ПОРТАТИВНОЕ УСТРОЙСТВО И СПОСОБ ДЛЯ НЕИНВАЗИВНОЙ ОЦЕНКИ УРОВНЯ ГЛЮКОЗЫ В КРОВИ
PORTABLE DEVICE AND METHOD FOR NON-INVASIVE ASSESSMENT OF BLOOD GLUCOSE LEVEL

ЗАДАЧА ИЗОБРЕТЕНИЯ
Описанная в настоящей заявке задача изобретения относится к области информационных и коммуникационных технологий (ИКТ).
Более конкретно, задача изобретения находится в контексте биомедицинской инженерии и медицинских технологий, поскольку она включает в себя разработку портативных электронных устройств для мониторинга физиологических параметров людей и состояния их здоровья в целом, а также уровня глюкозы в крови, в частности.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
В мире 425 миллионов человек страдают сахарным диабетом, и, по оценкам, это число увеличится до 629 миллионов в 2045 году в результате роста и старения популяции, роста урбанизации, распространенности ожирения, малоподвижного образа жизни и других нездоровых привычек. Каждый одиннадцатый взрослый человек страдает диабетом, и каждая седьмая беременная женщина страдает гестационным диабетом. Эффективный контроль этого заболевания требует отслеживания уровня глюкозы в крови. Глюкометры, которые измеряют уровень глюкозы, исходя из образцов крови, являются наиболее часто используемыми устройствами для измерения глюкозы вследствие их точности. Этот способ является болезненным и утомительным, особенно в тех случаях, когда отслеживание уровня глюкозы в крови является необходимостью. Чтобы предотвратить эту проблему, в последние годы были предложены многочисленные способы неинвазивного измерения уровня глюкозы в крови.
Обратный ионтофорез основан на прохождении небольшого электрического тока через кожу между анодом и катодом, размещенными на поверхности кожи. Приложение электрического потенциала между анодом и катодом вызывает миграцию ионов натрия и хлорида под кожей к катоду и аноду соответственно. Незаряженные молекулы, такие как глюкоза, перемещаются вместе с ионами, следуя по конвективному потоку. Этот поток вызывает перемещение интерстициальной глюкозы через кожу, собираясь, таким образом, на катоде, где она измеряется традиционным датчиком. Основным недостатком этой техники является необходимость длительного времени воздействия электрического потенциала, что часто вызывает раздражение кожи. Двумя примерами патентов, основанных на этой технике, являются US 6885882 и WO 2008/120936.
Импедансная спектроскопия основана на подаче тока на нескольких частотах и на измерении напряжения, возникающего в области проведения измерения тела. Измерение глюкозы осуществляют косвенно, исходя из анализа ее влияния на импедансный спектр. Некоторыми примерами патентов, основанных на этой технике, являются ES 2445700, ES 2582185, WO 2007/053963, US 2005/0192488, US 2016/0007891 и US 2015/0164387.
Оптическая когерентная томография представляет собой неинвазивный способ визуализации, основанный на световой интерферометрии с низкой когерентностью. Полученная интерференционная картина содержит информацию об оптических характеристиках образца и, в частности, об изменениях показателя преломления, которые можно использовать для оценки уровня глюкозы. Основным недостатком этого способа является его сложность и необходимость в использовании дорогостоящих и больших устройств. Кроме того, он является чувствительным к движению устройства, неоднородности ткани и взаимодействию с другими аналитами. Патенты US 2007/0027372 и US 2016/0058347 используют этот способ.
Поляриметрия представляет собой технику, основанную на измерении оптического вращения, создаваемого поляризованным световым лучом, когда он проходит через оптически активное вещество. В связи с тем, что высокий коэффициент рассеяния кожи вызывает деполяризацию луча, большинство исследователей сосредотачивают свое внимание на водянистой влаге глаза. Некоторыми ограничениями данного способа являются ошибки, связанные с движением глаз, стандарты безопасности при воздействии света, предотвращающие повреждение, и дискомфорт при осуществлении измерений в глазах. Поляриметрию используют в патентах ES 2313140, US 4014321, ЕР 0534166, US 6704588 и US 6442410.
Инфракрасная тепловая спектроскопия измеряет тепловое излучение, испускаемое человеческим телом в результате изменений концентрации глюкозы. Данный способ имеет множество источников ошибок, таких как движение измерительного устройства, температура окружающей среды и колебания температуры тела и тканей. US 2005/0043630 является примером патента, основанного на данном способе.
Рамановская спектроскопия основана на использовании лазерного луча, который вызывает вращение и колебания молекул в растворе. На последующее излучение рассеянного света влияет эта вибрация молекул, которая зависит от концентрации растворенных веществ в растворе. Его главный недостаток заключается в том, что биологическая ткань может быть повреждена вследствие воздействия мощного лазера рамановской системы. Данная техника используется в ES 2093243, ES 2206610, ES 2314906, US 5448992, US 8355767 и US 2016/0100777.
