Способ и система для неинвазивного оптического определения глюкозы крови, используя спектральный анализ данных

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к средствам определения глюкозы в биологической пробе. Системы для определения глюкозы содержат, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области биологической пробы, по меньшей мере, один датчик света, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света, процессор, выполненный с возможностью вычислять аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, с отношением "сигнал-шум", по меньшей мере, 20:1 и на основе вычисленной аттенуации определять уровень глюкозы крови, связанный с биологической пробой, присутствующей в целевой области. При этом вычисленная аттенуация основана на стандартном отклонении логарифма тока, зависящего от времени, сгенерированного мощностью света из той же самой целевой области биологической пробы, либо на аппроксимации стандартного отклонения логарифма тока, либо аттенуация вычисляется с использованием разности между пиком и впадиной изменения поглощения света за счет крови в биологической пробе относительно времени, которая вычисляется процессором как функция стандартного отклонения логарифма тока, зависящего от времени, поделенного на коэффициент пропорциональности, в соответствии с уравнением где A(t) является изменением в поглощении света за счет крови в биологической пробе как функция времени, ΔA является разностью между пиком и впадиной графика A(t) во время временного интервала одного сердечного сокращения, I_D(t) - ток, зависящий от времени, logI_D(t) - логарифм тока, зависящего от времени, k - коэффициент пропорциональности, σ[A(t)] - стандартное отклонение A(t) и σ[logI_D(t)] - стандартное отклонение logI_D(t), либо - вычисляется с помощью коэффициента нормализации. Процессор также может быть выполнен с возможностью принимать выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычислять аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, и исключать эффект неопределенности, вызванный температурно-зависимой характеристикой датчика, по меньшей мере, одного датчика света, путем вычисления стандартного отклонения логарифма сигнала напряжения, зависящего от времени, и на основе вычисленной аттенуации определять уровень глюкозы крови, связанный с биологической пробой, присутствующей в целевой области. Способы определения характеризуют работу заявленных систем. Использование изобретения позволяет снизить ошибки при извлечении информации о характеристиках крови. 15 н. и 40 з.п. ф-лы, 4 ил.

 

ПЕРЕКРЕСТНАЯ ССЫЛКА НА РОДСТВЕННЫЕ ЗАЯВКИ

По настоящей заявке на патент испрашивается приоритет по предварительной заявке на патент США № 61/055303, зарегистрированной 22 мая 2008 г., включенной в настоящее описание посредством ссылки, а испрашивается приоритет по предварительной заявке на патент США № 61/089152 зарегистрированной 15 августа 2008 г., включенной в настоящее описание посредством ссылки.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Диабет является хронической болезнью, которая, если запущена, со временем приводит к серьезному нарушению работы многих систем тела, в том числе, нервной системы, кровеносных сосудов, глаз, почек и сердца. По оценкам Национального института диабета и болезней пищеварения и почек (NIDDK), 23,6 миллионов человек или 7,8 процентов населения Соединенных Штатов в 2007 г. были больны диабетом. В мире, по оценке Всемирной организации здравоохранения (WHO) диабетом болеют более 180 миллионов человек и это количество, как ожидается, увеличится до 366 миллионов к 2030 г., 30,3 миллионов из которых - в Соединенных Штатах. Согласно оценкам WHO, в 2005 г. от диабета умерли приблизительно 1,1 миллиона человек. Предполагается, что смерть от диабета повсеместно увеличится более чем на 50% между 2006 г. и 2015 г. и более чем на 80% в странах с доходом выше среднего.

Существенным является экономическое бремя, налагаемое диабетом на людей и общество, в целом. Согласно оценкам Американской Ассоциации диабета, общие ежегодные затраты на диабет в 2007 г. составили в Соединенных Штатах 174 миллиарда долларов США. По сравнению с 2002 г. это увеличение на 42 миллиарда долларов. Это 32-процентное увеличение означает, что сумма в долларах растет более чем на 8 миллиардов долларов ежегодно.

Жизненно важным элементом управления диабетом является самоконтроль концентрации глюкозы крови (SMBG) диабетиками в домашней среде. Часто проверяя уровни глюкозы крови, диабетики могут лучше организовывать лечение, диету и физическую нагрузку, чтобы поддерживать управление и предотвращать долгосрочные отрицательные последствия для здоровья. Фактически, испытания по контролю диабета и осложнений (DCCT), которые проводили 1441 диабетиков в течение нескольких лет, показали, что из тех, кто следовал программе интенсивного контроля с многочисленными анализами содержания сахара в крови каждый день, по сравнению с группой стандартного лечения, только у одной четверти развивалась диабетическая болезнь глаз, только у половины развивалась болезнь почек, только у трети развивалась болезнь нервной системы и у гораздо меньшего количества людей, которые уже имели ранние формы этих трех осложнений, состояние ухудшалось.

Однако, существующие на сегодня способы контроля не способствуют регулярному их использованию из-за неудобного и болезненного характера взятия крови через кожу перед анализом, что заставляет многих диабетиков быть не столь прилежными, какими они должны были бы быть для хорошего контроля глюкозы крови. В результате, неинвазивное измерение концентрации глюкозы является желательной и полезной эволюцией для управления диабетом. Неинвазивный монитор позволит проводить тестирование многократно каждый день без боли и гораздо более приемлем для детей, страдающих диабетом. Согласно исследованию, опубликованному в 2005 г., (J. Wagner, C. Malchoff, и G. Abbott, Diabetes Technology&Therapeutics, 7(4) 2005, 612-619), с помощью неинвазивного устройства контроля глюкозы крови люди, страдающие диабетом, могли бы выполнять SMBG более часто и повысить качество жизни.

Существует множество неинвазивных подходов для определения глюкозы крови. Один из способов неинвазивного обнаружения химических веществ в крови содержит сбор и анализ данных спектров света.

Извлечение информации о характеристиках крови, таких как концентрация глюкозы, из спектральных или других данных, полученных при спектроскопии, является сложной задачей из-за наличия компонентов (например, кожи, жира, мышц, костей, тканевой жидкости), присутствующих, помимо крови, в области измерений. Такие посторонние компоненты могут влиять на эти сигналы таким образом, что показания изменяются. В частности, результирующий сигнал может быть намного большим по величине, чем часть сигнала, которая соответствует крови, и поэтому способность точно извлечь информацию о характеристиках крови ограничивается.

Настоящее изобретение направлено на преодоление одной или более из проблем, изложенных выше.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

В аспекте настоящего изобретения раскрывается система для определения глюкозы в биологической пробе. Эта система содержит, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, который является индикатором определенной мощности света, и процессор, который принимает выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычисляет аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, с отношением "сигнал-шум", по меньшей мере, 20:l, и, на основе вычисленной аттенуации определяет уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области.

В другом варианте настоящего изобретения раскрывается система для определения глюкозы в биологической пробе. Система содержит, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света, и процессор, который принимает выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычисляет аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, с помощью коэффициента нормализации и на основе вычисленной аттенуации определяет уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области.

В еще одном варианте настоящего изобретения раскрывается система для определения глюкозы в биологической пробе. Система содержит, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, который является индикатором определенной мощности света, и процессор, который принимает выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычисляет аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, с помощью коэффициента отношения, и на основе вычисленной аттенуации определяет уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области.

В еще одном другом варианте данного изобретения раскрывается система для определения глюкозы в биологической пробе. Система содержит, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, который является индикатором определенной мощности света, и процессор, который принимает выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычисляет аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, и исключает эффект неопределенности, вызванный температурно-зависимой характеристикой датчика, по меньшей мере, одного датчика света, и на основе вычисленной аттенуации определяет уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области.

