способ неинвазивного измерения концентрации оптически активных веществ, находящихся в крови

Формула изобретения

1. Способ неинвазивного измерения концентраций оптически активных веществ в крови путем облучения лазерным лучом зоны максимального скопления кровеносных сосудов на слизистой оболочке, приема и аппаратурного преобразования посредством выделения ориентации вектора поляризации и интенсивности отраженного излучения и расчета по ним концентрации вещества в крови, отличающийся тем, что для облучения используют лазерный луч с «нулевой поляризацией» и длиной волны в диапазоне 0,5 - 2,1 мкм, предварительно настраивают анализатор-поляроид на точки локального поглощения лазерного излучения в слизистой ткани определяемых веществ, фиксируют изменения ориентации вектора поляризации отраженного излучения в точках локального поглощения лазерного излучения по углу его поворота и судят о концентрации вещества по величине угла поворота вектора поляризации.

2. Способ по п.1, отличающийся тем, что в качестве слизистой оболочки используют слизистую верхнего или нижнего века.

3. Способ по п.2, отличающийся тем, что длину волны облучения лазерным лучом устанавливают равной 1,56 мкм.

4. Способ по п.1, отличающийся тем, что в качестве слизистой оболочки используют слизистую ротовой полости.

5. Способ по п.1, отличающийся тем, что в качестве слизистой оболочки используют слизистую половых органов.

6. Способ по п.1, отличающийся тем, что аппаратурное преобразование лазерного луча с "нулевой" поляризацией проводят путем изменения угла наклона вектора поляризации анализатором-поляроидом при повороте его лимба.

7. Способ по п.1, отличающийся тем, что аппаратурное преобразование лазерного луча с "нулевой" поляризацией проводят путем получения двух лазерных лучей с взаимно перпендикулярными векторами поляризации за счет пропускания лазерного луча с "нулевой" поляризацией через делитель-преобразователь с эффектом двойного лучепреломления.

8. Способ по п.1, отличающийся тем, что аппаратурное преобразование лазерного луча с "нулевой" поляризацией проводят путем его деления посредством призмы Николя или полупрозрачной пластины, получения двух лазерных лучей и фиксации изменения ориентации векторов поляризации отраженного излучения в точках локального поглощения лазерного излучения по углу их поворота одновременно для двух измеряемых веществ.

9. Способ по п.1, отличающийся тем, что аппаратурное преобразование лазерного луча с "нулевой" поляризацией проводят путем получения двух лазерных лучей с взаимно перпендикулярными векторами поляризации за счет пропускания лазерного луча с «нулевой» поляризацией через делитель-преобразователь, например кристалл исландского шпата, и пропусканием каждого лазерного луча через средство формирования поляризации лазерного луча с правоспиральным и левоспиральным вращением вектора в виде, например, фазовых пластин в одну четверть волны.

10. Способ по п.1, отличающийся тем, что при измерении под веко вводят инсулин.

11. Способ по любому из пп.6-9, отличающийся тем, что фиксацию изменения ориентации вектора поляризации отраженного излучения в точках локального поглощения лазерного излучения по углу его поворота проводят путем пропускания лазерного луча через средства индикации, включающие анализатор-поляроид, детектор в виде фотосопротивления и индикатор в виде миллиамперметра.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к медицинской диагностике и может быть использовано для определения количественного значения таких оптически активных веществ в крови, как глюкоза, фруктоза, мочевина, камфара, никотин, кодеин, мальтоза, винная кислота и других веществ, а также конгломератов, путем облучения лазерным излучением кровеносных сосудов, лежащих на поверхности выбираемых слизистых оболочек.

Известны ферментные способы определения количества наличия искомого вещества в крови, в данном случае глюкозы, заключающиеся в получении пробы крови посредством инжектора и определения количества глюкозы по тестовой бумаге [1, 2].

Недостаток известных способов в том, что они являются дорогостоящими и главное - требует обязательного забора крови.