Фотоакустическая спектроскопия основана на использовании лазерного луча для возбуждения жидкости и, следовательно, создания акустического отклика. Фотоакустический сигнал зависит от удельной теплоемкости ткани, которая, в свою очередь, зависит от концентрации глюкозы. Основным ограничением этой техники является ее чувствительность к химическим (другие биологические соединения) и физическим (изменения температуры и давления) помехам. В ЕР 1346684 используется этот способ.
Инфракрасная спектроскопия основана на поглощении инфракрасного излучения колеблющимися молекулами. Молекула будет поглощать энергию светового луча, если ее частота колебаний соответствует длине световой волны. Таким образом, можно оценить концентрацию глюкозы в соответствии с изменением интенсивности света, проходящего через ткань. В качестве основных преимуществ можно выделить то, что эта технология является полностью неинвазивной, сборка систем является простой, и стоимость является относительно низкой. Спектроскопия в ближней инфракрасной области (NIR) представляет собой диапазон от 700 до 2500 нм, а спектроскопия в средней инфракрасной области (MIR) представляет собой диапазон от 2500 нм до 10 мкм. Учитывая, что настоящее изобретение основано на технике инфракрасной спектроскопии, ниже представлен обзор современного уровня техники по использованию данного способа для оценки концентрации глюкозы и других аналитов.
Многие документы, включая использование техники инфракрасной спектроскопии, не освещают способ реализации этой техники, например CN 204318765, и по этой причине исключены из обзора современного уровня техники.
В патенте CN 104970802 используется спектроскопия в ближней инфракрасной области в диапазоне спектра от 1500 до 3000 нм, но не указано, каким образом получить значения глюкозы. Устройство интегрировано в наручные часы, которые включают в себя микропроцессор и модуль передачи Bluetooth. Кроме того, оно включает датчик силы тяжести для оценки количества шагов при ходьбе и датчик температуры кожи.
В патенте CN 105232055 используется источник инфракрасного света 1610 нм на мочке уха. Устройство основано на измерении оптической спектроскопии с двумя траекториями: одна для светового луча, который служит эталоном, и другая траектория, на которую влияет отражение на измеряемой области тела.
В документе US 2009/004682 описана процедура оценки глюкозы в жидких образцах крови. Они используют способ, основанный на спектре поглощения инфракрасного света в диапазоне длин волн от 9615 до 9804 нм. Для оценки глюкозы в нем использовано интегрирование интенсивности поглощения и интегрирование второй производной интенсивности поглощения, хотя не упоминается, как получить спектр поглощения. В патенте ES 2101728 также используется вторая производная интенсивности поглощения, хотя в диапазоне от 1100 до 1900 нм. В этом документе показана процедура оценки спектра поглощения.
В US 2008/171925 одновременно используют несколько длин волн, полученных из разных источников, для измерения запаздывания между падающим сигналом и отраженным сигналом, чтобы обеспечить оценку уровня глюкозы. В патенте ES 2133643 также используют две длины волны для оценки глюкозы. Устройство согласно патенту US 2017/105663 выполняет два спектроскопических измерения в ближней инфракрасной области и подбирает данные с помощью функции свертки и моделирования Монте-Карло.
Устройство, описанное в ЕР 0869348, облучает зону измерения тремя длинами волн: первая длина волны связана с пиком поглощения группы ОН молекулы глюкозы (обычно от 1550 нм до 1650 нм), вторая длина волны связана с пиком поглощения группы NH (обычно от 1480 до 1550 нм), а третья длина волны связана с пиком поглощения группы СН (обычно от 1650 до 1880 нм). Оно оценивает уровень глюкозы, исходя из полученного излучения, с помощью многомерного анализа.
В соответствии с процедурой, описанной в ЕР 0807812, в глазное яблоко направляют световой луч с низкой когерентностью. Луч, который отражается от разной глубины глазного яблока, интерферирует с другим эталонным световым лучом, отраженным от зеркала, способного двигаться. Используемый способ позволяет отделить свет, исходящий от границы раздела между роговицей и передней водной камерой (водянистая влага), от света, исходящего от границы раздела между передней водной камерой и хрусталиком. Оптическое поглощение водянистой влаги рассчитывают исходя из зарегистрированных интенсивностей двух световых лучей. Процесс повторяют на разных длинах волн, чтобы получить концентрацию глюкозы в водянистой влаге.
В патентах US 2005/0107676 и WO 2006/047273 используют широкополосный источник инфракрасного света и различные оптические фильтры для оценки спектра поглощения инфракрасного света между 1100 и 1900 нм. Чтобы избежать влияния температуры, они включают в себя активную систему контроля температуры в области датчика. Патенты US 2005/020892 и US 7299080 имеют аналогичные характеристики, но в диапазоне от 1150 до 1850 нм. Кроме того, они используют разные оптические волокна для доступа к разным зонам обнаружения. Использование нескольких зондов сводит к минимуму помехи в спектре образца, вызванные ошибками размещения.
В CN 102198004 используют галогенную лампу в качестве источника инфракрасного излучения и цифровой сигнальный процессор (DSP) для оценки уровня глюкозы. Такой источник света излучает диапазон длин волн от 600 до 2500 нм, перекрывая полосы длин волн поглощения глюкозы и воды. Он использует спектр и нейронную сеть для оценки уровня глюкозы.
