[go: up one dir, main page]

RU2595488C2 - Оптическое спектроскопическое устройство для неинвазивного определения глюкозы в крови и соответствующий способ применения - Google Patents

Оптическое спектроскопическое устройство для неинвазивного определения глюкозы в крови и соответствующий способ применения Download PDF

Info

Publication number
RU2595488C2
RU2595488C2 RU2011144084/14A RU2011144084A RU2595488C2 RU 2595488 C2 RU2595488 C2 RU 2595488C2 RU 2011144084/14 A RU2011144084/14 A RU 2011144084/14A RU 2011144084 A RU2011144084 A RU 2011144084A RU 2595488 C2 RU2595488 C2 RU 2595488C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
light
hole
wall
inner portion
diameter
Prior art date
Application number
RU2011144084/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2011144084A (ru
Inventor
Чжи СЮЙ
Original Assignee
Дзе Кьюрейторз Оф Дзе Юниверсити Оф Миссури
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Дзе Кьюрейторз Оф Дзе Юниверсити Оф Миссури filed Critical Дзе Кьюрейторз Оф Дзе Юниверсити Оф Миссури
Publication of RU2011144084A publication Critical patent/RU2011144084A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2595488C2 publication Critical patent/RU2595488C2/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue
    • A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
    • G01J3/02—Details
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
    • G01J3/02—Details
    • G01J3/0205—Optical elements not provided otherwise, e.g. optical manifolds, diffusers, windows
    • G01J3/0216—Optical elements not provided otherwise, e.g. optical manifolds, diffusers, windows using light concentrators or collectors or condensers
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
    • G01J3/02—Details
    • G01J3/10—Arrangements of light sources specially adapted for spectrometry or colorimetry
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
    • G01J3/12—Generating the spectrum; Monochromators
    • G01J3/18—Generating the spectrum; Monochromators using diffraction elements, e.g. grating
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
    • G01J3/28—Investigating the spectrum
    • G01J3/42—Absorption spectrometry; Double beam spectrometry; Flicker spectrometry; Reflection spectrometry
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
    • G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
    • G01N21/35—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light
    • G01N21/359—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light using near infrared light
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
    • G01J3/12—Generating the spectrum; Monochromators
    • G01J2003/1226—Interference filters
    • G01J2003/1239—Interference filters and separate detectors

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Optical Measuring Cells (AREA)

Abstract

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.

Description

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:
T V = I V I 0
Figure 00000001
 (1);
и
T P = I P I 0
Figure 00000002
 (2).
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:
Δ A = A V − A P = log ( I P I V )
Figure 00000003
 (5).
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: Δ A ¯ = ∑ j = 1 M Δ A j
Figure 00000004
 . В данном уравнении M является числом сердечных сокращений в течение временного интервала измерения пульсирующего кровотока. Однако вышеупомянутый подход требует продолжительного сбора данных из-за того, что частота сердечных сокращений имеет порядок одного раза в секунду. Например, для повышения отношения S/N (сигнал/шум) в пять раз потребуется 25 секунд и для повышения отношения S/N (сигнал/шум) в 10 раз потребуется 100 секунд. Для сравнения современные коммерческие измерители глюкозы с отбором проб крови могут определять уровень глюкозы в крови в течение 5 секунд. Кроме того, длительное время обнаружения будет значительно увеличивать погрешности измерений вследствие перемещения пальца, дрейфа энергии света, температурных изменений и т.п.
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.

Claims (21)

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.
RU2011144084/14A 2009-04-01 2010-03-23 Оптическое спектроскопическое устройство для неинвазивного определения глюкозы в крови и соответствующий способ применения RU2595488C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US16554709P 2009-04-01 2009-04-01
US61/165,547 2009-04-01
PCT/US2010/028255 WO2010114736A1 (en) 2009-04-01 2010-03-23 Optical spectroscopy device for non-invasive blood glucose detection and associated method of use

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2011144084A RU2011144084A (ru) 2013-05-10
RU2595488C2 true RU2595488C2 (ru) 2016-08-27

