышцы, кость, жир, тканевую жидкость и кровь. Однако, как показали наблюдения, поглощение света пальцем человека обнаруживает слабозаметный циклический профиль, который соответствует сердечному сокращению. На фиг.1 представлен график 102 циклического фототока детектора, I D (t), который соответствует поглощению света артериальной кровью в капилляре вследствие сердечных сокращений пользователя. Хотя амплитуда изменения циклического профиля невелика в сравнении с общим фототоком, формируемым детектором, из графика 102 циклического профиля можно извлечь важную информацию. Например, в предположении, что сердечный ритм человека составляет шестьдесят ударов в минуту, время между началом любого удара пульса и концом данного удара пульса равно одной секунде. Во время данного односекундного периода фототок будет давать показание в максимуме или пике 104 и показание в минимуме или «долине» 106. Показание в пике 104 графика соответствует моменту времени, когда в капиллярах находится минимальное количество крови, и показание в «долине» 106 соответствует моменту времени, когда в капиллярах находится максимальное количество крови. С использованием информации, обеспечиваемой пиком и долиной циклического графика, исключают оптическое поглощение и рассеяние, обусловленные основными структурными составляющими пальца, которые не находятся в капиллярах, например кожей, жиром, костями, мышцами и тканевой жидкостью. Упомянутые основные структурные составляющие, которые не находятся в капиллярах, исключают потому, что они, очевидно, не должны изменяться в течение временного интервала одного сердечного сокращения. Другими словами, свет, который поглощается кровью, можно регистрировать по пикам и «долинам» на графике 102.
В предположении, что пик циклического фототока, формируемого светочувствительным устройством, равен I P, смежная долина циклического фототока равна I V, и фототок, формируемый светочувствительным устройством, без образца, равен I 0, коэффициенты пропускания, соответствующие фототокам в пике и долине, можно определить в следующем виде:
и
Соответствующие оптические плотности в долине и пике равны:
A V = -log(T V) (3);
и
A P = -log(T P) (4).
Разность между A V и A P отражает поглощение и рассеяние света только кровью в пальце:
Алгоритм, определяемый уравнением (5), требует единственно контроля фототока, соответствующего энергии света, пропускаемого сквозь палец. В результате не требуется определять фототок, формируемый светочувствительным устройством в отсутствие пальца человека.
На фиг.2 представлена упрощенная блок-схема, на которой изображены компоненты настоящей оптической измерительной системы, которая обозначена, в общем, позицией 200, и в которой применена концепция «пульсирующего кровотока» для определения количества света, поглощаемого и рассеиваемого только кровью в образце (т.е. пальце человека). Источник 201 питания, например батарея, обеспечивает питание источника 202 света, который формирует множество световых пучков 204, 206, 208, 210, которые направлены к верху пальца пользователя. В соответствии с одним аспектом оптической измерительной системы 200 каждый из световых пучков 204, 206, 208, 210 характеризуется одинаковым диапазоном длин волн, обычно от приблизительно 700 нм до приблизительно 1600 нм. Хотя оптическая измерительная система 200, представленная в настоящем описании, формирует четыре (4) световых пучка, предполагается, что источник 202 света можно изменить для формирования меньшего числа световых пучков или дополнительных световых пучков в других вариантах осуществления.
Первая апертура 212 обеспечивает, чтобы световые пучки 204, 206, 208, 210 попадали на целевую зону образца (например, пальца человека). Вторая апертура 214 обеспечивает, чтобы часть световых пучков, которые проходят сквозь образец, попадала на линзу 216. Световые пучки 204, 206, 208, 210 ослабляются образцом и компонентами оптической измерительной системы 200, и, следовательно, из образца выходят ослабленные световые пучки 218, 220, 222, 224. Ослабленные световые пучки 218, 220, 222, 224 попадают на линзу 216, и линза 216 собирает ослабленные световые пучки 218, 220, 222, 224, чтобы они эффективнее направлялись на блок 226 детекторов.
Блок 226 детекторов расположен непосредственно под линзой 216 и содержит множество светочувствительных устройств (LSD) 228, 230, 232, 234, например линейку фотодиодов. В соответствии с одним аспектом оптической измерительной системы 200 каждое из светочувствительных устройств 228, 230, 232, 234 настроено на регистрацию света в конкретной области спектра (или областях спектра). Например, каждому светочувствительному устройству может быть поставлен в соответствие надлежащий интерференционный светофильтр (IF), например светофильтры 236, 238, 240, 242. Интерференционный светофильтр пропускает, по меньшей мере, одну спектральную полосу или линию света и, по существу, блокирует остальной свет.