В патентах GB 2531956 и WO 2015/097190 описано устройство для характеристики аналита, которым может быть глюкоза, в поверхностном слое кожи. Рефлектор, имплантированный под поверхностный слой кожи, принимает падающее излучение, которое прошло через область измерения тела, и отражает его через нее к датчику, расположенному вне тела. В нем также используют способ анализа рамановской спектроскопии. Кроме того, для стимулирования роста волос в зоне измерения указывается возможность использования факторов роста.
В изобретении CN 103344597 описан способ оценки концентрации сахара и соли в корнях лотоса. В нем используют технику спектроскопии в средней инфракрасной области и модель, которую калибруют способом наименьших квадратов, исходя из измерений, выполненных на наборе образцов с концентрациями 5%, 10%, 15%, 20% соли и сахара. В патенте WO 2012/048897 показан способ классификации семян сахарной свеклы по спектру поглощения образцов в инфракрасной области.
В патенте ES 2102259 описана процедура аналитического определения концентрации глюкозы в биологической матрице, основанная на вычислении времени распространения света в исследуемой биологической матрице. В способе, описанном в US 2011/0184260, обеспечивают попадание двух источников света с разной поляризацией на образец, оценивая уровень глюкозы на основе сравнения света, зарегистрированного для каждой поляризации. Напротив, ES 2086969 характеризует концентрацию уровня глюкозы в биологической матрице, исходя из света, принимаемого двумя детекторами, расположенными на разных расстояниях по отношению к излучателю.
В патенте GB 2482378 описано оптическое устройство и способ неинвазивного определения концентрации аналита в образце ткани. Устройство имеет два оптических интерфейса, от которых отражается падающий свет, причем второй расположен на образце. Интерфейсы выполнены с возможностью генерации интерференционной картины как следствие разности фаз между светом, отраженным от первого интерфейса, и светом, отраженным от второго интерфейса. В US 6043492 используют два интерферометра Фабри-Перо для получения спектра поглощения глюкозы в ближней инфракрасной области.
Способ, описанный в патенте US 8629399, позволяет анализировать развитие биологического процесса, такого как ферментация. Согласно этой процедуре, начальный спектр поглощения в средней инфракрасной области комбинируется с эталонной картиной, что позволяет предсказать ожидаемый спектр после завершения биологического процесса. Развитие процесса анализируют путем сравнения текущего спектра с ожидаемым.
WO 2001/007894 защищает процедуру определения концентрации аналита (альбумин, холестерин, глюкоза, общий белок, триглицериды и мочевина) в биологической жидкости, включающую следующие этапы: сушка образца жидкости на стеклянной пластине для получения пленки на пластине; направление инфракрасного луча через пластину и пленку с длиной волны инфракрасного излучения от 2500 до 5000 нм; и анализ полученного таким образом спектра для определения концентрации аналита в пленке.
В рамках анализа с помощью инфракрасной спектроскопии, абсорбционная спектроскопия представляет собой технику анализа, используемую для определения концентрации одного или нескольких веществ в образце. Абсорбционную спектроскопию осуществляют с использованием устройства, называемого спектрофотометром, которое в самом простом виде состоит из источника света, держателя образца и детектора. Данные документов WO 2003076883 и US 7133710 основаны на спектрофотометрах, которые измеряют различные длины волн в диапазоне от 1180 до 2320 нм. Свет, создаваемый источником (падающий свет), проходит через образец к детектору, который измеряет количество прошедшего света. Для недисперсного образца поглощение образца пропорционально логарифму количества падающего света, освещающего образец, деленного на количество света, прошедшего через образец. Падающий свет получают путем измерения количества света, который достигает детектора без образца. Однако обычно для того, чтобы свет прошел через образец, интенсивность падающего света должна быть значительно больше, чем количество света, необходимое для насыщения детектора.
Одним из способов компенсации насыщения детектора является использование меньшего времени интегрирования (времени, в течение которого детектор подвергается воздействию света перед измерением) для эталонного измерения. Однако использование разного времени интегрирования для измерений образца и эталона может привести к ошибке в определениях аналита.
Другой способ компенсации насыщения детектора представляет собой ослабление эталонного луча с помощью фотометрического фильтра, который позволяет уменьшить интенсивность падающего света, достигающего детектора. В патенте WO 2001/015596 описан искусственный фильтр, выполненный из политетрафторэтилена (ПТФЭ) и стекловолокна, который имитирует спектр поглощения части тела и включает спектральные компоненты крови. Другими аналогичными патентами являются US 6015610 и US 5596450. Однако любое изменение фильтра в результате колебаний температуры может повлиять на точность оценок. В патенте US 2003/0174321 описан искусственный фильтр для длин волн от 600 до 1650 нм, устойчивый к колебаниям температуры.