В еще одном другом варианте настоящего изобретения раскрывается система для определения глюкозы в биологической пробе. Система содержит, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы, по меньшей мере, один датчик света, содержащий предварительный усилитель, имеющий резистор обратной связи, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, который является индикатором определенной мощности света, и процессор, который принимает выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычисляет аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, и исключает эффект неопределенности, вызванный температурно-зависимой характеристикой датчика, по меньшей мере, одного датчика света, и на основе вычисленной аттенуации определяет уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области.

В другом варианте настоящего изобретения раскрывается система для определения глюкозы в биологической пробе. Система содержит, по меньшей мере, один датчик света, имеющий предварительный усилитель и резистор обратной связи.

В еще одном другом варианте настоящего изобретения раскрывается способ определения глюкозы в биологической пробе. Способ заключается в том, что используют, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы, используют, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, который является индикатором определенной мощности света, принимают с помощью процессора выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и, основываясь на принятом выходном сигнале, вычисляют аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, с отношением "сигнал-шум", по меньшей мере, 20:l, и определяют уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области, основываясь на аттенуации, вычисленной процессором.

В еще одном другом варианте настоящего изобретения раскрывается способ определения глюкозы в биологической пробе. Способ заключается в том, что используют, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы, используют, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, который является индикатором определенной мощности света, принимают с помощью процессора выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и, основываясь на принятом выходном сигнале, вычисляют посредством процессора аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, с помощью коэффициента нормализации и определяют уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области, основываясь на аттенуации, вычисленной процессором.

В еще одном варианте настоящего изобретения раскрывается способ определения глюкозы в биологической пробе. Способ заключается в том, что используют, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы, используют, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света, принимают с помощью процессора выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света, вычисляют посредством процессора аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, с помощью коэффициента отношения, основываясь на принятом выходном сигнале, и определяют уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области, основываясь на вычисленной процессором аттенуации.

В другом варианте настоящего изобретения раскрывается способ определения глюкозы в биологической пробе. Способ заключается в том, что используют, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы, используют, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, содержащий ток, зависящий от времени, который является индикатором определенной мощности света, принимают с помощью процессора выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и, основываясь на принятом выходном сигнале, вычисляют с помощью процессора аттенуацию, свойственную крови в пробе, присутствующей в целевой области, с помощью коэффициента отношения, исключают с помощью процессора эффект неопределенности, вызванный температурно-зависимой характеристикой датчика, по меньшей мере, одного датчика света, и определяют с помощью процессора уровень глюкозы крови, связанный с пробой, присутствующей в целевой области, основываясь на вычисленной процессором аттенуации.

Выше приведены некоторые из неисчислимых вариантов настоящего изобретения и они не должны считаться исчерпывающим списком неисчислимых вариантов, связанных с настоящим изобретением.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Для лучшего понимания настоящего изобретения ссылка может делаться на сопроводительные чертежи, на которых:

Фиг. 1 - график пульсовой волны, соответствующей поглощению света артериальной кровью в соответствии с примером варианта осуществления;

Фиг. 2 - пример системы для получения спектральных данных;

Фиг. 3 - график A(t), вычисленный в соответствии с уравнением (9), использующим данные, приведенные на фиг. 1; и

Фиг. 4 - упрощенное представление схемы предварительного усилителя, преобразующего фототок в напряжение перед выполнением оцифровки.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

В последующем подробном описании приводятся многочисленные примеры конкретных подробностей, чтобы обеспечить всестороннее понимание изобретения. Однако, специалистам в данной области техники следует понимать, что настоящее изобретение может осуществляться на практике без этих конкретных подробностей или с различными модификациями подробностей. В других случаях, известные способы, процедуры и компоненты не описываются подробно, чтобы не затруднять понимание сущности настоящего изобретения.

Оптическая спектроскопия может использоваться для определения поглощенного и рассеянного количества света, то есть, ослабленного биологической пробой, такой, как палец человека. Измеряя количество света, поглощенное пробой, можно неинвазивно определить у пациента уровни глюкозы, холестерина и гемоглобина. Измерения на кончике пальца обычно предпочтительны из-за большой концентрации капилляров в кончике пальца и из-за преобразования артериальной крови в венозную кровь, которое происходит в кончике пальца. Однако, способы настоящего изобретения не ограничиваются использованием кончика пальца. Например, биологическая проба может быть взята из мочки уха человека.

Когда свет проходит через биологическую пробу, такую как палец человека, свет ослабляется различными компонентами пальца, содержащими кожу, мышцу, кость, жир, тканевую жидкость и кровь. Было замечено, однако, что поглощение света пальцем человека демонстрирует небольшой циклический характер, свойственный сокращению сердца. Считается, что этот циклический характер будет присутствовать в результатах измерений многих других частей тела человека, причем мочка уха является одним из многих примеров.

На фиг. 1 показан график 102 фототока датчика, I _D (t), который соответствует мощности света, принятой датчиком после того, как свет прошел через палец пациента. Как можно видеть, фототок датчика демонстрирует циклический характер. Этот циклический характер имеет место из-за сокращения сердца пациента, которое циклически увеличивает и уменьшает количество крови в капиллярах пациента (или в других структурах). Хотя величина циклического характера невелика по сравнению с общим фототоком, генерируемым датчиком, из циклического характера графика 102 может быть извлечена значительная информация. Например, полагая, что частота сердечных сокращений человека составляет шестьдесят ударов в минуту, время между началом любого удара пульса и концом этого удара пульса составляет одну секунду. В течение этого односекундного периода фототок будет иметь максимальное или показание 104 пика и минимальное или показание 106 впадины. Показание 104 пика на графике соответствует моменту, когда в капиллярах присутствует минимальное количество крови, а показание 106 впадины соответствует моменту, когда в капиллярах присутствует максимальное количество крови. Используя информацию, предоставленную пиком и впадиной циклического графика, исключаются оптическое поглощение и рассеивание составляющими большого пальца, которые не находятся в капиллярах, такими как кожа, жир, кости, мышца и тканевые жидкости. Эти основные составляющие части, которые не находятся в капиллярах, исключаются, потому что маловероятно, что они изменятся за время одного сердечного сокращения. Другими словами, свет, который поглощается и рассеивается, то есть, ослабляется кровью, может обнаруживаться, основываясь на пиках и впадинах графика 102.

Полагая, что пик циклического фототока, сгенерированного светочувствительным устройством, составляет I _p, соседняя впадина циклического фототока составляет I _v, и фототок, сгенерированный светочувствительным датчиком без пальца человека, составляет I ₀, коэффициенты пропускания, соответствующие пику и впадине фототока, могут быть определены как:

(1)

и

(2)

Соответствующие поглощения на пике и впадине:

(3)

и

(4)

Разность между A _v и A _p представляет поглощение и рассеивание света кровью в пальце, исключая составляющие, не относящиеся к крови:

(5)

Как можно видеть в алгоритме, показанном в уравнении (5), не зависит от I ₀. Таким образом, вычисление не требует определения тока, генерируемого датчиком света без пробы. Контроль фототока, соответствующего мощности света, прошедшего через пробу, достаточен, чтобы вычислить .

На фиг. 2 показана упрощенная блок-схема примера устройства для использования в примере варианта осуществления. Оптическая измерительная система, которая, в целом, указывается ссылочной позицией 200, использует "пульсирующую" концепцию для определения количества света, поглощаемого и рассеиваемого исключительно кровью в пробе (палец человека в этом примере варианта осуществления). Источник 201 электропитания, такой как батарея, обеспечивает электропитание для источника 202 света, который генерирует множество пучков 204, 206, 208, 210 света, направляемых к верхней части пальца пациента. В примере варианта осуществления каждый из пучков 204, 206, 208, 210 света имеет одну и ту же длину волны или диапазон различных длин волн, как правило, в пределах от 800 нм до 1600 нм. Хотя оптическая измерительная система 200 описывается здесь как генерирующая четыре (4) пучка света, предполагается, что источник 202 света может быть изменен, чтобы в других вариантах осуществления генерировать меньше пучков света или дополнительные пучки света.