Family

ID=42825408

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2011144084/14A RU2595488C2 (ru) 2009-04-01 2010-03-23 Оптическое спектроскопическое устройство для неинвазивного определения глюкозы в крови и соответствующий способ применения

Country Status (9)

Country Link
US (1) US8552359B2 (ru)
EP (1) EP2413784B1 (ru)
JP (1) JP2012522579A (ru)
CN (1) CN102438511B (ru)
AU (1) AU2010232841B2 (ru)
BR (1) BRPI1010304B1 (ru)
CA (1) CA2789658C (ru)
RU (1) RU2595488C2 (ru)
WO (1) WO2010114736A1 (ru)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2023068954A1 (ru) * 2021-10-19 2023-04-27 Олег Олегович ТИХОНЕНКО Способ неинвазивного определения состава крови
RU2795554C2 (ru) * 2018-12-14 2023-05-05 Тяньцзинь Санрайз Текнолоджис Дивелопмент Ко., Лтд. Способ, устройство, система и носимое устройство неинвазивного детектирования для элемента ткани
US12303263B2 (en) 2018-12-14 2025-05-20 Tianjin Sunrise Technologies Development Co., Ltd. Non-invasive detection method, device, system and wearable apparatus for tissue element

Families Citing this family (25)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
BRPI0909825B8 (pt) 2008-03-25 2021-06-22 Univ Missouri método e sistemas para detecção não-invasiva de glicose sanguíneo utilizando dados espectrais de um ou mais componentes que não a glicose
EP3556290A1 (en) 2008-05-22 2019-10-23 St. Louis Medical Devices, Inc. Method and system for non-invasive optical blood glucose detection utilizing spectral data analysis
RU2595488C2 (ru) 2009-04-01 2016-08-27 Дзе Кьюрейторз Оф Дзе Юниверсити Оф Миссури Оптическое спектроскопическое устройство для неинвазивного определения глюкозы в крови и соответствующий способ применения
US9714865B2 (en) * 2012-10-26 2017-07-25 Sony Corporation Light condensing unit, light condensing method, and optical detection system
CN103078160B (zh) * 2013-01-15 2015-09-23 武汉大学 一种微波超分辨率聚焦装置
WO2014137357A1 (en) * 2013-03-08 2014-09-12 Alethus, Inc. Optically discriminative detection of matters in tissues and turbid media and applications for non-invasive assay
JP5864639B2 (ja) * 2014-02-20 2016-02-17 シャープ株式会社 測定装置
US9459201B2 (en) 2014-09-29 2016-10-04 Zyomed Corp. Systems and methods for noninvasive blood glucose and other analyte detection and measurement using collision computing
RU2703638C9 (ru) 2014-10-02 2019-11-25 Конинклейке Филипс Н.В. Оптический датчик жизненных показателей
US10267956B2 (en) 2015-04-14 2019-04-23 California Institute Of Technology Multi-wavelength optical dielectric metasurfaces
US10881336B2 (en) * 2015-08-21 2021-01-05 California Institute Of Technology Planar diffractive device with matching diffraction spectrum
US10670782B2 (en) 2016-01-22 2020-06-02 California Institute Of Technology Dispersionless and dispersion-controlled optical dielectric metasurfaces
US9554738B1 (en) 2016-03-30 2017-01-31 Zyomed Corp. Spectroscopic tomography systems and methods for noninvasive detection and measurement of analytes using collision computing
US10215703B2 (en) * 2016-11-11 2019-02-26 B&W Tek Llc Apparatus and method for performing spectroscopic analysis of a subject using a frustum shaped reflective cavity
US10488651B2 (en) 2017-04-10 2019-11-26 California Institute Of Technology Tunable elastic dielectric metasurface lenses
US12484836B2 (en) 2018-01-22 2025-12-02 Spectricity Optical response measurement from skin and tissue using spectroscopy
EP3787485A4 (en) 2018-04-30 2021-12-22 Nueon Inc. BIOLOGICAL ANALYSIS SYSTEMS AND METHODS
KR102680471B1 (ko) 2018-10-23 2024-07-03 삼성전자주식회사 소형 분광 유닛 및 생체 신호 측정 장치
KR102693439B1 (ko) * 2018-11-20 2024-08-07 삼성전자주식회사 스펙트럼 측정 장치, 스펙트럼의 광원 온도 변화 보정 방법, 농도 추정 장치 및 방법
EP4003164A1 (de) 2019-08-30 2022-06-01 MetraLabs GmbH Neue Technologien und Systeme System zur erfassung von bewegungsabläufen und/oder vitalparametern einer person
KR102834795B1 (ko) * 2019-09-11 2025-07-15 삼성전자주식회사 렌즈, 렌즈가 적용된 광원 장치 및 분석 물질의 농도 추정 장치
JPWO2022070421A1 (ru) * 2020-10-02 2022-04-07
US20220142516A1 (en) * 2020-11-06 2022-05-12 Nueon Inc. Method and systems for using surrogate markers to improve nutrition, fitness, and performance
CN113288137B (zh) * 2021-07-06 2023-06-27 中科搏锐（北京）科技有限公司 一种全脑域血氧检测探头
CN116518346A (zh) * 2023-04-07 2023-08-01 浙江极氪智能科技有限公司 氛围灯装置及其调节方法、车辆