Другим широко используемым способом является инфракрасная спектроскопия с нарушенным полным отражением (ATR). В этом способе световой луч падает на кристалл. Размер и форма кристалла способствуют получению серии внутренних отражений, прежде чем луч, несущий информацию, сможет выйти из кристалла. Верхняя поверхность кристалла расположена на поверхности образца, которая может представлять собой кожу. Когда инфракрасный луч падает на верхнюю поверхность кристалла под углом, превышающим критический угол, луч полностью отражается внутри кристалла. Каждое отражение от верхней поверхности предоставляет немного больше информации о составе образца.
Отраженный луч включает в себя затухающую волну, которая проникает в образец на короткое расстояние в широком диапазоне длин волн. В тех областях инфракрасного спектра, где образец поглощает излучение, часть света не возвращается обратно в кристалл. Количество поглощенного света предоставляет информацию, необходимую для количественного определения уровня глюкозы.
Патенты WO 2001/079818, WO 2000/021437, ЕР 1137364, US 2005/0137469, US 2004/225206, US 2003/176775, US 2005/0171413 и US 6362144 основаны на способе ATR. В этих документах определение уровня глюкозы осуществляют, исходя из сравнительного анализа в двух конкретных областях инфракрасного спектра, одна из которых используется в качестве эталона с длиной волны в диапазоне от 8250 до 8750 нм, а другая используется в качестве измерения с длиной волны от 9500 до 10000 нм. В JP2001174405 предложено изобретение, аналогичное предыдущим, но в нем используется одна длина волны, генерируемая лазером, и полностью отражающая призма в качестве кристалла. Другой пример описан в JPH11188009, в котором используется призма ATR или оптическое волокно.
В WO 2006/079797 описано устройство для измерения аналита, такого как глюкоза, с помощью нагреваемой электричеством ленты в качестве источника инфракрасного света, волновода ATR, волноводных коллиматоров и световых детекторов. Коллиматор и детектор расположены по отношению к волноводу под регулируемым углом. Значение глюкозы получают путем использования алгоритма прогнозирования к измерениям, проводимым в разные интервалы времени. Влияние температуры компенсируется измерением датчика температуры, а давление регулируется датчиком давления. Патент WO 2016/086448 также включает в качестве инновационного элемента датчик давления для нормирования оценок глюкозы.
Документ JP 2010217097 описывает спектрометр, который включает в себя источник света в средней инфракрасной области, блок ATR и набор оптических полосовых фильтров для обнаружения различных длин волн. Каждый из фильтров активируется посредством вращения призмы, приводимой в действие двигателем.
Патенты CN 103919560 и CN 103919561 также основаны на технике ATR, но в этом случае отражающий элемент представляет собой конец оптического волокна, который имплантируют под кожу. Чувствительность измерения усиливается металлическими наночастицами, расположенными на конце оптического волокна. Другие документы на основе ATR представляют собой JPH0856565, в котором используют разные длины волн в диапазоне от 8333 до 11111 нм для оценки степени ферментации в жидкости; US 2003/031597 и US 7438855B2, в которых используют призму ATR и настраиваемую калибровочную кривую для оценки концентрации глюкозы; или US 2004/0097796.
В CN 101947115 описана имплантируемая система для измерения концентрации глюкозы в крови человека на основе ATR на оптическом волокне. В этом случае свет разделяется на два разных оптических пути: на одном пути свет попадает в оптическое волокно с помощью датчика ATR, на другом пути принятый свет используется непосредственно в качестве эталонного сигнала.
В патенте WO 2002/082990 используют технику инфракрасной спектроскопии, основанную на преобразовании Фурье. Вместо того, чтобы проецировать монохроматический световой луч на образец, согласно этой технике генерируют световой луч, который содержит одновременно несколько длин волн, и измеряют количество, поглощенное образцом. Процесс повторяют много раз, модифицируя луч, чтобы он содержал различные комбинации длин волн. Наконец, компьютер определяет поглощение на каждой длине волны, исходя изо всех измерений. Другие документы, в которых используют технику инфракрасной спектроскопии посредством преобразования Фурье, представляют собой JP 2008/256398, который включает процедуру устранения шума, создаваемого водой; KR 2015/0122381, который используют для оценки галактозы и безводной галактозы в жидких средах; US 6865408, который включает в себя приспособление для измерения диффузного отражения, которое создает интерферограмму по которой вычислительная система оценивает уровень глюкозы; WO 2013/135249, в котором используют коммерческий инфракрасный спектрометр на основе преобразования Фурье (Shimadzu IRPrestige - 21/8400S, Япония) и кристаллическую призму ATR, установленную на аксессуаре PIKE Technologies (ATR-8200 НА), или CN1194133, в котором используют другой коммерческий спектрометр (Nicolet Magna-IR 750 Series II).
РАСКРЫТИЕ СУЩНОСТИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Настоящее изобретение относится к устройству и способу, используемому в таком устройстве для неинвазивной оценки уровня глюкозы в крови. Устройство предпочтительно состоит из двух устройств: измерительного блока и блока персонального мониторинга, которые обмениваются данными друг с другом по беспроводной сети.