Каждое из светочувствительных устройств 228, 230, 232, 234 вырабатывает соответствующий сигнал 244, 246, 248, 250 в виде фототока (в дальнейшем фототоковый сигнал), который пропорционален энергии света, принимаемого конкретным светочувствительным устройством. Фототоковый сигнал, вырабатываемый фотодиодом, может быть преобразован в сигнал другой формы, например аналоговый сигнал напряжения или цифровой сигнал.
Процессор 243 соединен с блоком 226 детекторов и сконфигурирован с возможностью вычисления изменения фототоковых сигналов 244, 246, 248, 250. В примерном варианте осуществления процессор 243 исполняет алгоритм, например алгоритм, определяемый вышеприведенным уравнением под номером (5), для вычисления изменения (ΔA) поглощения света, вызываемого только кровью в пальце. Затем упомянутое количественное вычисление поглощения света кровью можно использовать для определения характеристики крови. Например, посредством сравнения вычисленного значения поглощения света с предварительно заданными значениями, соответствующими разным уровням глюкозы, хранящимися в памяти (не показанной), можно определить уровень глюкозы у пользователя.
Сложность, связанная с методами определения по пульсирующему кровотоку в пальце, заключается в низком отношении сигнал/шум («S/N»), так как амплитуда циклического профиля (т.е. разность между пиком и долиной) обычно составляет 1%-2% от суммарного фототока, вырабатываемого энергией света, проходящего сквозь образец (например, палец человека). Чтобы получить отношение S/N (сигнал/шум) 100:1, при определении ΔA фоновый шум устройства, применяемого для измерения поглощения света образцом, не должен быть больше чем 3,0×10-5 по оптической плотности (размаху колебаний), в пределах 10-Гц полосы пропускания.
Однако получение уровня 3,0×10-5 фонового шума (по размаху колебаний) оптической плотности в пределах 10 Гц полосы пропускания является сложной задачей, при низких уровнях энергии света, которые применяются в некоторых батарейных ручных устройствах неинвазивного измерения химических веществ в крови.
Одно известное решение заключается в усреднении данных. Чтобы повысить отношение S/N (сигнал/шум), чтобы извлечь концентрацию глюкозы в крови, при дополнительной калибровке используют усредненное значение ΔA, определяемое приведенным далее уравнением: 
Другое решение заключается в увеличении энергии освещения. Однако вследствие ограничений по размеру некоторых устройств возможно, было бы недопустимо или, возможно, было бы неэкономично увеличивать энергию освещения для достижения требуемого уровня фонового шума (например, вследствие расхода батареи). Следовательно, существует потребность в системе и способе увеличения количества энергии света, который может регистрироваться упомянутыми устройствами, без значительного увеличения размера устройства, энергии освещения и потребления энергии батареи.
На фиг.3 изображена конфигурация обычного известного устройства для измерения количества света, поглощенного образцом (например, пальцем человека). Лампа 302 генерирует излучение или ближнее инфракрасное («NIR») излучение или световые пучки в диапазоне от 700 нм до 1600 нм. Генерируемые световые пучки ближнего инфракрасного диапазона (NIR-световые пучки) поступают на входную апертуру 304 и проходят сквозь образец. NIR-световые пучки, прошедшие сквозь образец, проходят через выходную апертуру 306 на линзу 308. Линза 308 коллимирует световые пучки и проецирует их на линейку 310 фильтров и затем линейку 312 детекторов. Устройство содержит также защитный корпус 314 для предотвращения попадания паразитного света на фотодетекторы.
Оптическая система, показанная на фиг.3, характеризуется очень низким оптическим кпд (коэффициентом полезного действия). Свет поступает в образец через входную апертуру 304. Обычно для приспособления к небольшим размерам детского пальца входная апертура 304 имеет диаметр не более чем приблизительно 0,25 (1/4) дюйма (6,35 мм). Свет, пропущенный сквозь образец, собирается через выходную апертуру 306. Выходная апертура 306 обычно имеет диаметр не более чем приблизительно 0,25 (1/4) дюйма (6,35 мм). Большая часть энергии света, испускаемого лампой 302, не может достигать целевой зоны из-за небольшого телесного угла освещения. Оптическая конфигурация, показанная на фиг.3, также характеризуется небольшим телесным углом сбора света. Свет распространяется через выходную апертуру 306 под образцом в полном телесном угле 2π. Суммарная энергия света, собранного с использованием оптической системы, показанной на фиг.3, составляет обычно около 10% от энергии света, распространяющегося через апертуру 306. Кроме того, распределение полной энергии света в диапазоне от 700 нм до 1600 нм передается на каждый детектор в линейке 312 детекторов, и каждый детектор обычно регистрирует только относительно узкую, ~10 нм полосу длин волн. По существу, до 98% (или более) энергии света расходуется непроизводительно.