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3963327A (en) * 1973-11-23 1976-06-15 Ulnic France Device for operating frusto-conical optical concentrators
US5361758A (en) * 1988-06-09 1994-11-08 Cme Telemetrix Inc. Method and device for measuring concentration levels of blood constituents non-invasively
US6208788B1 (en) * 1998-07-29 2001-03-27 Ultradent Products, Inc. Apparatus and methods for concentrating light through fiber optic funnels coupled to dental light guides
RU2188425C2 (ru) * 1996-08-09 2002-08-27 Лайфскен Инк. Устройство для использования в приборе для измерения концентрации исследуемого вещества в пробе биологической жидкости
EP1300712A2 (en) * 2001-10-05 2003-04-09 Nicotech Limited Optical systems including reflectors
US6865408B1 (en) * 2001-04-11 2005-03-08 Inlight Solutions, Inc. System for non-invasive measurement of glucose in humans

Family Cites Families (134)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2441343A (en) 1944-07-07 1948-05-11 Borg Warner Photoelectric ring gauge
US3621268A (en) 1967-12-19 1971-11-16 Int Standard Electric Corp Reflection type contactless touch switch having housing with light entrance and exit apertures opposite and facing
US3954560A (en) 1970-05-06 1976-05-04 Commissariat A L'energie Atomique Nuclear fuel assembly
US3910701A (en) 1973-07-30 1975-10-07 George R Henderson Method and apparatus for measuring light reflectance absorption and or transmission
US4014321A (en) 1974-11-25 1977-03-29 March Wayne F Non-invasive glucose sensor system
JPS56156138A (en) * 1980-04-30 1981-12-02 Matsushita Electric Works Ltd Pulse detecting sensor
SU1193541A1 (ru) 1981-01-14 1985-11-23 Краснодарское Отделение Всесоюзного Ордена Трудового Красного Знамени Научно-Исследовательского Института Источников Тока Фотометр
US4632559A (en) 1982-11-29 1986-12-30 Miles Laboratories, Inc. Optical readhead
US4655225A (en) 1985-04-18 1987-04-07 Kurabo Industries Ltd. Spectrophotometric method and apparatus for the non-invasive
DK282085D0 (da) 1985-06-21 1985-06-21 Radiometer As Fremgangsmaade og apparat til bestemmelse af blodkomponenter
US4781195A (en) 1987-12-02 1988-11-01 The Boc Group, Inc. Blood monitoring apparatus and methods with amplifier input dark current correction
DE3818229C1 (ru) 1988-05-28 1989-12-07 Messerschmitt-Boelkow-Blohm Gmbh, 8012 Ottobrunn, De
US5009230A (en) 1988-05-31 1991-04-23 Eol, Inc. Personal glucose monitor
US5077476A (en) 1990-06-27 1991-12-31 Futrex, Inc. Instrument for non-invasive measurement of blood glucose
US5204532A (en) 1989-01-19 1993-04-20 Futrex, Inc. Method for providing general calibration for near infrared instruments for measurement of blood glucose
US5086229A (en) 1989-01-19 1992-02-04 Futrex, Inc. Non-invasive measurement of blood glucose
US5028787A (en) 1989-01-19 1991-07-02 Futrex, Inc. Non-invasive measurement of blood glucose
WO1990013092A1 (en) 1989-04-25 1990-11-01 Bio-Monitor, Inc. Method and apparatus for analyzing information gathered from symmetric areas of a living organism
US5183042A (en) 1989-05-23 1993-02-02 Vivascan Corporation Electromagnetic method and apparatus to measure constituents of human or animal tissue
US5137023A (en) 1990-04-19 1992-08-11 Worcester Polytechnic Institute Method and apparatus for monitoring blood analytes noninvasively by pulsatile photoplethysmography
US5112124A (en) 1990-04-19 1992-05-12 Worcester Polytechnic Institute Method and apparatus for measuring the concentration of absorbing substances
US5222496A (en) 1990-02-02 1993-06-29 Angiomedics Ii, Inc. Infrared glucose sensor
IE77034B1 (en) * 1990-06-27 1997-11-19 Futrex Inc Non-invasive masurement of blood glucose
US5638818A (en) * 1991-03-21 1997-06-17 Masimo Corporation Low noise optical probe
AU2767692A (en) 1991-10-03 1993-05-03 Medtronic, Inc. Method and apparatus for determining hematocrit in blood
US5255171A (en) 1991-11-27 1993-10-19 Clark L Douglas Colored light source providing intensification of initial source illumination
AU1364292A (en) * 1992-02-28 1993-09-13 Theodore E. Cadell Non-invasive device and method for determining concentrations of various components of blood or tissue