Измерительный блок представляет собой портативное устройство, которое размещают на коже области человеческого тела, снабжаемой сосудистым руслом, и которое излучает свет с двумя разными длинами волн, одна из которых соответствует максимальному поглощению в спектре поглощения в молекуле глюкозы в пределах ближнего инфракрасного диапазона. Измерительный блок также улавливает свет, который проходит через зону измерения, и блок персонального мониторинга оценивает уровень глюкозы в крови на основе этой информации, показывая результат оценки пользователю.
Что касается обычных устройств для измерения уровня глюкозы, глюкометров, основным преимуществом является безвредное и безболезненное использование, которое предотвращает любой тип дискомфорта или раздражения для пользователя. Кроме того, измерения можно повторять столько раз, сколько это необходимо. Еще одним преимуществом предлагаемого устройства является его низкая стоимость, поскольку в нем используются стандартные электронные компоненты и не требуются реагирующие полоски, которые увеличивали бы текущую стоимость устройства. Что касается коммерческих клинических систем для автоматического/полуавтоматического мониторинга глюкозы в интерстициальной жидкости, их основными преимуществами также являются низкая стоимость (не требуют добавок, которые увеличивают текущую стоимость), безопасность (не требуют введения элементов под кожу, которые могут вызвать раздражение, помимо опасности инфекций, которую это подразумевает) и точность, поскольку они анализируют компонент глюкозы в самой крови, а не в интерстициальной жидкости, что может вызвать ошибки.
Кроме того, устройство имеет другие инновационные особенности и технические преимущества:
- Принцип измерения основан на фотоэлектрических эффектах, поэтому измерения являются безвредными, и их можно повторять столько раз, сколько это необходимо, без дискомфорта для пользователя.
- Оно представляет собой портативную систему, способную связываться с внешним устройством посредством двусторонней беспроводной передачи связи, для интеграции измерений, передаваемых из портативной системы в систему электронного здравоохранения, а также для удаленной конфигурации и настройки устройства, с передачей данных в устройство.
Устройство, которое является объектом изобретения, основано на технике инфракрасной спектроскопии. По сравнению с другими предложениями, основанными на этой технике, устройство и способ, описанные в настоящем изобретении, имеют ряд нововведений и инноваций: 1) Абсолютная нормализация, состоящая из сравнительного анализа относительно второй длины волны, на которую не влияет присутствие молекул глюкозы. 2) Доступ к артериальному компоненту крови, идентификация пульсирующих компонентов в регистрируемых сигналах. 3) Относительная нормализация колебаний уровня освещенности, движений и других обусловливающих факторов, состоящая из сравнительного анализа непрерывных уровней в регистрируемых сигналах. 4) Настройка модели оценки глюкозы в зависимости от конкретных характеристик человека и контекста, в котором выполняется измерение. Новизна объекта изобретения представлена в прилагаемой к настоящей заявке формуле изобретения.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
В качестве дополнения к описанию, представленному в настоящей заявке, и с целью помочь сделать признаки изобретения более понятными в соответствии с предпочтительным практическим примерным вариантом его реализации, такое описание сопровождается набором чертежей, которые посредством иллюстрации, а не ограничения, представляют собой следующее:
На Фигуре 1 показана схема базовой архитектуры устройства, являющегося объектом данного патента, и устройств, которые его составляют.
На Фигуре 2 представлена схема базовой архитектуры измерительного блока.
На Фигуре 3 представлена схема базовой архитектуры измерительного модуля.
На Фигуре 4 показана схема базовой архитектуры блока персонального мониторинга.
На Фигуре 5 представлена схема монолитного устройства, объединяющего измерительный блок и блок персонального мониторинга.
На Фигуре 6 показан способ неинвазивной оценки уровня глюкозы в крови.
ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
В возможном варианте реализации первого аспекта настоящего изобретения, предложенного в настоящей заявке, показанном на фигуре 1, предложено устройство (1) для неинвазивной оценки уровня глюкозы в крови, которое в предпочтительном варианте реализации содержит устройство, образованное двумя блоками: измерительным блоком (2) и блоком персонального мониторинга (3). Устройство (1) способно поддерживать беспроводную и двунаправленную передачу данных с внешним поставщиком услуг (21).