Первая апертура 212 обеспечивает освещение пучками 204, 206, 208, 210 света целевой области пальца. Вторая апертура 214 обеспечивает освещение линзы 216 частью пучков света, прошедших через палец. Пучки 204, 206, 208, 210 света ослабляются пальцем и компонентами оптической измерительной системы 200 и, таким образом, ослабленные пучки 218, 220, 222, 224 света излучаются из пальца. Ослабленные пучки 218, 220, 222, 224 света освещают линзу 216 и линза 216 собирает ослабленные пучки 218, 220, 222, 224 света так, чтобы они более эффективно воздействовали на блок 226 датчиков.

Блок 226 датчиков располагается непосредственно под линзой 216 и содержит множество светочувствительных устройств (LSD) 228, 230, 232, 234, таких как матрица фотодиодов. В соответствии с одним аспектом оптической измерительной системы 200, каждое из светочувствительных устройств 228, 230, 232, 234 определяет конкретную длину волны света, что определяется соответствующими интерференционными фильтрами (IF) 236, 238, 240, 242, соответственно. Интерференционный фильтр пропускает одну или более спектральных полос или линий света и задерживает другие.

Каждое из светочувствительных устройств 228, 230, 232, 234 генерирует соответствующий сигнал фототока, пропорциональный мощности света, принятой конкретным светочувствительным устройством. Сигнал фототока, сгенерированный фотодиодом, может быть преобразован в другую форму сигнала, такую как сигнал аналогового напряжения или цифровой сигнал. Процессор 243 подключается к блоку 226 датчиков и выполнен с возможностью вычисления изменения сигналов 244, 246, 248, 250 фототока.

В соответствии с одним вариантом, процессор 243 выполняет такой алгоритм, как показано в уравнении (5), чтобы вычислить изменение поглощения () света, вызванное исключительно кровью в пальце. Вслед за этим, это количественное вычисление поглощения кровью света может использоваться, чтобы определить характеристику крови. Например, сравнивая вычисленное поглощение света с заданными значениями, соответствующими различным уровням глюкозы, хранящимся в запоминающем устройстве (не показано), может быть определен уровень глюкозы крови у пациента.

Трудность, связанная с пальцем, основанная на методике пульсирующего определения, заключается в низком отношении "сигнал-шум" (S/N), потому что амплитуда циклической кривой (то есть, разность между пиком и впадиной), как правило, составляет 1-2% от общего фототока, сгенерированного мощностью света, прошедшего через палец. Чтобы получить отношение S/N 100:1 при определении , базовый шум устройства, используемого для измерения поглощения света пальцем, должен быть не больше 3,0×10^-5 для поглощения (от пика к пику) в пределах ширины полосы 10 Гц.

Однако, базовый уровень 3,0×10^-5 для поглощения (от пика к пику) в пределах ширины полосы 10 Гц трудно получить при низких уровнях мощности света, которые используются некоторыми питаемыми от батареи ручными неинвазивными устройствами измерения химических свойств крови. Одним из решений является усреднение данных. Чтобы увеличить отношение S/N, при дальнейшем вычислении используется усредненное значение , как оно определяется приведенным ниже уравнением, чтобы получить концентрацию глюкозы крови:

(6)

В уравнении (6) М является количеством сердечных сокращений во время временного интервала пульсирующего измерения. Однако, этот подход требует длительного времени сбора данных из-за того, что частота сердечных сокращений имеет порядок одного сокращения в секунду. Например, чтобы увеличить отношение S/N в пять раз, необходимо 25 секунд, а чтобы увеличить отношение S/N на порядок, должно потребоваться 100 секунд. Для сравнения, существующие коммерческие измерители глюкозы крови могут определять уровень глюкозы крови в течение 5 секунд. Дополнительно, длительное время определения значительно увеличивает ошибки измерения из-за движения пальца, дрейфа мощности света, изменения температуры устройства и т. д. Таким образом, существует необходимость в новых способах измерения уровней глюкозы крови быстро и точно.

Улучшение отношение S/N за счет стандартного отклонения

Выходной сигнал I _D (t) фототока датчика, зависящий от времени, показанный на фиг. 1, может быть выражен как сумма зависящего от малого времени циклического фототока I(t), соответствующего сердечному сокращению, шумового тока n(t) и постоянного базового фототока I _B:

I _D (t)=I _B+ I(t)+n(t) (7)

Приведенное выше уравнение может быть преобразовано следующим образом:

(8)

Применяя десятичный логарифм к обеим сторонам уравнения (8), получаем:

(9)

На фиг. 3, в целом, обозначаемом ссылочной позицией 300, показан типовой график А(t) 302, вычисленный согласно уравнению (9), используя данные, приведенные на фиг. 1. Для пульсовой функции А(t), показанной на фиг. 3, в течение временного интервала одного сердечного сокращения существует следующее ключевое соотношение:

(10)

в котором [A(t)] является стандартным отклонением А(t), и k - коэффициент пропорциональности.

Учитывая тот факт, что I _B является константой и σ²(logI _B)=0, получаем:

[A(t)]=[logI _D (t)] (11)

Поэтому разность между пиком и впадиной графика А(t) во время временного интервала одного сердечного сокращения может быть получена непосредственно из стандартного отклонения логарифма I _D (t):

(12)

Главное преимущество уравнения (12) состоит в том, что высокое отношение S/N может быть достигнуто в пределах короткого времени сбора данных (приблизительно одна секунда), как объяснено ниже.

При пульсирующем измерении на основе пальца, показанном на фиг. 2, значение суммы I(t)+n(t), как правило, составляет меньше 2% от большого постоянного базового фототока I _B. Поэтому уравнение (9) может быть аппроксимировано следующим образом:

(13)

Аналогично, стандартное отклонение А(t) может быть аппроксимировано следующим образом:

(14)

Уравнение (14) демонстрирует большое снижение мощности шума относительно уравнения (12). Например, для относительно высокого базового шума с отношением =0,1 (или 10%), вклад в [A(t)] относительно базового шума n(t), оценивается как меньший, чем 0,005 (или 0,5%), соответствуя увеличению отношения S/N в 20 раз без увеличения времени определения. Также, весьма значительное подавление шума может быть получено без увеличения времени сбора данных и пульсирующее измерение на основе пальца может быть завершено в пределах временного интервала, равного продолжительности одного сердечного сокращения (которое составляет приблизительно одну секунду) и требование иметь отношение S/N 100:1 при определении A может быть удовлетворено, с помощью оптической системы с базовым шумом приблизительно 6,0×10^-4 для поглощения (от пика к пику) в полосе пропускания 10 Гц. Следует подчеркнуть, что когда базовый шум оптической системы определяется дробовым шумом из-за малой мощности освещающего света, снижение шума в 20 раз равняется увеличению мощности освещающего света в 20²=400 раз.

Эта возможность получения повышенного отношения S/N в пределах очень короткого времени сбора данных, например, меньше одной секунды, значительно уменьшает ошибку определения, вызванную такими факторами, как движение пальца, изменение температуры и дрейф мощности света во время измерения, и поэтому резко повысит точность и воспроизводимость пульсирующего способа определения.

Дополнительно, значение k не изменяется в зависимости от длины волны, потому что проходящий свет на всех длинах волн имеет идентичную форму импульса из-за сердечного сокращения. В результате, постоянная k будет исключена при нормализации данных, обсуждаемой в следующем разделе, и σ[logI _D (t)] будет использоваться в дополнительном анализе регрессии для установления корреляции между результатом оптического измерения и уровнем глюкозы крови. Это очень упростит процесс анализа данных, поскольку σ[logI _D (t)] содержит только две стандартные математические функции, доступные в большинстве популярных программ электронных таблиц, таких как Microsoft EXCEL®. EXCEL® является федерально зарегистрированной торговой маркой компании Microsoft Corporation, зарегистрированной по адресу One Microsoft Way, Redmond, Washington 98052-6399.