EP0626819A4 (en) 1992-12-10 1996-10-23 Sunshine Med Instr Inc Non-invasive blood glucose measurement.
US5398681A (en) 1992-12-10 1995-03-21 Sunshine Medical Instruments, Inc. Pocket-type instrument for non-invasive measurement of blood glucose concentration
DE4243142A1 (de) 1992-12-19 1994-06-23 Boehringer Mannheim Gmbh Vorrichtung zur in-vivo-Bestimmung einer optischen Eigenschaft des Kammerwassers des Auges
US5515847A (en) 1993-01-28 1996-05-14 Optiscan, Inc. Self-emission noninvasive infrared spectrophotometer
US5615672A (en) 1993-01-28 1997-04-01 Optiscan, Inc. Self-emission noninvasive infrared spectrophotometer with body temperature compensation
US5313941A (en) 1993-01-28 1994-05-24 Braig James R Noninvasive pulsed infrared spectrophotometer
JP3577335B2 (ja) 1993-06-02 2004-10-13 浜松ホトニクス株式会社 散乱吸収体計測方法及び装置
JP3345481B2 (ja) 1993-09-22 2002-11-18 興和株式会社 脈波分光計
US5423983A (en) 1994-02-07 1995-06-13 Chiang; Jean Oil filter with a magnetic unit
US5553613A (en) 1994-08-17 1996-09-10 Pfizer Inc. Non invasive blood analyte sensor
US5615673A (en) 1995-03-27 1997-04-01 Massachusetts Institute Of Technology Apparatus and methods of raman spectroscopy for analysis of blood gases and analytes
AU6256196A (en) 1995-06-07 1996-12-30 Blackbox, Inc. Method for noninvasive intermittent and/or continuous hemogl obin, arterial oxygen content, and hematocrit determination
US6517283B2 (en) 2001-01-16 2003-02-11 Donald Edward Coffey Cascading chute drainage system
US5743262A (en) 1995-06-07 1998-04-28 Masimo Corporation Blood glucose monitoring system
US6025597A (en) 1995-10-17 2000-02-15 Optiscan Biomedical Corporation Non-invasive infrared absorption spectrometer for measuring glucose or other constituents in a human or other body
FI100164B (fi) * 1995-11-29 1997-10-15 Instrumentarium Oy Pulssioksimetrianturi
US5703364A (en) 1996-02-15 1997-12-30 Futrex, Inc. Method and apparatus for near-infrared quantitative analysis
US5666956A (en) 1996-05-20 1997-09-16 Buchert; Janusz Michal Instrument and method for non-invasive monitoring of human tissue analyte by measuring the body's infrared radiation
AU3721997A (en) 1996-07-19 1998-02-10 Alexander K. Mills Device for noninvasive determination of blood parameters
US6120460A (en) 1996-09-04 2000-09-19 Abreu; Marcio Marc Method and apparatus for signal acquisition, processing and transmission for evaluation of bodily functions
US5910109A (en) 1997-02-20 1999-06-08 Emerging Technology Systems, Llc Non-invasive glucose measuring device and method for measuring blood glucose
GB9704737D0 (en) 1997-03-07 1997-04-23 Optel Instr Limited Biological measurement system
US7890158B2 (en) 2001-06-05 2011-02-15 Lumidigm, Inc. Apparatus and method of biometric determination using specialized optical spectroscopy systems
EP1019970A1 (en) 1997-09-25 2000-07-19 University of Bristol Optical irradiation device
US6043492A (en) 1997-10-27 2000-03-28 Industrial Technology Research Institute Non-invasive blood glucose meter
US6006119A (en) 1998-02-04 1999-12-21 Polestar Technologies, Inc. Non-invasive optical measurement of blood hematocrit
WO1999039631A1 (en) 1998-02-05 1999-08-12 In-Line Diagnostics Corporation Method and apparatus for non-invasive blood constituent monitoring
US6275692B1 (en) 1998-02-11 2001-08-14 Telefonaktiebolaget L M Ericsson (Publ) Server request including code for customizing service to requesting cellular mobile station
US6721582B2 (en) 1999-04-06 2004-04-13 Argose, Inc. Non-invasive tissue glucose level monitoring
US6097975A (en) 1998-05-13 2000-08-01 Biosensor, Inc. Apparatus and method for noninvasive glucose measurement
ATE221665T1 (de) 1998-06-24 2002-08-15 Transderm Technologies Llc Nichtinvasiven transdermal detektion von analyten
AU4634799A (en) 1998-07-04 2000-01-24 Whitland Research Limited Non-invasive measurement of blood analytes
JP2000083933A (ja) * 1998-07-17 2000-03-28 Nippon Koden Corp 生体組織中吸光物質濃度測定装置
US6064898A (en) 1998-09-21 2000-05-16 Essential Medical Devices Non-invasive blood component analyzer
US6424851B1 (en) 1998-10-13 2002-07-23 Medoptix, Inc. Infrared ATR glucose measurement system (II)