Измерительный блок (2) представляет собой портативное устройство, которое размещают на коже области человеческого тела, снабжаемой сосудистым руслом, и которое излучает свет с двумя разными длинами волн, одна из которых соответствует максимальному поглощению в спектре поглощения в молекуле глюкозы в пределах ближнего инфракрасного диапазона. Измерительный блок (2) улавливает свет, который проходит через область измерения, и в сочетании с блоком персонального мониторинга (3) осуществляет оценку уровня глюкозы в крови с помощью вычислительной модели на основе следующих условий: 1) изолирование влияния глюкозы от зависимости, существующей в количестве света, полученного на каждой из длин волн; 2) нормирование оценки относительно влияния окружающего света и относительно стационарных свойств измерения, таких как уровень излучаемого света, свойства тканей, расположение и характеристики излучателей света и фотодетектора, или влияние области измерения, а также артефактов движения и других источников низкочастотного шума; 3) изолирование влияния артериальной крови с учетом пульсирующей составляющей принимаемых сигналов. В предпочтительном варианте реализации измерительный блок (2) содержит следующие модули, показанные на фигуре 2:
a) измерительный модуль (4), который включает компоненты для неинвазивного измерения уровня глюкозы;
b) первый вычислительный модуль (5), ответственный за активацию некоторых компонентов измерительного модуля (4) и первую часть обработки, связанной с оценкой уровня глюкозы, исходя из данных, предоставленных измерительным модулем (4);
c) первый модуль передачи данных (6), который отвечает за прием команд конфигурации и отправку данных, связанных с первым вычислительным модулем (5);
d) первый модуль хранения данных (7) для временного хранения информации в случае сбоя связи или для постоянной записи информации с измерительного блока (2);
e) кнопка (8) для включения измерительного блока (2);
В свою очередь, измерительный модуль (4) состоит из следующих компонентов, показанных на фигуре 3:
a) Первый излучатель света Е1 (9), активируемый из первого вычислительного модуля (5), с длиной волны, соответствующей максимальному поглощению в спектре поглощения молекулы глюкозы в ближнем инфракрасном диапазоне, которым облучают кожу человека в области тела человека (10), снабжаемой сосудистым руслом. В одном варианте реализации настоящего изобретения используют длину волны, соответствующую 950 нм, хотя возможны и другие длины волн.
b) Второй излучатель света Е2 (11), также активируемый из первого вычислительного модуля (5) и с длиной волны, соответствующей минимальному поглощению в спектре поглощения молекулы глюкозы, расположенный близко к первому излучателю Е1 (9), который воздействует на ту же область кожи (10). В одном варианте реализации настоящего изобретения используют длину волны, соответствующую 660 нм, хотя возможны и другие длины волн.
c) Фото приемник (12), чувствительный к длине волны первого и второго излучателей (9, 11), который генерирует сигнал электрического тока S1, амплитуда которого зависит от интенсивности принимаемого света в спектре чувствительности фото приемника (12). В предпочтительном варианте реализации спектр чувствительности фотодетектора объединяет длины волн, соответствующие 660 нм и 950 нм.
d) Когда сигнал S1 является очень слабым, на первом этапе усиления (13) генерируется сигнал S2 электрического напряжения, усиленный из сигнала S1.
e) На первом этапе фильтрации (14), на котором отсекаются компоненты сигнала S2, которые изменяются вследствие артериального кровотока в сосудистом русле, генерируется сигнал S3. В предпочтительном варианте реализации данный этап осуществляют с помощью фильтра верхних частот с частотой отсечки, которая обеспечивает прохождение пульсирующих компонентов, связанных с сердечной активностью.
f) Когда сигнал S3 является очень слабым, используют второй этап усиления (15), на котором генерируется усиленный сигнал S4, исходя из сигнала S3.
g) На втором этапе фильтрации (16), который отсекает компоненты сигнала S2, связанные со стационарными свойствами при измерении (уровень излучаемого света, стационарные свойства тканей, расположение и характеристики светоизлучателей и фотодетектора (12) или влияние области измерения (10)), которые могут меняться от одного измерения к другому, а также возможные артефакты движения и другие источники низкочастотных ошибок, генерируется сигнал S5. В предпочтительном варианте реализации данный этап осуществляют с помощью фильтра нижних частот с частотой отсечки, которая не позволяет прохождение пульсирующих компонентов, связанных с сердечной активностью.
Информация, генерируемая измерительным блоком (2), передается по беспроводной связи на устройство персонального мониторинга (3), с которым оно поддерживает двунаправленную линию передачи данных. Время начала измерения можно активировать локально с помощью кнопки (8) на измерительном блоке (2) или активировать дистанционно, отправив команду с блока персонального мониторинга (3). Также с помощью другой команды моменты времени, в которые будут выполняться автоматические оценки глюкозы, могут быть сконфигурированы предварительно.
В блоке персонального мониторинга (3), обладающем большими возможностями, как с точки зрения оборудования, так и программного обеспечения, чем измерительный блок (2), разработана часть обработки с наибольшей вычислительной нагрузкой, связанная со способом оценки уровня глюкозы. Многоуровневое распределение обработки способствует экономии энергии и снижает вычислительную нагрузку. Блок персонального мониторинга (3) также может отвечать за обработку и управление информацией, поступающей от других подключенных к нему портативных датчиков, которая может быть связана с другими физиологическими переменными (дыхательный ритм, частота сердечных сокращений, ЭКГ, вариабельность сердечного ритма, температура тела, физическая активность, падения, состав тела, импеданс кожи, пульсоксиметрия и т.д.). В предпочтительном варианте реализации блок персонального мониторинга (3) содержит следующие модули, как показано на фигуре 4:
a) Второй модуль передачи данных (17), предназначенный для установления двунаправленной беспроводной передачи данных, по меньшей мере, с измерительным блоком (2).
b) Второй вычислительный модуль (18), отвечающий за вторую часть обработки, связанной с оценкой уровня глюкозы. В нем также реализованы алгоритмы обнаружения тревожных ситуаций или ситуаций, которые следует признать заслуживающими внимания.