На фиг.4A изображена оптическая измерительная система 400 выполнения оптической регистрации биологического образца в соответствии с примерным, первым альтернативным вариантом осуществления. Система содержит световую осветительную воронку 412, которая может быть изготовлена в соответствии с методами, описанными ниже со ссылкой на фиг.5. Небольшой источник 402 света, например лампа, расположен внутри внутреннего участка световой осветительной воронки 412 и формирует множество световых пучков 404, 406, 408, 410. Каждый из световых пучков 404, 406, 408, 410 характеризуется одинаковым диапазоном длин волн, например, от приблизительно 700 нм до приблизительно 1600 нм. Хотя оптическая измерительная система 400, представленная в настоящем описании, формирует четыре (4) световых пучка, предполагается, что источник света можно изменить для формирования меньшего числа световых пучков или дополнительных световых пучков в других вариантах осуществления.
Световые пучки 404, 406, 408, 410 от источника 402 света выходят из световой осветительной воронки 412 через выходное отверстие 416, при этом некоторые из пучков отражаются боковыми стенками воронки. Диаметр выходного отверстия 416 световой осветительной воронки 412 больше, чем или равен диаметру 414 воронки вблизи переднего конца. Электроды 413 и 415 источника 402 света подсоединены к плате 401 управления лампой. Например, в соответствии с первым вариантом осуществления диаметр 414 воронки равен приблизительно 0,125 (1/8) дюйма (3,18 мм), и диаметр выходного отверстия 416 равен приблизительно 0,25 (1/4) дюйма (6,35 мм). Соответственно в противоположность конфигурации, изображенной на фиг.3, световая осветительная воронка 412 фокусирует световые пучки 404, 406, 408, 410 в том же самом общем направлении к верху образца. Световая осветительная воронка может значительно увеличить суммарную энергию света, получаемую намеченной зоной, в сравнении с конфигурацией, представленной на фиг.3, и, следовательно, существенно повысить отношение S/N (сигнал/шум).
На фиг.5 представлен вид в поперечном сечении примерной световой воронки 512. Световую воронку 512 можно применять как световую осветительную воронку, например, 412, показанную на фиг.4A, 4B или 4C, или светособирательную воронку, например, 434, показанную на фиг.4C. Примерная световая воронка 512 имеет, по существу, цилиндрическую внешнюю стенку 502 с диаметром D1 и внутренний участок, образованный внутренней стенкой 506, которая имеет, по существу, усеченно-коническую форму. Внутренний участок воронки имеет диаметр D2 на переднем конце 504. Воронка имеет выходное отверстие 508 на заднем конце. Отверстие 508 (для выхода света) имеет диаметр D3, который больше чем D2. Расстояние между двумя концами равно L, и угол полураствора усеченно-конической формы внутренней поверхности равен α. Например, угол полураствора может быть меньше чем приблизительно 45 градусов. В примерном варианте осуществления значение угла α полураствора находится в пределах от приблизительно 5 до приблизительно 25 градусов. Световая воронка 512 может быть сформирована из пластика, металла или другого подходящего материала, или смеси/слоев материала с любым(и) требуемым(и) показателем(ями) преломления. В соответствии с одним аспектом световая воронка 512 сформирована из металла, и поверхность внутренней стенки 506 выполнена с высоким коэффициентом отражения. При использовании световой осветительной воронки суммарную энергию освещения, получаемую намеченной зоной, можно увеличить в 3 - 4 раза в сравнении с конфигурацией освещения, представленной на фиг.3.