US6134458A (en) 1998-12-15 2000-10-17 Futrex Inc. Light probe for a near-infrared body chemistry measurement instrument
US6067463A (en) * 1999-01-05 2000-05-23 Abbott Laboratories Method and apparatus for non-invasively measuring the amount of glucose in blood
US6151517A (en) 1999-01-22 2000-11-21 Futrex Inc. Method and apparatus for noninvasive quantitative measurement of blood analytes
IL129790A0 (en) 1999-03-09 2000-02-29 Orsense Ltd A device for enhancement of blood-related signals
US6337564B2 (en) 1999-04-13 2002-01-08 Alcoa Inc. Detecting and classifying hard and soft inclusions in liquid metal
US20020010563A1 (en) 1999-06-15 2002-01-24 S. Michael Ratteree Method for achieving and verifying increased productivity in an industrial process
US6205354B1 (en) 1999-06-18 2001-03-20 University Of Utah Method and apparatus for noninvasive measurement of carotenoids and related chemical substances in biological tissue
CA2382197A1 (en) 1999-08-19 2001-02-22 Washington State University Research Foundation Methods for determining the physiological state of a plant
JP2003508745A (ja) 1999-08-31 2003-03-04 シーエムイー テレメトリクス インコーポレーテッド 近赤外、隣接可視スペクトルおよびより長い近赤外波長のアレイを使用する被分析対象の判定方法
EP1251772B1 (en) 1999-12-22 2012-11-14 Orsense Ltd. A method of optical measurements for determining various parameters of the patient's blood
HK1047027B (en) 1999-12-28 2009-05-08 RF Science & Technology, Inc. Method and apparatus for non-invasive analysis of blood glucose
US7806831B2 (en) 2000-03-02 2010-10-05 Itamar Medical Ltd. Method and apparatus for the non-invasive detection of particular sleep-state conditions by monitoring the peripheral vascular system
GB0013964D0 (en) 2000-06-09 2000-08-02 Whitland Res Ltd Monitor
IL136673A0 (en) 2000-06-11 2001-06-14 Orsense Ltd A method and device for measuring the concentration of glucose or other substance in blood
US6655810B2 (en) * 2000-06-21 2003-12-02 Fujitsu Display Technologies Corporation Lighting unit
US6522903B1 (en) 2000-10-19 2003-02-18 Medoptix, Inc. Glucose measurement utilizing non-invasive assessment methods
US7403804B2 (en) * 2001-04-11 2008-07-22 Trutouch Technologies, Inc. Noninvasive determination of alcohol in tissue
US6574490B2 (en) 2001-04-11 2003-06-03 Rio Grande Medical Technologies, Inc. System for non-invasive measurement of glucose in humans
US20020161289A1 (en) 2001-04-30 2002-10-31 Hopkins George W. Detector array for optical spectrographs
DE10123633A1 (de) 2001-05-09 2003-02-06 Ego Elektro Geraetebau Gmbh Sensorelement
AU2002355272A1 (en) 2001-07-25 2003-02-17 Argose, Inc. Adjunct quantitative system and method for non-invasive measurement of in vivo analytes
DE10138071A1 (de) 2001-08-03 2003-02-27 Georg Knott Bestrahlungsvorrichtung
RU2234242C2 (ru) 2002-03-19 2004-08-20 Федеральное государственное унитарное предприятие Научно-исследовательский институт "Полюс" Способ определения состояния биологической ткани и диагностическая система для его реализации
US20060063983A1 (en) 2002-03-25 2006-03-23 Ken-Ichi Yamakoshi Non-invasive blood component value measuring instrument and method
US6684099B2 (en) 2002-04-04 2004-01-27 Inlight Solutions, Inc. Apparatus and method for reducing spectral complexity in optical sampling
CN1474175B (zh) * 2002-04-15 2010-05-26 黄鹰 超精细光谱成像仪或系统
US6928569B2 (en) 2002-07-19 2005-08-09 Texas Instruments Incorporated Automatic output delay timing adjustment for programmable glitch filter
US7133711B2 (en) 2002-08-07 2006-11-07 Orsense, Ltd. Method and system for decomposition of multiple channel signals
US7233817B2 (en) 2002-11-01 2007-06-19 Brian Yen Apparatus and method for pattern delivery of radiation and biological characteristic analysis
US20040106163A1 (en) 2002-11-12 2004-06-03 Workman Jerome James Non-invasive measurement of analytes
JP2004267613A (ja) 2003-03-11 2004-09-30 Olympus Corp グルコース濃度測定装置
US6968221B2 (en) 2003-03-14 2005-11-22 Futrex, Inc. Low-cost method and apparatus for non-invasively measuring blood glucose levels
KR100464324B1 (ko) 2003-03-17 2005-01-03 삼성전자주식회사 목적물의 성분농도 측정방법 및 장치
JP2004290544A (ja) 2003-03-28 2004-10-21 Citizen Watch Co Ltd 血液分析装置
US6958039B2 (en) 2003-05-02 2005-10-25 Oculir, Inc. Method and instruments for non-invasive analyte measurement