c) Интерфейсный модуль (19) для отображения информации от измерительного блока (2) и результатов от второго вычислительного модуля (18), позволяющий пользователю настраивать взаимодействие: сенсорное (19.а), визуальное (19.b), звуковое (19.с) или голосовое управление (19.d) и т.д. При обнаружении тревожного события интерфейс (19) включает адаптированные средства предупреждения (световые, звуковые, вибрационные и т.д.). Затем пользователь может отключить или установить беззвучный сигнал тревоги, пока он управляет и просматривает предоставленную информацию. Интерфейс (19) может использоваться двумя типами пользователей: пользователем, осуществляющим мониторинг, который может происходить в домашней среде, или профессиональным пользователем, который может иметь место в клинической среде.
d) Третий модуль передачи данных (20), предназначенный для установления двунаправленной беспроводной передачи данных с внешним поставщиком услуг (21).
e) Второй модуль (22) хранения данных, который отвечает за временное хранение информации из блока персонального мониторинга (3) в случае сбоя передачи данных или за постоянную запись такой информации, которая обеспечивает доступ к ней в будущем без необходимости удаленного подключения к внешней базе данных.
В предпочтительном варианте реализации настоящего изобретения блок персонального мониторинга (3) является портативным, хотя в других возможных вариантах реализации он также может представлять собой стационарную установку. Такое устройство можно реализовать физически с помощью смартфона или планшета.
Измерительный блок (2) и блок персонального мониторинга (3) поддерживают систему хронирования в реальном времени, чтобы управлять моментами измерения и периодами времени операций. Эта система хронирования также отвечает за присвоение каждой оценке момента времени, в который они выполняются. Блок персонального мониторинга (3) отвечает за координацию осуществления оценок уровня глюкозы в соответствии с заранее установленным планом, который может быть настроен опытным пользователем локально через интерфейс (19) устройства или удаленно через телематические службы Электронной системы здравоохранения. Такие оценки будут активированы в измерительном блоке (2) посредством отправки команды. Иерархическая процедура установлена от блока персонального мониторинга (3) к измерительному блоку
(2) на основе отправки команд для синхронизации систем хронирования. Различные пользователи, как эксперты, так и пользователи, осуществляющие мониторинг, также могут активировать мгновенное осуществление оценки. Это мгновенная активация может быть выполнена с помощью кнопки (8) измерительного блока (2) или с интерфейса (19) блока персонального мониторинга (3).
Блок персонального мониторинга (3) может управлять информацией автономно, включая управление аварийными сигналами, установление непрерывной передачи данных с пользователем с измерительным блоком (2) и с внешним поставщиком услуг (21) для интеграции информации и сигнализации в системе электронного здравоохранения.
Структурная и функциональная модульность устройства для неинвазивной оценки уровня глюкозы в крови позволяет использовать две возможные конфигурации: распределенную (1), в которой измерительный блок (2) физически отделен от блока персонального мониторинга (3), и другую, монолитную, показанную на фигуре 5, в которой измерительный блок (2) объединен вместе с блоком персонального мониторинга
(3) в едином устройстве (23). Во втором случае передача данных между обоими блоками может быть непосредственной или проводной (не беспроводной). Кроме того, измерительный блок (2) и блок персонального мониторинга (3) могут совместно использовать физические компоненты в монолитной конфигурации (устройство (23)), например, один вычислительный модуль.
В предпочтительном варианте реализации настоящего изобретения первый и второй излучатели света Е1 и Е2 (9, 11) расположены с возможностью прохождения световых лучей через относительно полупрозрачную область тела (10) (например, палец) и захвата их фотоприемником (12), расположенным на противоположной стороне области тела. Этот первый вариант реализации направлен на встраивание измерительного блока (2) в корпус, непрозрачный для светового спектра, в котором фотодетектор (12) является чувствительным, который выполнен с возможностью поддержания постоянного давления в области измерения (10).
В другом варианте реализации, как показано на фигуре 1, измерительный блок (2) включает в себя температурный модуль (24), который отвечает за измерение температуры области измерения (10), таким образом, модель оценки глюкозы включает эти данные для регулирования коэффициентов в зависимости от температуры.
В дополнение к компонентам и элементам, составляющим устройство, являющееся объектом данного патента, оно также характеризуется способом, используемым для неинвазивной оценки уровня глюкозы в крови, которая выполняется распределенным образом на двух уровнях: первый уровень обработки в измерительном блоке (2) и второй уровень обработки в блоке персонального мониторинга (3). Таким образом, устанавливают архитектуру и методологию распределенной обработки, что дает преимущества с точки зрения вычислений и энергосбережения. С точки зрения вычислений, поскольку такая многоуровневая структура позволяет компенсировать нагрузку обработки между двумя устройствами, чтобы предотвратить вычислительную перегрузку. С точки зрения энергии, поскольку наибольшее потребление энергии портативными устройствами связано с беспроводной отправкой данных. Поскольку многоуровневая обработка сокращает и отсекает информацию, передаваемую беспроводным путем, это способствует экономии энергии.