На фиг.6 изображено примерное оптическое устройство, которое обозначено в общем позицией 600, и которое содержит источник 606 света, например лампу, и световую осветительную воронку 612. Печатная плата («PCB») 602 для управления питанием лампы может быть расположена вблизи или в контакте с передним концом световой осветительной воронки. Источник 606 света, например лампа, подсоединен к плате 602 проводами, которые проходят через передний конец воронки. Источник 606 света, например лампа, может быть смонтирован на PCB (печатной плате) 602. PCB (печатная плата) 602 получает электрическое питание по линиям 604 питания, которые подсоединены к источнику питания, например, источнику 201 питания, например батарее, показанной на фиг.2. Когда электрическое питание подается по линиям 604 питания, источник 606 света, например лампа, формирует множество световых пучков, например световых пучков 404, 406, 408 и 410, показанных на фиг.4A, 4B и 4C. Положение источника 606 света, например лампы, внутри воронки можно регулировать для максимального увеличения энергии освещения, получаемой большим отверстием 608 (выходным отверстием для света).
В примерном варианте осуществления световая осветительная воронка 612 смонтирована на PCB (печатной плате) 602 при помощи винтов, контактных столбиков или других соединительных средств. Усеченно-коническая форма внутренней поверхности световой осветительной воронки 612 служит для концентрации и фокусировки световых пучков 404, 406, 408, 410, показанных на фиг.4A, 4B и 4C, от лампы в общем в конический пучок, направленный к пальцу.
Как также показано на фиг.4A, световые пучки 404, 406, 408, 410 ослабляются образцом и компонентами оптической измерительной системы 400. Затем ослабленные световые пучки проходят выходную апертуру 418, собираются конденсорной линзой 420, например асферической линзой. Пучки 421, выходящие из конденсорной линзы 420, например асферической линзы, могут проходить после этого сквозь фильтры 426 в детекторы 428.
Преимущество применения конденсорной линзы 420, например асферической линзы, для сбора света заключается в ее большом телесном угле для сбора света. При надлежащем подборе конфигурации суммарную энергию света, получаемого каждым детектором, можно увеличить в 3-4 раза, когда используют конденсорную линзу 420, например асферическую линзу, для сбора света, распространяющегося из целевой зоны, в сравнении с конфигурацией сбора света, показанной на фиг.3. Комбинация с использованием световой осветительной воронки 412 и конденсорной линзы 420, например асферической линзы, в качестве коллектора света может увеличить суммарную энергию света, получаемого каждым детектором, в число раз от приблизительно девяти до приблизительно шестнадцати в сравнении с оптической конфигурацией, показанной на фиг.3.
Блок 428 детекторов расположен под конденсорной линзой 420, например асферической линзой, и может содержать множество светочувствительных устройств, например линейку фотодиодов. Каждое из светочувствительных устройств регистрирует свет в конкретной области спектра. В примерном варианте осуществления интерференционный светофильтр 426 размещен сверху каждого светочувствительного устройства.
Процессор, например процессор 243, показанный на фиг.2, может быть соединен с блоком 428 детекторов и сконфигурирован с возможностью вычисления изменения токовых сигналов, сформированных светочувствительными устройствами. Например, как изложено выше со ссылкой на фиг.2, процессор 243 исполняет алгоритм, например, выраженный уравнением (5), для вычисления изменения (ΔA) поглощения света, вызванного исключительно кровью в пальце. Затем данное количественное вычисление поглощения света кровью можно использовать для определения характеристики крови.
На фиг.4B изображен предпочтительный вариант осуществления оптической конфигурации, предназначенной для выполнения оптической регистрации биологического образца и обозначенной общей позицией 460. Источник 402 света формирует множество световых пучков 404, 406, 408, 410. Источник 402 света может быть, например, источниками света с нитью накала или инфракрасными светоизлучающими диодами. В соответствии с одним аспектом оптической измерительной системы 460 каждый из световых пучков 404, 406, 408, 410 характеризуется одинаковым диапазоном длин волн, например, от 700 нм до 1600 нм. Хотя оптическая измерительная система 460, представленная в настоящем описании, формирует четыре (4) световых пучка, предполагается, что источник света можно изменить для формирования меньшего числа световых пучков или дополнительных световых пучков в других вариантах осуществления. Световые пучки 404, 406, 408, 410 от источника 402 света выходят из световой осветительной воронки 412 через выходное отверстие 416. Диаметр выходного отверстия 416 световой осветительной воронки 412 больше, чем или равен диаметру 414 отверстия наверху, через которое два электрода 413 и 415 источника 402 света подсоединены к плате 401 управления лампой. Например, в соответствии с одним вариантом осуществления диаметр входного отверстия 414 равен приблизительно 0,125 (1/8) дюйма (3,18 мм), и диаметр выходного отверстия 416 равен приблизительно 0,25 (1/4) дюйма (6,35 мм). Соответственно в противоположность конфигурации, изображенной на фиг.3, световая осветительная воронка 412 фокусирует световые пучки 404, 406, 408, 410 в том же самом общем направлении к кончику пальца пользователя. Световая осветительная воронка может значительно увеличить суммарную энергию света, получаемую намеченной зоной, в сравнении с конфигурацией, представленной на фиг.3, и, следовательно, существенно повысить отношение S/N (сигнал/шум).