US6968222B2 (en) 2003-05-02 2005-11-22 Oculir, Inc. Methods and device for non-invasive analyte measurement
US7266400B2 (en) 2003-05-06 2007-09-04 Orsense Ltd. Glucose level control method and system
US20040225206A1 (en) 2003-05-09 2004-11-11 Kouchnir Mikhail A. Non-invasive analyte measurement device having increased signal to noise ratios
US6993372B2 (en) 2003-06-03 2006-01-31 Orsense Ltd. Method and system for use in non-invasive optical measurements of blood parameters
US20040258563A1 (en) 2003-06-23 2004-12-23 Applera Corporation Caps for sample wells and microcards for biological materials
US20060224057A1 (en) 2003-10-21 2006-10-05 Oculir, Inc. Methods for non-invasive analyte measurement
US7020506B2 (en) 2003-11-06 2006-03-28 Orsense Ltd. Method and system for non-invasive determination of blood-related parameters
JP4488873B2 (ja) * 2004-03-02 2010-06-23 シーシーエス株式会社 光照射装置
CN2694097Y (zh) 2004-03-12 2005-04-20 刘金星 Led光源照明灯泡
US20060258918A1 (en) 2004-04-14 2006-11-16 Oculir, Inc. Combination Analyte Measurement Device and Method of Use
US7313425B2 (en) 2004-07-08 2007-12-25 Orsense Ltd. Device and method for non-invasive optical measurements
WO2006024015A1 (en) 2004-08-24 2006-03-02 The General Hospital Corporation Method and apparatus for imaging of vessel segments
JP2008510559A (ja) * 2004-08-27 2008-04-10 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 分光分析用の透過式撮像
US7262844B2 (en) 2005-01-13 2007-08-28 The Curators Of The University Of Missouri Ultrasensitive spectrophotometer
CA2597234A1 (en) 2005-02-09 2006-08-17 Inlight Solutions, Inc. Methods and apparatuses for noninvasive determinations of analytes
US7616368B2 (en) 2005-02-23 2009-11-10 Pixtronix, Inc. Light concentrating reflective display methods and apparatus
US7957780B2 (en) 2005-03-01 2011-06-07 Masimo Laboratories, Inc. Physiological parameter confidence measure
JP2008537903A (ja) 2005-04-13 2008-10-02 グルコライト・コーポレーシヨン Ｏｃｔが基になった血糖モニターのデータ処理および較正方法
US7409239B2 (en) 2005-05-05 2008-08-05 The Hong Kong Polytechnic University Method for predicting the blood glucose level of a person
US20090116006A1 (en) * 2005-06-07 2009-05-07 Omron Healthcare Co., Ltd. Biological information measuring sensor
US7254432B2 (en) 2005-08-17 2007-08-07 Orsense Ltd. Method and device for non-invasive measurements of blood parameters
JP4830693B2 (ja) 2005-08-24 2011-12-07 日本光電工業株式会社 酸素飽和度測定装置及び測定方法
CN100403331C (zh) 2005-09-16 2008-07-16 中国科学技术大学 基于虹膜和人脸的多模态生物特征身份识别系统
JP2007185348A (ja) * 2006-01-13 2007-07-26 Olympus Corp 生体情報検出装置
US20090270700A1 (en) 2006-04-21 2009-10-29 Koninklijke Philips Electronics N.V. Non-invasive glucose sensor
JP4245014B2 (ja) * 2006-08-09 2009-03-25 ソニー株式会社 バックライト装置、光源装置、レンズ、電子機器及び導光板
US20080049445A1 (en) * 2006-08-25 2008-02-28 Philips Lumileds Lighting Company, Llc Backlight Using High-Powered Corner LED
EP2073694A4 (en) 2006-09-27 2010-12-08 Woolsthorpe Technologies Llc METHOD AND APPARATUS FOR INDEXING PULSE AMPLITUDE
WO2008076353A2 (en) 2006-12-15 2008-06-26 Futrex Inc. Optical spectrophotometer
US8029164B2 (en) 2007-05-21 2011-10-04 Goldeneye, Inc. LED light recycling cavity with integrated optics
CN103637768B (zh) 2007-09-13 2017-08-08 圣路易斯医疗器械有限公司 光学装置组件
EP2198268B1 (en) 2007-10-04 2022-03-16 St. Louis Medical Devices, Inc. Optical apparatus for determining a blood characteristic
US7961305B2 (en) 2007-10-23 2011-06-14 The Curators Of The University Of Missouri Optical device components
BRPI0909825B8 (pt) 2008-03-25 2021-06-22 Univ Missouri método e sistemas para detecção não-invasiva de glicose sanguíneo utilizando dados espectrais de um ou mais componentes que não a glicose
EP3556290A1 (en) 2008-05-22 2019-10-23 St. Louis Medical Devices, Inc. Method and system for non-invasive optical blood glucose detection utilizing spectral data analysis
US8515509B2 (en) 2008-08-04 2013-08-20 Cercacor Laboratories, Inc. Multi-stream emitter for noninvasive measurement of blood constituents
RU2595488C2 (ru) 2009-04-01 2016-08-27 Дзе Кьюрейторз Оф Дзе Юниверсити Оф Миссури Оптическое спектроскопическое устройство для неинвазивного определения глюкозы в крови и соответствующий способ применения