Указанный способ включает следующие операции, как показано на фигуре 6:
a) В течение предварительно заданного периода времени Р1 (25), когда первый и второй излучатели света Е1 и Е2 (9, 11) отключены, осуществляют оценку (28) параметра D1 как среднего значения сигнала S5.
b) В течение второго предварительно заданного периода времени Р2 (26), когда первый излучатель Е1 (9) активирован, а второй излучатель Е2 (11) деактивирован, осуществляют оценку (29) параметра D2 как среднего значения сигнала S5.
c) В течение того же периода времени Р2 (26) осуществляют оценку (30) параметра D3 как среднего значения разностей между последовательными максимумами и минимумами, идентифицированными в пульсирующем сигнале S4, связанном с сердечной деятельностью.
d) В течение третьего предварительно заданного периода времени Р3 (27), когда второй передатчик Е2 (11) активирован, а первый передатчик Е1 (9) деактивирован, осуществляют оценку (31) параметра D4 как среднего значения сигнала S5.
e) В течение того же периода Р3 (27) осуществляют оценку (32) параметра D5 как среднего значения разностей между последовательными максимумами и минимумами, идентифицированными в пульсирующем сигнале S4, связанном с сердечной деятельностью.
f) Оценка (33) уровня глюкозы в крови, исходя из модели, которая зависит от параметров D1, D2, D3, D4 и D5. Модель отделяет влияние глюкозы путем оценки зависимости по параметрам в соответствии с двумя условиями: когда молекулы глюкозы подвергаются воздействию света, связанного с максимальным поглощением в параметрах D2 и D3, или подвергаются воздействию света, связанного с минимальным поглощением в параметрах D4 и D5. Влияние окружающего света на измерение фотодетектора (12) оценивают в зависимости от параметра D1. Влияние компонентов сигнала, связанных со стационарными свойствами при измерении (уровень излучаемого света, стационарные свойства тканей, расположение и характеристики светоизлучателей и фотодетектора (12) или влияние области измерения (10)), а также возможные артефакты движения и другие источники ошибок, генерируемые низкочастотными сигналами, оценивают в зависимости от параметров D2 и D4. Модель выделяет влияние артериальной крови на оценку и исключает влияние других тканей, оценивая зависимость от параметров D3 и D5.
Зависимость модели для оценки уровня глюкозы от параметров D1, D2, D3, D4 и D5 основана на коэффициентах, которые могут быть настроены удаленно посредством отправки команд. Значение коэффициентов фиксируют с помощью количественного способа (способы наименьших квадратов, генетические алгоритмы, роевый интеллект или нейронные сети), который сводит к минимуму среднеквадратичную ошибку оценок в эталонном исследовании, которое используется в качестве способа калибровки. Существует три возможных модели оценки уровня глюкозы как функции коэффициентов: 1) обобщенная модель, в которой значение коэффициентов адаптировано для использования модели несколькими пользователями; 2) настраиваемая модель, в которой значение коэффициентов регулируется для оптимизации оценок глюкозы для данного пользователя; 3) обобщенная и настраиваемая модель, которая включает зависимость с другими параметрами, относящимися к конкретным характеристикам пользователя, таким как возраст, пол, тип диабета или контекст измерения.
Также можно выбрать способ представления оценки уровня глюкозы в пользовательском интерфейсе (19): текстовый, графический, звуковой и т.д. или их множественный выбор. Кроме того, данное предложение добавляет возможность выбора способа классификации пользователя на основе результатов оценки. Выбранный способ классификации устанавливает пороговые значения на основе уровня глюкозы в крови, что позволяет классифицировать пользователя по различным уровням, например: очень высокий, высокий, нормальный, низкий или очень низкий. Пороговые значения, уровни и результат классификации будут отображаться способом в соответствии со способом представления, выбранным для оценки (текст, графика, звук и т.д. или их множественный выбор). Способ классификации предполагает предварительные клинические знания и стандарты классификации, чтобы предоставить прямую информацию о состоянии пользователя и, таким образом, облегчить его оценку и диагностику.
Далее рассматривается возможность осуществления отслеживания истории оценок глюкозы для различных измерений пользователя. Такая запись истории будет отображаться способом в соответствии с выбранным способом представления (текст, графика, звук и т.д. или их множественный выбор). В каждом из измерений можно определить дату и время, когда была проведена оценка.
Задача изобретения может включать дополнительную обработку записи измерений, задачей которой является автоматическое определение тенденций, закономерностей и прогнозов в истории измерений, о которых можно уведомить пользователя.
Второй вычислительный модуль (18) также реализует систему для обнаружения нежелательных ситуаций, которая в случае обнаружения будет генерировать серию локальных и удаленных сигналов тревоги, которые позволят предпринять превентивные действия для пользователя. В такой системе используют библиотеку индикаторов, настраиваемых локально или удаленно, и таблицу с критическими значениями для генерации сигналов тревоги, связанных с указанными индикаторами. Эти показатели могут быть связаны с конкретной оценкой глюкозы, а также с анализом тенденций, закономерностей и прогнозов истории оценок. Логика и правила принятия решений, которые управляют активацией сигналов тревоги, также могут быть настроены в связи с одним или более индикаторами.