В примерном предпочтительном варианте осуществления, представленном на фиг.4B, обозначенном позицией 460, световые пучки 404, 406, 408, 410 ослабляются образцом и компонентами оптической измерительной системы. Затем ослабленные NIR-световые пучки проходят выходную апертуру 418, собираются конденсорной линзой 420, например асферической линзой, и проецируются на устройство 422 пропускания на основе дифракционной решетки. Пропускающая дифракционная решетка 422 выполняет угловое разложение различных составляющих длин волн смешанных NIR-световых пучков в спектр с длинами волн, монотонно возрастающими в направлении, обозначенном стрелкой 430. Другими словами, поскольку угол дифракции зависит от длины волны, то разные составляющие длины волн световых пучков направляются дифракционной решеткой 422 по разным направлениям. Затем оптический спектр 424, создаваемый на выходе пропускающей дифракционной решетки 422 (устройство пропускания), может быть сужен дополнительной линейкой 426 интерференционных фильтров. Свет регистрируется линейкой 428 фотодетекторов (например, фотодиодов). Детекторы в линейке 428 могут быть расположены так, что детекторы, настроенные на конкретный оптический спектр, получают свет от пропускающей дифракционной решетки 422 в пределах данного спектра. Например, линейку 426 светофильтров можно выполнить с расчетом на монотонное возрастание центральной длины волны каждого интерференционного светофильтра для совпадения с соответствующей составляющей длиной волны спектра после пропускающей дифракционной решетки 422. Следует понимать, что применение светофильтров, например линейки 426 светофильтров, является дополнительной возможностью и необязательно.
В сравнении с собирательной оптической конструкцией, показанной на фиг.3, в которой вся световая энергия, распределенная в диапазоне от 700 нм до 1600 нм, направляется на каждый детектор, подход с применением пропускающей дифракционной решетки будет ограничивать спектр, направляемый на каждый детектор составляющими длинами волн вблизи центральной длины волны детектора (и/или соответствующего фильтра). В результате количество непроизводительно расходуемого света резко уменьшается, и энергию света, получаемого фотодиодами, можно увеличить в 10-20 раз в сравнении со светособирательной конфигурацией, описанной со ссылкой на фиг.4A. Следовательно, комбинация с использованием световой осветительной воронки 412, конденсорной линзы 420, например асферической линзы, в качестве коллектора света и пропускающей дифракционной решетки 422 в качестве устройства разнесения по длинам волн может увеличить энергию света, получаемого фотодиодами, в число раз от приблизительно 100 до приблизительно 200 в сравнении с оптической конфигурацией, показанной на фиг.3.
На фиг.4C изображен примерный второй альтернативный вариант осуществления, обозначенный общей позицией 462. Хотя оптическая измерительная система 462, представленная в настоящем описании, формирует четыре (4) световых пучка, предполагается, что источник света можно изменить для формирования меньшего числа световых пучков или дополнительных световых пучков в других вариантах осуществления. Световые пучки 404, 406, 408, 410 от источника 402 света выходят из световой осветительной воронки 412 через выходное отверстие 416. Диаметр выходного отверстия 416 световой осветительной воронки 412 больше чем или равен диаметру 414 отверстия наверху, через которое два электрода 413 и 415 источника 402 света подсоединены к плате 401 управления лампой. Например, в соответствии с одним вариантом осуществления диаметр входного отверстия 414 равен приблизительно 0,125 (1/8) дюйма (3,18 мм), и диаметр выходного отверстия 416 равен приблизительно 0,25 (1/4) дюйма (6,35 мм). Световая осветительная воронка 412 освещает образец (например, палец). Световые пучки 404, 406, 408, 410 ослабляются образцом и компонентами оптической измерительной системы. Из образца исходят ослабленные световые пучки 436, 438, 444, 446. Ослабленные световые пучки 436, 438, 444, 446 входят в светособирательную воронку 434 через входное отверстие 442 (первое отверстие) и выходят из светособирательной воронки 434 через выходное отверстие 440 (второе отверстие). Диаметр входного отверстия 442 светособирательной воронки 434 меньше чем или равен диаметру выходного отверстия 440. Например, в соответствии с одним вариантом осуществления диаметр выходного отверстия 440 равен приблизительно 0,625 (5/8) дюйма (1,6 см), и диаметр входного отверстия 442 равен приблизительно 0,25 (1/4) дюйма (6,35 мм). Светособирательная воронка 434 может проецировать собранный свет на линейку 426 светофильтров.