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3963327A (en) * 1973-11-23 1976-06-15 Ulnic France Device for operating frusto-conical optical concentrators
US5361758A (en) * 1988-06-09 1994-11-08 Cme Telemetrix Inc. Method and device for measuring concentration levels of blood constituents non-invasively
RU2188425C2 (ru) * 1996-08-09 2002-08-27 Лайфскен Инк. Устройство для использования в приборе для измерения концентрации исследуемого вещества в пробе биологической жидкости
US6208788B1 (en) * 1998-07-29 2001-03-27 Ultradent Products, Inc. Apparatus and methods for concentrating light through fiber optic funnels coupled to dental light guides
US6865408B1 (en) * 2001-04-11 2005-03-08 Inlight Solutions, Inc. System for non-invasive measurement of glucose in humans
EP1300712A2 (en) * 2001-10-05 2003-04-09 Nicotech Limited Optical systems including reflectors

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2795554C2 (ru) * 2018-12-14 2023-05-05 Тяньцзинь Санрайз Текнолоджис Дивелопмент Ко., Лтд. Способ, устройство, система и носимое устройство неинвазивного детектирования для элемента ткани
US12303263B2 (en) 2018-12-14 2025-05-20 Tianjin Sunrise Technologies Development Co., Ltd. Non-invasive detection method, device, system and wearable apparatus for tissue element
WO2023068954A1 (ru) * 2021-10-19 2023-04-27 Олег Олегович ТИХОНЕНКО Способ неинвазивного определения состава крови