Нормализация

На каждой длине волны _i поглощение A(λ _i ) связывается с увеличением количества крови ( B) в области оптической чувствительности кончика пальца из-за сердечного сокращения согласно следующему уравнению:

(15)

в котором (С, _i, T) - коэффициент поглощения/рассеивания крови на длине волны _i, T - температура пальца и С - концентрация глюкозы крови. Следует хорошо понимать, что переменная Δ B отличается от человека к человеку и может изменяться даже от одного дня к другому для одного и того же человека.

Неопределенность может быть исключена из переменной Δ B, путем ввода коэффициента нормализации Q _i (C, T) на каждой длине волны λ _i, как определено приведенным ниже уравнением:

(16),

в котором N - общее количество используемых длин волн. Предпочтительно, N обычно находится в диапазоне от двадцати до тридцати.

На основе уравнений (12) и (16), Q _i (C, T) связывается с фототоком датчика на каждой длине волны _i, I _D( _i,t), следующим уравнением:

(17)

Как показано в уравнении (17), константа k исключается и σ будет использоваться при дальнейшем анализе регрессии, чтобы установить корреляцию между результатом оптического измерения и уровнем глюкозы крови. Это возможно, потому что данные берутся одновременно от всех каналов определения.

Корреляция между результатом оптического измерения и концентрацией глюкозы крови может быть установлена согласно следующему уравнению:

(18)

в котором C _optical является концентрацией глюкозы крови, спрогнозированной оптическим измерением, Q _i (C,T) определяется уравнениями (16) и (17), и a _i (T) является температурно-зависимым коэффициентом регрессии, соответствующим длине волны λ_i. Значения a _i (T) могут быть получены, используя надлежащие статистические способы, такие как частичная регрессия с наименьшими квадратами (PLS).

Уравнение (18) представляет идеальные случаи, когда большое количество калибровок может быть выполнено при различных температурах пальца. В действительности, часто может быть выполнено только ограниченное количество калибровок (например, 15-20) и каждая может быть выполнена при разной температуре пальца. При этом условии температура пальца может рассматриваться как независимая переменная и приведенное выше уравнение может быть аппроксимировано следующим образом:

(19)

в котором b _i - температурно-независимый коэффициент регрессии, соответствующий длине волны λ_i, и - коэффициент регрессии для температуры пальца. Значения b _i и могут быть получены, используя надлежащие статистические способы, такие как частичная регрессия с наименьшими квадратами (PLS).

Методология отношений

Альтернативно, неопределенность в переменной ΔB может быть исключена, вводя коэффициент Y _ij отношения на длине волны λ_i : $$$$

(20)

в котором j может быть любым числом от 1 до N, предполагая, что устройство собирает сигнал на всех N длинах волн.

Подобно алгоритму нормализации, обсужденному ранее, корреляция между результатом оптического измерения и уровнем глюкозы крови может быть установлена в соответствии со следующим уравнением:

(21)

в котором C _optical - концентрация глюкозы крови, спрогнозированная результатом оптического измерения, Y _ij (C,T) определяется уравнением (20) и f _i (T) - температурно-зависимый коэффициент регрессии, соответствующий длине волны λ_i. Значение f _i (T) может быть получено с использованием статистических способов, таких как частичная регрессия с наименьшими квадратами (PLS).

Уравнение (21) представляет идеальные случаи, когда большое количество калибровок может быть выполнено при различных температурах пальца. На практике часто может быть выполнено только ограниченное количество калибровок (например, 15-20) и каждая из них может быть выполнена при различной температуре пальца. При этом условии температура пальца может рассматриваться как независимая переменная и приведенное выше уравнение может быть аппроксимировано следующим образом:

(22)

в котором h _i - температурно-независимый коэффициент регрессии, соответствующий длине волны λ_i, и β - коэффициент регрессии для температуры пальца. Значения h _i и β могут быть получены, используя соответствующие статистические способы, такие, как частичная регрессия с наименьшими квадратами (PLS).

Исключение влияния температурно-зависимой характеристики устройства

Хорошо известно, что чувствительность датчика для кремниевого фотодиодного датчика является функцией длины волны и температуры. Для конфигурации устройства, показанной на фиг. 2, которая в целом обозначается ссылочной позицией 200, мощность света, принятая i-ым кремниевым датчиком, соответствующим длине волны λ_i, преобразуется в фототок в соответствии со следующим уравнением:

(23)

В приведенном выше уравнении (23), P(λ_i, t) - мощность света, принятая датчиком, S ₀(λ_i ) - фоточувствительность датчика на длине волны λ_i и при температуре 25°C, γ(λ_i) - температурный коэффициент фоточувствительности на длине волны λ_i, и T _Di(t) - температура i-ого фотодиодного датчика. Температурный коэффициент γ(λ_i ) меняется в зависимости от длины волны. Например, для фотодиодных датчиков серии Hamamatsu S 1337 γ(λ_i) колеблется от почти нуля на длине волны 900 нм до более чем 1,0%/°C на длине волны 1100 нм. Это создает потенциальную проблему для конфигурации устройства, показанного на фиг. 2, потому что очень трудно поддерживать температуру каждого отдельного диодного датчика постоянной в переносном устройстве, используемом человеком с диабетом в обычной домашней/офисной среде.

Эта неопределенность из-за температуры датчика T _Di(t) может быть исключена, используя алгоритм, показанный уравнениями (11) и (12). Применяя десятичный логарифм к обеим сторонам уравнения (23), получаем:

(24)

Учитывая тот факт, что S ₀(λ_i) является константой и что температура датчика T _Di(t) остается почти постоянной во время очень короткого интервала времени сбора данных, приблизительно равного одной секунде, получаем:

(25)

Также, посредством использования этого способа стандартного отклонения исключается неопределенность, вызванная температурой T _Di (t).

Режим определения по напряжению

В конфигурации устройства, показанной на фиг. 2, фототок I _D (λ_i, t) i-го фотодиодного датчика, как правило, перед оцифровкой преобразуется в напряжение, используя предварительный усилитель. На фиг. 4 показана упрощенная электрическая схема типового предварительного усилителя, который, в целом, обозначается ссылочной позицией 400.

Выходное напряжение 412 i-го предварительного усилителя 400 вместе с i-ым фотодиодным датчиком 408 может быть выражено следующим образом:

(26)

В приведенном выше уравнении (26), R _0i - значение резистора обратной связи 402 для i-го предварительного усилителя при температуре 25°C, χ_i - температурный коэффициент резистора, и T _Ri (t) - температура резистора. Применяя десятичный логарифм к обеим сторонам уравнения (26), получаем:

(27)

Учитывая тот факт, что R _i0 - величина постоянная и что температура T _Ri (t) резистора в течение очень короткого интервала времени сбора данных, равного приблизительно одной секунде, не изменяется, получаем:

(28)

Подставляя уравнение (25) в уравнение (28), получаем:

(29)

Также исключается неопределенность, вызванная температурой T _R (t) резистора.

В режиме определения по напряжению коэффициент нормализации в уравнении (17) может быть выражен следующим образом:

(30)

Математическая корреляция между результатом оптического измерения и концентрацией глюкозы крови может затем быть установлена в соответствии с уравнением (18) или уравнением (19) при соответствующих условиях калибровки.

Аналогично, коэффициент отношения, определенный уравнением (20), может быть выражен следующим образом:

(31)

Математическая корреляция между результатом оптического измерения и концентрацией глюкозы крови может быть затем установлена в соответствии с уравнением (21) или уравнением (22) при соответствующих условиях калибровки. Упрощенная электрическая схема типового предварительного усилителя 400 также содержит конденсатор 404 обратной связи, операционный усилитель 406 и заземление 410.