Светособирательная воронка 434, которая может быть изготовлена в соответствии с методами, описанными ниже со ссылкой на фиг.5. Например, примерная светособирательная воронка 434 содержит, по существу, цилиндрическую внешнюю стенку 502 и центральное отверстие, ограниченное внутренней стенкой 506, которая имеет усеченно-коническую форму. Светособирательная воронка 434 также может быть выполнена из пластика, металла или другого подходящего материала, или смеси слоев материала с любым(и) требуемым(и) показателем(ями) преломления. Светособирательная воронка 434 может быть сформирована из металла, и поверхность внутренней стенки усеченно-конической формы можно выполнить с высоким коэффициентом отражения. Наблюдения показали, что общая собирательная эффективность светособирательной воронки 434 превышает 80%, что составляет восьмикратную эффективность, получаемую с использованием традиционной собирательной оптической конструкции, показанной на фиг.3. Комбинация с использованием световой осветительной воронки 412 и светособирательной воронки 434 может увеличить энергию света, получаемого детекторами, в число раз от приблизительно 20 до приблизительно 30 в сравнении с оптической конфигурацией, показанной на фиг.3
Линейка 426 фильтров и линейка 428 детекторов расположены под выходным отверстием 440 светособирательной воронки 434 и содержат множество светочувствительных устройств, например светочувствительных устройств 228, 230, 232, 234, показанных на фиг.2, например линейку фотодиодов. В примерном варианте осуществления каждое из светочувствительных устройств регистрирует свет с конкретной длиной волны.
Варианты осуществления изобретения могут также содержать способы применения вышеописанного устройства или светособирательной системы. Источник света может контактировать с объектом исследования через посредство осветительной воронки, достаточной для формирования пропускаемого, пропускаемого и отражаемого или отражаемого света. Пропущенный, пропущенный и отраженный или отраженный свет может входить в светособирательную систему и направляться, например, на один или более детекторов.
Таким образом, в настоящей заявке содержатся иллюстрации и описание нескольких вариантов осуществления изобретения. Как очевидно из вышеприведенного описания, некоторые аспекты настоящего изобретения не ограничены конкретными деталями примеров, проиллюстрированных в настоящем описании, и, следовательно, предполагается, что специалистами в данной области техники будут разработаны другие или эквивалентные модификации и применения. Формулировки «имеет», «имеющий», «содержит» и «содержащий», и аналогичные формулировки применяются, в контексте вышеприведенного описания, в смысле «применяются по желанию» или «могут содержать», а не в смысле «требуются». Однако специалистами в данной области техники после изучения описания и прилагаемых чертежей будут выявлены многочисленные изменения, модификации, варианты и другие применения и приложения настоящей конструкции. Все упомянутые изменения, модификации, варианты и другие применения и приложения, которые не выходят за пределы существа и объема изобретения, считаются охваченными настоящим изобретением, которое ограничено только формулой изобретения, которая приведена ниже. Следует понимать, что варианты осуществления, предложенные в настоящем описании, содержат все возможные комбинации признаков, описанных в любом из зависимых пунктов формулы изобретения.
Группа изобретений относится к медицине. Способ концентрации света реализуют с помощью оптического спектроскопического устройства для неинвазивного определения глюкозы в крови. Первая внешняя стенка устройства имеет передний и задний концы, внутреннюю и внешнюю поверхности, а также содержит отверстие на заднем конце с диаметром отверстия. Внутренний участок ограничен внутренней фотоотражательной поверхностью первой внешней стенки, имеет передний и задний концы и усеченно-коническую форму. Источник света расположен внутри внутреннего участка и выполнен с возможностью освещения образца, расположенного в целевой зоне. Фотодетекторы выполнены с возможностью регистрации света, проходящего от источника света и сквозь целевую зону. Внутренний участок имеет диаметр поперечного сечения на отверстии, равный диаметру отверстия, и второй диаметр поперечного сечения вблизи переднего конца, который меньше чем диаметр отверстия. Перпендикулярная линия делит усеченно-коническую форму на две равные части и продолжается от второго диаметра поперечного сечения до первого диаметра поперечного сечения. Угол полураствора усеченно-конической формы от перпендикулярной линии меньше сорока пяти градусов. Применение изобретений позволит повысить точность определения глюкозы в крови методом оптической спектроскопии за счет увеличения суммарной энергии света в намеченной зоне. 2 н. и 19 з.п. ф-лы, 6 ил.