Also Published As

Publication number Publication date
CN102438511A (zh) 2012-05-02
US8552359B2 (en) 2013-10-08
CA2789658A1 (en) 2010-10-07
CA2789658C (en) 2017-11-07
RU2011144084A (ru) 2013-05-10
AU2010232841B2 (en) 2014-04-24
EP2413784C0 (en) 2024-07-17
US20100252721A1 (en) 2010-10-07
EP2413784A1 (en) 2012-02-08
JP2012522579A (ja) 2012-09-27
WO2010114736A1 (en) 2010-10-07
CN102438511B (zh) 2014-11-26
EP2413784B1 (en) 2024-07-17
AU2010232841A1 (en) 2011-11-10
BRPI1010304A2 (pt) 2016-03-15
HK1169934A1 (en) 2013-02-15
EP2413784A4 (en) 2014-01-22
BRPI1010304B1 (pt) 2021-10-19

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2595488C2 (ru) Оптическое спектроскопическое устройство для неинвазивного определения глюкозы в крови и соответствующий способ применения
US7809418B2 (en) Optical device components
US7961305B2 (en) Optical device components
US20240298936A1 (en) Method and system for non-invasive optical blood glucose detection utilizing spectral data analysis
US7961304B2 (en) Optical device components
HK1169934B (en) Optical spectroscopy device for non-invasive blood glucose detection and associated method of use
HK1151351B (en) Optical device components
HK1149182A (en) Optical device components

Legal Events

Date Code Title Description
PC41 Official registration of the transfer of exclusive right

Effective date: 20170210

MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20200324