Оцифровка

Выходное напряжение 412 предварительного усилителя 400, обычно оцифровывается, используя аналого-цифровой преобразователь (ADC). Оцифрованный сигнал затем посылается в компьютер для анализа данных. Выходной сигнал i-го ADC, соединенного с i-ым предварительным усилителем, подключенным к i-ому фотодиоду 408, принимающему мощность света на длине волны λ_i, может быть выражен следующим уравнением:

(ADC)_i=(ADC)_0i+G_i{[I_D( _i,t)+I_Dark,i]R_i+A_0i} (32)

В приведенном выше уравнении (32) (ADC)_0i является смещением i-го ADC, G _i - номинальное усиление ADC, используемое при определении, I _D(λ_i,t) - фототок i-го фотодиодного датчика, I _Dark - темновой ток фотодиодного датчика, R _i=R _0i[l+χ_i (T _Ri (t)-25°C)] - сопротивление резистора обратной связи i-го предварительного усилителя, и A _0i - смещение i-го предварительного усилителя.

Вклад трех факторов, (ADC) _0i, I _Dark,i, и A _0i может быть исключен путем выполнения темнового измерения с источником света, выключенным непосредственно перед или после соответствующего измерения для пальца. Когда источник света выключен, приведенное выше уравнение (32) приобретает вид

(ADC)_Dark,i=(ADC)_0i+G_i(I_Dark,i)R_i+A_0i) (33)

Разность между двумя приведенными выше уравнениями (32) и (33) отражает выходной сигнал ADC, соответствующий фототоку:

Δ(ADC)_i=(ADC)_i-(ADC)_Dark,i=G_iI_D(λ_i, t)R_i (34)

Применяя десятичный логарифм к обеим сторонам уравнения (34), получаем:

log Δ(ADC)_i=logG _i+logI _D(λ_i, t)+logR _i (35)

G _i и R _i могут рассматриваться как константы, пока временной интервал между измерением пальца и темновым измерением является малым. Также, получаем:

σ[logΔ(ADC)_i]=σ[logI _D( _i,t)] (36)

Подставляя уравнение (25) в уравнение (36), далее получаем:

σ[log Δ(ADC)_i]=σ[logP(λ_i, t)] (37)

На основе уравнения (36) коэффициент нормализации, определяемый уравнением (17), может быть выражен следующим образом:

(38)

Математическая корреляция между результатом оптического измерения и концентрацией глюкозы крови может затем быть установлена в соответствии с уравнением (18) или (19) при соответствующих условиях калибровки.

Подобно нормализации, коэффициент отношения, определенный уравнением (20), может быть выражен следующим образом:

(39)

Корреляция между результатом оптического измерения и концентрацией глюкозы крови может затем быть установлена в соответствии с уравнением (21) или (22) при соответствующих условиях калибровки.

Таким образом, было показано и описано несколько вариантов осуществления изобретения, обладающего новизной. Как очевидно из предшествующего описания, определенные варианты настоящего изобретения не ограничиваются конкретными подробностями показанных здесь примеров и поэтому предполагается, что специалистам в данной области техники будут встречаться и другие модификации и применения или их эквиваленты. Термины "имеют", "имеет", "содержат" и "содержит" и подобные термины, как они используются в предшествующем описании, используются в смысле "необязательный", или "может содержать", а не как "требующийся". Многочисленные изменения, модификации, варианты и другие использования и применения настоящей конструкции, однако, станут очевидными для специалистов в данной области техники после рассмотрения описания и сопроводительных чертежей. Все такие изменения, модификации, варианты и другие использования и применения, которые не отступают от сущности и объема изобретения, считаются охваченными изобретением, которое ограничивается только приведенной далее формулой изобретения. Следует понимать, что раскрытые здесь варианты осуществления содержат любую и все комбинации признаков, описанных в любом из зависимых пунктов формулы изобретения.

1. Система для определения глюкозы в биологической пробе, содержащая:
по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области биологической пробы;
по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света,
причем выходной ток, зависящий от времени, является функцией базового тока, шумового тока и циклического тока, зависящего от времени и соответствующего сердечному сокращению,
процессор, выполненный с возможностью принимать выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычислять аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, с отношением "сигнал-шум", по меньшей мере, 20:1 и на основе вычисленной аттенуации определять уровень глюкозы крови, связанный с биологической пробой, присутствующей в целевой области, и
вычисленная аттенуация основана, по меньшей мере частично, на стандартном отклонении логарифма тока, зависящего от времени, сгенерированного мощностью света из той же самой целевой области биологической пробы.

2. Система для определения глюкозы в биологической пробе, содержащая:
по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области биологической пробы;
по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света,
причем выходной ток, зависящий от времени, является функцией базового тока, шумового тока и циклического тока, зависящего от времени, соответствующего сердечному сокращению,
процессор, выполненный с возможностью принимать выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычислять аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, с отношением "сигнал-шум", по меньшей мере, 20:1 и на основе вычисленной аттенуации определять уровень глюкозы крови, связанный с биологической пробой, присутствующей в целевой области, и
вычисленная аттенуация основана, по меньшей мере частично, на аппроксимации стандартного отклонения логарифма тока, зависящего от времени, сгенерированного мощностью света из той же самой целевой области биологической пробы.

3. Система для определения глюкозы в биологической пробе, содержащая:
по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области биологической пробы;
по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света,
процессор, выполненный с возможностью принимать выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычислять аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, с отношением "сигнал-шум", по меньшей мере, 20:1 с использованием разности между пиком и впадиной изменения поглощения света за счет крови в биологической пробе относительно времени, которая вычисляется процессором как функция стандартного отклонения логарифма тока, зависящего от времени, поделенного на коэффициент пропорциональности, в соответствии с уравнением: где A(t) является изменением в поглощении света за счет крови в биологической пробе как функция времени, ΔA является разностью между пиком и впадиной графика A(t) во время временного интервала одного сердечного сокращения, I_D(t) - ток, зависящий от времени, logI_D(t) - логарифм тока, зависящего от времени, k - коэффициент пропорциональности, σ[A(t)] - стандартное отклонение A(t) и σ[logI_D(t)] - стандартное отклонение logI_D(t), и на основе вычисленной аттенуации определять уровень глюкозы крови, связанный с биологической пробой, присутствующей в целевой области.

4. Система для определения глюкозы в биологической пробе, содержащая:
по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области биологической пробы;
по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света,
процессор, выполненный с возможностью принимать выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычислять аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, с помощью коэффициента нормализации и на основе вычисленной аттенуации определять уровень глюкозы крови, связанный с биологической пробой, присутствующей в целевой области,
причем процессор выполнен с возможностью вычислять коэффициент нормализации, используя стандартное отклонение логарифма тока, зависящего от времени, сгенерированного мощностью света из той же самой целевой области биологической пробы.

5. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 4, в которой процессор выполнен с возможностью вычисления коэффициента Q_i(C,T) нормализации для каждой длины волны из множества длин волн, причем i-я длина волны представлена как λ_i, основываясь на токе I_D(λ_i,t), зависящем от времени, в соответствии с уравнением: где σ[logI_D(λ_i,t)] - стандартное отклонение логарифма выходного тока I_D(λ_i,t), зависящего от времени, t - время, С - концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы и N - количество используемых длин волн.

6. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 5, в которой процессор выполнен с возможностью вычисления уровня C _optical глюкозы крови в соответствии с уравнением: , где Q_i(C,T) - коэффициент нормализации, a_i(Т) - температурно-зависимый коэффициент регрессии, соответствующий длине волны λ_i, и N - количество используемых длин волн.

7. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 6, в которой процессор выполнен с возможностью получать значения температурно-зависимого коэффициента a_i(T) регрессии, используя частичную регрессию наименьших квадратов.

8. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 5, в которой процессор выполнен с возможностью вычисления уровня C_optical глюкозы крови, основываясь на температурно-независимом коэффициенте регрессии пробы, в соответствии с уравнением: , где Q_i(C,T) - коэффициент нормализации, b_i - независимый от температуры пробы коэффициент регрессии, соответствующий длине волны λ_i, η - коэффициент регрессии для температуры пробы, С - концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы и N - количество используемых длин волн.

9. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 8, в которой процессор выполнен с возможностью получать значения независимого от температуры пробы коэффициента b_i регрессии и коэффициента регрессии для температуры η пробы, используя частичную регрессию наименьших квадратов.

10. Система для определения глюкозы в биологической пробе, содержащая:
по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области биологической пробы;
по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света, и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света, и
процессор, выполненный с возможностью принимать выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычислять аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, с помощью коэффициента отношения и на основе вычисленной аттенуации определять уровень глюкозы крови, связанный с биологической пробой, присутствующей в целевой области,
причем процессор выполнен с возможностью вычислять коэффициент отношения, используя стандартное отклонение логарифма тока, зависящего от времени, сгенерированного мощностью света из той же самой целевой области биологической пробы.

11. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 10, в которой процессор выполнен с возможностью вычисления коэффициента отношения Y_ij(C,T) для каждой длины волны из множества длин волн в соответствии с уравнением: где i-я длина волны представлена как λ_i, j-я длина волны представлена как λ_j, С - концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы, I_D(λ_i,t) - ток, зависящий от времени, σ[logI_D(λ_i,t)] - стандартное отклонение логарифма тока, зависящего от времени, и t время.

12. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 11, в которой процессор выполнен с возможностью вычисления уровня C_optical глюкозы крови, основываясь на коэффициента отношения Y_ij(C,T) и f_i(T), в соответствии с уравнением: , где f_i(T) является температурно-зависимым коэффициентом регрессии, соответствующим длине волны λ_i, и N - количество используемых длин волн.

13. Система для обнаружения глюкозы в биологической пробе по п. 12, в которой процессор выполнен с возможностью получать значения температурно-зависимого коэффициента регрессии, соответствующего длине волны λ_i, который равен f_i(T), используя частичную регрессию наименьших квадратов.

14. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 11, в которой процессор выполнен с возможностью вычисления уровня C_optical глюкозы крови, основываясь на температурно-независимом коэффициенте h_i регрессии, соответствующем длине волны λ_i, коэффициенте β регрессии для температуры T биологической пробы и коэффициенте отношения Y_ij(C,T) для каждой длины волны из множества N длин волн, в соответствии с уравнением:
.

15. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 14, в которой процессор выполнен с возможностью получать значения температурно-независимого коэффициента h_i регрессии и коэффициента β регрессии для температуры T биологической пробы, используя частичную регрессию наименьших квадратов.

16. Система для определения глюкозы в биологической пробе, содержащая:
по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области биологической пробы;
по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света, и
процессор, выполненный с возможностью принимать выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычислять аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, и исключать эффект неопределенности, вызванный температурно-зависимой характеристикой датчика, по меньшей мере, одного датчика света, и на основе вычисленной аттенуации определять уровень глюкозы крови, связанный с биологической пробой, присутствующей в целевой области,
при этом процессор выполнен с возможностью исключать эффект неопределенности, вызванный температурой, по меньшей мере, одного датчика света, путем вычисления стандартного отклонения логарифма тока, зависящего от времени, сгенерированного мощностью света из той же самой целевой области биологической пробы.

17. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 16, в которой процессор выполнен с возможностью исключать эффект неопределенности, вызванный температурно-зависимой характеристикой датчика, по меньшей мере, одного датчика света, путем вычисления в соответствии со следующим уравнением: σ[logI_D(λ_i,t)]=σ[logP((λ_i,t)], где i-я длина волны представлена как λ_i, I_D(λ_i,t) - ток датчика, зависящий от времени, и P(λ_i;t) - мощность света, зависящая от времени, принятая соответствующим датчиком света, logI_D(λ_i,t) - логарифм тока, зависящего от времени, и logP((λ_i,t) - логарифм мощности света, зависящей от времени, принятой соответствующим датчиком.

18. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 16, в которой, по меньшей мере, один датчик света содержит предварительный усилитель, имеющий резистор обратной связи.

19. Система для определения глюкозы в биологической пробе, содержащая:
по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области биологической пробы;
по меньшей мере, один датчик света, который содержит предварительный усилитель с резистором обратной связи, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света,
при этом предварительный усилитель, имеющий резистор обратной связи, выполнен с возможностью преобразовывать ток, зависящий от времени, в напряжение, зависящее от времени, и
процессор, выполненный с возможностью принимать выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычислять аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, и исключать эффект неопределенности, вызванный температурно-зависимой характеристикой датчика, по меньшей мере, одного датчика света, путем вычисления стандартного отклонения логарифма сигнала напряжения, зависящего от времени, и на основе вычисленной аттенуации определять уровень глюкозы крови, связанный с биологической пробой, присутствующей в целевой области.

20. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 19, в которой процессор выполнен с возможностью вычислять аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, с использованием коэффициента Q_i(C,T) нормализации, на основе зависящего от времени напряжения V_i(t) i-го предварительного усилителя как функции времени и стандартного отклонения σ, в соответствии с уравнением:

где - стандартное отклонение логарифма, зависящего от времени напряжения V_i(t) i-го предварительного усилителя, t - время, С концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы и N - количество используемых длин волн.

21. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 19, в которой процессор выполнен с возможностью вычислять аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, используя коэффициент Y_ij(C,T) отношения, основываясь на зависящем от времени напряжении V_i(t) i-го предварительного усилителя и V_j(t) j-го предварительного усилителя как функции времени и стандартного отклонения σ, в соответствии с уравнением:
где - стандартное отклонение логарифма, зависящего от времени напряжения V_i(t) i-го предварительного усилителя, - стандартное отклонение логарифма, зависящего от времени напряжения V_j(t) j-го предварительного усилителя, t - время, С концентрация глюкозы крови, Т - температура биологической пробы и N - количество используемых длин волн.

22. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 19, дополнительно содержащая аналого-цифровой преобразователь, имеющий выходное цифровое напряжение.

23. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 22, в которой процессор выполнен с возможностью вычислять аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, используя коэффициент Q_i(C,T) нормализации, основываясь на цифровом выходном напряжении Δ(ADC)_i i-го аналого-цифрового преобразователя, в соответствии с уравнением: , где - стандартное отклонение логарифма цифрового выходного напряжения Δ(ADC)_i i-го аналого-цифрового преобразователя, t - время, С концентрация глюкозы крови, Т - температура биологической пробы и N - количество используемых длин волн.

24. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 22, в которой процессор выполнен с возможностью вычислять аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, используя коэффициент Y_ij(C_,T) отношения, основываясь на цифровом выходном напряжении Δ(ADC)_i i-го аналого-цифрового преобразователя и на цифровом выходном напряжении Δ(ADC)_j j-го аналого-цифрового преобразователя, в соответствии с уравнением:
,
где - стандартное отклонение логарифма цифрового выходного напряжения Δ(ADC)_i i-го аналого-цифрового преобразователя σ[logΔ(ADC)_j] - стандартное отклонение логарифма цифрового выходного напряжения Δ(ADC)_j_j-го аналого-цифрового преобразователя, С концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы и N - количество используемых длин волн.