1. Оптическое спектроскопическое устройство для неинвазивного определения глюкозы в крови, при этом устройство содержит:
первую внешнюю стенку, имеющую передний конец, задний конец, внутреннюю поверхность и внешнюю поверхность, причем внутренняя поверхность ограничивает внутренний участок, причем внутренний участок имеет передний конец и задний конец;
источник света, расположенный внутри внутреннего участка и выполненный с возможностью освещения образца, расположенного в целевой зоне; и
множество фотодетекторов, выполненных с возможностью регистрации света, проходящего от источника света и сквозь целевую зону;
причем первая внешняя стенка содержит отверстие на заднем конце, и отверстие имеет диаметр отверстия;
причем внутренний участок имеет, по существу, усеченно-коническую форму, при этом угол полураствора усеченно-конической формы от перпендикулярной линии, делящей на две равные части усеченно-коническую форму, продолжающуюся от второго диаметра поперечного сечения до первого диаметра поперечного сечения, меньше, чем приблизительно сорок пять градусов;
причем внутренний участок имеет диаметр поперечного сечения на отверстии, равный диаметру отверстия, и второй диаметр поперечного сечения вблизи переднего конца, который меньше, чем диаметр отверстия;
причем внутренняя поверхность является фотоотражательной.
2. Устройство по п. 1, в котором первая внешняя стенка содержит металл, и внутренняя поверхность отполирована.
3. Устройство по п. 2, в котором угол полураствора усеченно-конической формы больше, чем приблизительно пять градусов и меньше, чем приблизительно двадцать пять градусов.
4. Устройство по п. 1, дополнительно содержащее конденсорную линзу, расположенную под отверстием и выполненную с возможностью получения света, проходящего сквозь целевую зону.
5. Устройство по п. 4, в котором конденсорная линза является асферической линзой.
6. Устройство по п. 4, дополнительно содержащее апертуру, расположенную между целевой зоной и конденсорной линзой.
7. Устройство по п. 4, дополнительно содержащее:
множество светофильтров;
при этом каждый светофильтр из множества светофильтров расположен для приема света из конденсорной линзы и испускания отфильтрованного света на соответствующий фотодетектор из множества фотодетекторов; и
причем каждый фотодетектор из множества фотодетекторов настроен с возможностью регистрации света в спектре, испускаемом соответствующим светофильтром из множества светофильтров.
8. Устройство по п. 7, дополнительно содержащее апертуру, расположенную между целевой зоной и конденсорной линзой.
9. Устройство по п. 4, дополнительно содержащее дифракционную решетку, расположенную под конденсорной линзой.
10. Устройство по п. 9, дополнительно содержащее апертуру, расположенную между целевой зоной и конденсорной линзой.
11. Устройство по п. 9, дополнительно содержащее:
множество светофильтров;
при этом каждый светофильтр из множества светофильтров расположен для приема света из конденсорной линзы и испускания отфильтрованного света на соответствующий фотодетектор из множества фотодетекторов; и
причем каждый фотодетектор из множества фотодетекторов настроен с возможностью регистрации света в спектре, испускаемом соответствующим светофильтром из множества светофильтров.
12. Устройство по п. 1, дополнительно содержащее:
вторую внешнюю стенку, имеющую передний конец, задний конец, внутреннюю поверхность и внешнюю поверхность, при этом внутренняя поверхность ограничивает внутренний участок, причем внутренний участок имеет передний конец и задний конец;
причем внутренний участок второй внешней стенки содержит первое отверстие на переднем конце с первым диаметром поперечного сечения, и внутренний участок второй внешней стенки содержит второе отверстие на заднем конце со вторым диаметром поперечного сечения, и второй диаметр поперечного сечения больше, чем первый диаметр поперечного сечения;
причем внутренний участок имеет, по существу, усеченно-коническую форму и является фотоотражательным; и
причем целевая зона является расположенной между отверстием в первой внешней стенке и первым отверстием в переднем конце второй внешней стенки.
13. Устройство по п. 12, дополнительно содержащее:
множество светофильтров;
при этом каждый светофильтр из множества светофильтров расположен для приема света из второго отверстия на заднем конце второй внешней стенки и испускания отфильтрованного света на соответствующий фотодетектор из множества фотодетекторов; и
причем каждый фотодетектор из множества фотодетекторов настроен с возможностью регистрации света в спектре, испускаемом соответствующим светофильтром из множества светофильтров.
14. Устройство по п. 12, дополнительно содержащее апертуру, расположенную между целевой зоной и конденсорной линзой.
15. Способ концентрации света, использующий оптическое спектроскопическое устройство для неинвазивного определения глюкозы в крови, при этом способ содержит следующий этап:
применяют источник света, располагаемый внутри внутреннего участка первой внешней стенки, таким образом, чтобы освещать образец, и используют множество фотодетекторов для регистрации света, проходящего сквозь образец, при этом первая внешняя стенка содержит передний конец, задний конец, фотоотражательную внутреннюю поверхность и внешнюю поверхность, причем внутренняя поверхность ограничивает внутренний участок, внутренний участок имеет, по существу, усеченно-коническую форму, передний конец и задний конец, и первая внешняя стенка содержит отверстие на заднем конце, причем отверстие имеет диаметр отверстия, и внутренний участок имеет диаметр поперечного сечения на отверстии, равный диаметру отверстия, и второй диаметр поперечного сечения вблизи переднего конца, который меньше, чем диаметр отверстия.
16. Способ концентрации света по п. 15, дополнительно содержащий этап применения конденсорной линзы, располагаемой под отверстием, для получения света сквозь образец.
17. Способ концентрации света по п. 16, в котором конденсорная линза является асферической линзой.
18. Способ концентрации света по п. 16, дополнительно содержащий этап применения апертуры, располагаемой между образцом и конденсорной линзой.
19. Способ концентрации света по п. 16, дополнительно содержащий следующий этап:
применяют множество светофильтров, при этом каждый светофильтр из множества светофильтров располагают для приема света из конденсорной линзы и испускания отфильтрованного света на соответствующий фотодетектор из множества фотодетекторов, и каждый фотодетектор из множества фотодетекторов настроен с возможностью регистрации света в спектре, испускаемом соответствующим светофильтром из множества светофильтров.
20. Способ концентрации света по п. 15, дополнительно содержащий следующие этапы:
применяют вторую внешнюю стенку, имеющую передний конец, задний конец, внутреннюю поверхность и внешнюю поверхность, при этом внутренняя поверхность ограничивает внутренний участок, причем внутренний участок имеет, по существу, усеченно-коническую форму, является фотоотражательным и имеет передний конец и задний конец, и внутренний участок второй внешней стенки содержит первое отверстие на переднем конце с первым диаметром поперечного сечения, и внутренний участок второй внешней стенки содержит второе отверстие на заднем конце со вторым диаметром поперечного сечения, и второй диаметр поперечного сечения больше, чем первый диаметр поперечного сечения; и
помещают образец между отверстием в первой внешней стенке и первым отверстием в переднем конце второй внешней стенки.
21. Способ концентрации света по п. 20, дополнительно содержащий следующий этап:
применяют множество светофильтров, при этом каждый светофильтр из множества светофильтров располагают для приема света из второго отверстия на заднем конце второй внешней стенки и испускания отфильтрованного света на соответствующий фотодетектор из множества фотодетекторов, и каждый фотодетектор из множества фотодетекторов настраивают для регистрации света в спектре, испускаемом соответствующим светофильтром из множества светофильтров.
| EP 1300712 A2, 09.04.2003 | |||
| US 6865408 B1, 08.03.2005 | |||
| US 2009079964 A1, 26.03.2009 | |||
| US 5361758 A, 08.11.1994 | |||
| УСТРОЙСТВО ДЛЯ ИСПОЛЬЗОВАНИЯ В ПРИБОРЕ ДЛЯ ИЗМЕРЕНИЯ КОНЦЕНТРАЦИИ ИССЛЕДУЕМОГО ВЕЩЕСТВА В ПРОБЕ БИОЛОГИЧЕСКОЙ ЖИДКОСТИ | 1997 |
|
RU2188425C2 |
| US 6208788 B1, 27.03.2001 | |||
| US 3963327 A, 15.06.1976. | |||