25. Способ определения глюкозы в биологической пробе, содержащий этапы, на которых:
используют, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области биологической пробы;
используют, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света,
принимают выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света с помощью процессора и, основываясь на принятом выходном сигнале,
вычисляют аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, с отношением "сигнал-шум", по меньшей мере, 20:1, и
определяют уровень глюкозы крови, связанный с биологической пробой, присутствующей в целевой области, основываясь на вычисленной с помощью процессора аттенуации,
причем этап вычисления аттенуации, свойственной крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, основывается, по меньшей мере, частично, на стандартном отклонении логарифма тока, зависящего от времени, сгенерированного мощностью света от той же самой области биологической пробы.

26. Способ определения глюкозы в биологической пробе, содержащий этапы, на которых:
используют, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области биологической пробы;
используют, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света,
принимают выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света с помощью процессора и, основываясь на принятом выходном сигнале,
вычисляют с использованием процессора аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, с отношением "сигнал-шум", по меньшей мере, 20:1, используя разность между пиком и впадиной изменения поглощения света за счет крови в биологической пробе относительно времени, которая является функцией стандартного отклонения логарифма тока, зависящего от времени, поделенного на коэффициент пропорциональности в соответствии с уравнением: где A(t) является изменением в поглощении света за счет крови в биологической пробе, как функция времени, ΔА является разностью между пиком и впадиной графика A(t) во время временного интервала одного сердечного сокращения, I_D(t) - ток, зависящий от времени, logI_D(t) - логарифм тока, зависящего от времени, k - коэффициент пропорциональности, σ[A(t)] -
стандартное отклонение A(t) и σ[logI_D(t)] - стандартное отклонение logI_D (t), и
и на основе вычисленной процессором аттенуации определяют уровень глюкозы крови, связанный с биологической пробой, присутствующей в целевой области.

27. Способ определения глюкозы в биологической пробе, содержащий этапы, на которых:
используют, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы;
используют, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света;
принимают выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света с помощью процессора и, основываясь на принятом выходном сигнале,
вычисляют коэффициент нормализации, используя стандартное отклонение логарифма тока, зависящего от времени, сгенерированного мощностью света из той же самой целевой области биологической пробы,
вычисляют посредством процессора аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, с помощью коэффициента нормализации; и
определяют уровень глюкозы крови, связанный с биологической пробой, присутствующей в целевой области, основываясь на вычисленной с помощью процессора аттенуации.

28. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 27, дополнительно содержащий вычисление с помощью процессора коэффициента Q_i(C,T) нормализации для каждой длины волны из множества длин волн, причем i-я длина волны представлена как λ_i, основываясь на токе I_D(λ_i,t), зависящем от времени, в соответствии с уравнением: где σ[logI_D(λ_i,t)] - стандартное отклонение логарифма тока I_D(λ_i,t), зависящего от времени, t - время, С концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы и N - количество используемых длин волн.

29. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 28, дополнительно содержащий вычисление уровня C_optical глюкозы крови с помощью процессора в соответствии с уравнением:
,
где Q_i(C,T) - коэффициент нормализации, a_i(Т) температурно-зависимый коэффициент регрессии, соответствующий длине волны λ_i, и N количество используемых длин волн.

30. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 29, дополнительно содержащий получение с помощью процессора значений температурно-зависимого коэффициента a_i(Т) регрессии, используя частичную регрессию наименьших квадратов.

31. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 28, дополнительно содержащий вычисление уровня C_optical глюкозы крови с помощью процессора, основываясь на температурно-независимом коэффициенте регрессии пробы, в соответствии с уравнением: , где Q_i(C,T) - коэффициент нормализации, b_i - независимый от температуры пробы коэффициент регрессии, η - коэффициент регрессии для температуры пробы, С - концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы и N - количество используемых длин волн.

32. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 31, дополнительно содержащий получение с помощью процессора значений независимого от температуры пробы коэффициента b_i регрессии и коэффициента η регрессии для температуры пробы, используя частичную регрессию наименьших квадратов.

33. Способ определения глюкозы в биологической пробе, содержащий этапы, на которых:
используют, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области биологической пробы;
используют, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света;
принимают выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света с помощью процессора;
вычисляют коэффициент отношения, используя стандартное отклонение логарифма тока, зависящего от времени, сгенерированного мощностью света из той же самой целевой области биологической пробы, вычисляют посредством процессора аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, с помощью коэффициента отношения, основываясь на принятом выходном сигнале; и
определяют уровень глюкозы крови, связанный с биологической пробой, присутствующей в целевой области, основываясь на вычисленной процессором аттенуации.

34. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 33, дополнительно содержащий вычисление с помощью процессора коэффициента Y_ij(C,T) отношения для каждой длины волны из множества длин волн, в соответствии с уравнением: где i-я длина волны представлена как λ_i, j-я длина волны представлена как λ_j, С - концентрация глюкозы крови, Т - температура биологической пробы, I_D(λ_i,t) - ток, зависящий от времени, σ[logI_D(λ_i,t)] - стандартное отклонение логарифма тока, зависящего от времени, и t - время.

35. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 34, дополнительно содержащий вычисление с помощью процессора уровня C_optical глюкозы крови, основываясь на коэффициенте отношения Y_ij(C,T) и f_i(T), который является температурно-зависимым коэффициентом регрессии, соответствующим длине волны λ_i, в соответствии с уравнением: .

36. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 35, дополнительно содержащий получение с помощью процессора значений f_i(T) температурно-зависящего коэффициента регрессии, соответствующего длине волны λ_i, используя частичную регрессию наименьших квадратов.

37. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 34, дополнительно содержащий вычисление с помощью процессора уровня C_optical глюкозы крови, основываясь на температурно-независимом коэффициенте h_i регрессии, коэффициенте β регрессии для температуры T биологической пробы и коэффициенте Y_ij(C,T) отношения для каждой длины волны из множества N длин волн, в соответствии с уравнением: .

38. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 37, дополнительно содержащий получение с помощью процессора значений температурно-независимого коэффициента h_i регрессии и коэффициента β регрессии для температуры T биологической пробы, используя частичную регрессию наименьших квадратов.

39. Способ определения глюкозы в биологической пробе, содержащий этапы, на которых:
используют, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области пробы;
используют, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света;
принимают с помощью процессора выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и, основываясь на принятом выходном сигнале,
вычисляют с помощью процессора аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, используя коэффициент нормализации или коэффициент отношения;
исключают с помощью процессора эффект неопределенности, вызванный температурно-зависимой характеристикой датчика, по меньшей мере, одного датчика света путем вычисления стандартного отклонения логарифма тока, зависящего от времени, сгенерированного мощностью света из той же самой целевой области биологической пробы; и
определяют с помощью процессора уровень глюкозы крови, связанный с биологической пробой, присутствующей в целевой области, основываясь на вычисленной с помощью процессора аттенуации.

40. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 39, в котором, по меньшей мере, один датчик света содержит предварительный усилитель, имеющий резистор обратной связи, который выполнен с возможностью преобразовывать ток, зависящий от времени, в зависящее от времени напряжение.

41. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 40, дополнительно содержащий вычисление с помощью процессора аттенуации, свойственной крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, используя, по меньшей мере, одно из: коэффициента Q_i(С,Т) нормализации, основываясь на зависящего от времени напряжении V_i(t) i-го предварительного усилителя как функции времени и стандартного отклонения σ, в соответствии с уравнением: или коэффициента Y_ij(C,T) отношения, основываясь на зависящем от времени напряжении V_i(t) i-го предварительного усилителя и V_j(t) j-го предварительного усилителя как функции времени и стандартном отклонении σ, в соответствии с уравнением: ,
где - стандартное отклонение логарифма зависящего от времени напряжения V_i(t) i-го предварительного усилителя, - стандартное отклонение логарифма зависящего от времени напряжения V_j(t) j-го предварительного усилителя, t - время, С - концентрация глюкозы крови, Т - температура биологической пробы и N - количество используемых длин волн.

42. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 40, дополнительно содержащий использование аналого-цифрового преобразователя, имеющего выходное цифровое напряжение.

43. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 42, дополнительно содержащий вычисление с помощью процессора аттенуации, свойственной крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, используя, по меньшей мере, одно из: коэффициента Q_i(C,T) нормализации, основываясь на цифровом выходном напряжении Δ(ADC)_i аналого-цифрового преобразователя, в соответствии с уравнением:
, где σ - стандартное отклонение, или коэффициент Y_ij(C,T) отношения, основываясь на цифровом выходном напряжении Δ(ADC)_i аналого-цифрового преобразователя, где σ стандартное отклонение, в соответствии с уравнением:
,
где - стандартное отклонение логарифма цифрового выходного напряжения Л (ADC)i i-го аналого-цифрового преобразователя, - стандартное отклонение логарифма цифрового выходного напряжения Δ(ADC)j j-го аналого-цифрового преобразователя, С - концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы и N - количество используемых длин волн.

44. Способ определения глюкозы в биологической пробе, содержащий этапы, на которых:
используют, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области биологической пробы;
используют, по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света,
принимают выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света с помощью процессора и, основываясь на принятом выходном сигнале,
на основе принятого выходного сигнала вычисляют аттенуацию, свойственную свету крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, с отношением "сигнал-шум", по меньшей мере, 20:1, и
определяют уровень глюкозы крови, связанный с биологической пробой, присутствующей в целевой области, основываясь на вычисленной с помощью процессора аттенуации,
причем этап вычисления аттенуации, свойственной крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, основывается, по меньшей мере, частично, на аппроксимации стандартного отклонения логарифма тока, зависящего от времени, сгенерированного мощностью света от той же самой области биологической пробы.

45. Система для определения глюкозы в биологической пробе, содержащая:
по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области биологической пробы;
по меньшей мере, один датчик света, расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света, и
процессор, выполненный с возможностью принимать выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света и на основе принятого выходного сигнала вычислять аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, используя коэффициент нормализации или коэффициент отношения, исключать эффект неопределенности, вызванный температурно-зависимой характеристикой датчика, по меньшей мере, одного датчика света, путем вычисления стандартного отклонения логарифма тока, зависящего от времени, сгенерированного мощностью света из той же самой целевой области биологической пробы, и на основе вычисленной аттенуации определять уровень глюкозы крови, связанный с биологической пробой, присутствующей в целевой области.

46. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 45, в которой по меньшей мере, один датчик света содержит предварительный усилитель с резистором обратной связи, выполненный с возможностью преобразовывать ток, зависящий от времени, в напряжение, зависящее от времени.

47. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 46, в которой процессор выполнен с возможностью вычислять аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, с использованием, по меньшей мере, одного коэффициента Q_i(C,T) нормализации, на основе зависящего от времени напряжения V_i(t) i-го предварительного усилителя как функции времени и стандартного отклонения σ, в соответствии с уравнением: или с использованием коэффициента Y_ij(C,T) отношения, основываясь на зависящем от времени напряжении V_i(t) i-го предварительного усилителя и V_j(t) j-го предварительного усилителя как функции времени и стандартного отклонения σ, в соответствии с уравнением:
где - стандартное отклонение логарифма зависящего от времени напряжения V_i(t) i-го предварительного усилителя, - стандартное отклонение логарифма зависящего от времени напряжения V_j(t) j-го предварительного усилителя, t - время, С - концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы и N - количество используемых длин волн.

48. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 45, дополнительно содержащая аналого-цифровой преобразователь, имеющий выходное цифровое напряжение.

49. Система для определения глюкозы в биологической пробе по п. 48, в которой процессор выполнен с возможностью вычислять аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, используя коэффициент Q_i(C,T) нормализации, основываясь на цифровом выходном напряжении Δ(ADC)_i i-го аналого-цифрового преобразователя, в соответствии с уравнением: , или используя коэффициент Y_ij(C, Т) отношения, основываясь на цифровом выходном напряжении Δ(ADC)_i i-го аналого-цифрового преобразователя и на цифровом выходном напряжении Δ(ADC)_j j-го аналого-цифрового преобразователя, в соответствии с уравнением:
,
где - стандартное отклонение логарифма цифрового выходного напряжения Δ(ADC)_i i-го аналого-цифрового преобразователя, - стандартное отклонение логарифма цифрового выходного напряжения Δ(ADC)_j_j-го аналого-цифрового преобразователя, С концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы и N - количество используемых длин волн.

50. Способ определения глюкозы в биологической пробе, содержащий этапы, на которых:
используют, по меньшей мере, один источник света, выполненный с возможностью освещения целевой области биологической пробы;
используют, по меньшей мере, один датчик света, содержащий предварительный усилитель с резистором обратной связи и расположенный так, чтобы принимать свет, по меньшей мере, от одного источника света и генерировать выходной сигнал, имеющий ток, зависящий от времени, являющийся индикатором определенной мощности света,
преобразуют ток, зависящий от времени, в зависящее от времени напряжение посредством предварительного усилителя с резистором обратной связи,
принимают выходной сигнал, по меньшей мере, от одного датчика света с помощью процессора и на основе принятого выходного сигнала вычисляют процессором аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области,
исключают эффект неопределенности, вызванный температурно-зависимой характеристикой датчика, по меньшей мере, одного датчика света, путем вычисления стандартного отклонения логарифма напряжения, зависящего от времени, и
определяют уровень глюкозы крови, связанный с биологической пробой, присутствующей в целевой области, основываясь на вычисленной с помощью процессора аттенуации.

51. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 50, в котором вычисляют аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, с использованием коэффициента Q_i(C,T) нормализации, на основе зависящего от времени напряжения V_i(t) i-го предварительного усилителя как функции времени и стандартного отклонения σ, в соответствии с уравнением: ,
где - стандартное отклонение логарифма зависящего от времени напряжения V_i(t) i-го предварительного усилителя, t - время, С - концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы и N - количество используемых длин волн.

52. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 50, в котором вычисляют аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, используя коэффициент Y_ij(C,Т) отношения, основываясь на зависящем от времени напряжении V_i(t) i-го предварительного усилителя и V_j(t) j-го предварительного усилителя как функции времени и стандартного отклонения σ, в соответствии с уравнением:

где - стандартное отклонение логарифма зависящего от времени напряжения V_i(t) i-го предварительного усилителя, - стандартное отклонение логарифма зависящего от времени напряжения Vj(t) j-го предварительного усилителя, t - время, С концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы и N - количество используемых длин волн.

53. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 50, в котором дополнительно используют аналого-цифровой преобразователь, имеющий выходное цифровое напряжение.

54. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 53, в котором вычисляют аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, с использованием коэффициента Q_i(C,T) нормализации, на основе зависящего от времени напряжения V_i(t) i-го предварительного усилителя как функции времени и стандартного отклонения σ, в соответствии с уравнением: ,
где ^_ стандартное отклонение логарифма зависящего от времени напряжения V_i(t) i-го предварительного усилителя, t - время, С концентрация глюкозы крови, T - температура биологической пробы и N - количество используемых длин волн.

55. Способ определения глюкозы в биологической пробе по п. 50, в котором вычисляют аттенуацию, свойственную крови в биологической пробе, присутствующей в целевой области, используя коэффициент Y_ij(C,T) отношения, основываясь на цифровом выходном напряжении Δ(ADC)_i i-го аналого-цифрового преобразователя и на цифровом выходном напряжении Δ(ADC) j-го аналого-цифрового преобразователя, в соответствии с уравнением:
,
где - стандартное отклонение логарифма цифрового выходного напряжения Δ(ADC)_i i-го аналого-цифрового преобразователя, - стандартное отклонение логарифма цифрового выходного напряжения Δ(ADC)_j j-го аналого-цифрового преобразователя, С - концентрация глюкозы крови, Т - температура биологической пробы и N - количество используемых длин волн.