Известен также способ неинвазивного измерения концентрации глюкозы в крови, при котором кровеносные сосуды облучаются через кожу, через значительный по толщине слой эпителия, коллимированным излучением полупроводникового лазера [3].

К недостаткам известного способа следует отнести низкую точность измерения, а также реально - измерение только одного вещества, при этом невозможно перестроение или одновременное измерение другого, из вышеперечисленных веществ.

Известен также способ определения вещества в крови - глюкозы, при котором испытуемому монокулярно предъявляют стимулы желтого и красного цвета в виде импульсов с фиксированной пиковой яркостью со скважностью 0.5, располагая источник света при этом на расстоянии в среднем около 300 мм от глаза пациента и устанавливают при этом диаметр желтого стимула около 2,4 мм и диаметр красного стимула в среднем около 7 мм. В качестве физиологического показателя используют критическую частоту слияния мельканий (КЧСМ), определяют спектральную КЧСМ по каждому свету, находят средние значения таких частот для левого и правого глаза и проводят вычисление содержания глюкозы в крови по разности средних значений КЧСМ по формуле:

С=Со-b· КЧСМ,

где Со=10,6, b=0,92, - разность средних значений КЧСМ для желтого и красного света [4].

Недостатком известного способа является его низкая точность вследствие погрешностей, допускаемых при определении спектральных составляющих, а также то обстоятельство, что у больных сахарным диабетом ухудшается в первую очередь зрение из-за разрушения капилляров.

Наиболее близким к заявленному способу является способ неинвазивного измерения концентрации глюкозы путем облучения через кожу кровеносных сосудов с помощью полупроводникового диодного лазера с длиной волны 1,3-1,9 мкм. При облучении луч лазера взаимодействует с гетерогенными компонентами крови, происходит диффузное отражение света кровью, а отраженный свет регистрируют после его интегрирования интерферирующей сферой. Отраженный свет преобразуют посредством АЦП в цифровой сигнал и подают на микрокомпьютер, в котором, с использованием заложенной в программу вычисления тарировочной кривой, происходит измерение концентрации глюкозы [5].

Для того чтобы получить тарировочную кривую в известном решении, необходимо провести множество измерений и уточнений в процессе подготовки прибора к работе. Кроме того, в нем используется электромагнитное излучение, которое передается через кожу на кровеносный сосуд. Так как кожа состоит из эпителия и самой ткани, содержащей большое количество воды, такое излучение по современным исследованиям, имеет высокое поглощение в воде, следовательно, и в коже (см. фиг.2. График НТО-локальные максимумы поглощения). Рассчитанное, так называемое, "окно передачи воды", лежит в другом диапазоне, а именно, по графику, - в точке 0.5 мкм и 1.06-1.1 мкм, а диапазон же длин волн 1.3-1,9 мкм приходится на максимумы и никак не может являться "окном передачи воды". Следовательно, расчеты, на которых базируется данное решение, являются не только недостаточно точными, но и ошибочными.

Также данное решение является сложным технически, также обязательное наличие тарировочной кривой достигается за счет усложнения и за счет многочисленных измерений. Нельзя не учитывать тот факт, что эпителий искажает форму, интенсивность и параметры сигнала, что приводит к низкой точности определения содержания вещества в крови. Например, для некоторых слизистых, облучаемых лазерным излучением, согласно настоящему предложению, в частности внутренней части века, не требуется учитывать "окно передачи воды". Также не просчитан коэффициент поглощения от длины волны (частоты) излучения (фиг.2), что также сказывается на точности измерений.

Задачей изобретения является повышение точности измерения.

Данная задача решена за счет облучения кровеносных сосудов тех или иных выбранных слизистых оболочек, таких как находящиеся в ротовой полости или на внутренней стороне верхнего века или нижнего века или половых органов, электромагнитным лазерным излучением, с "нулевой" поляризацией, с дальнейшим его аппаратурным преобразованием в зависимости от условий измерения и характера молекулярной структуры измеряемого вещества, предпочтительно в диапазоне длин волн 0.5 мкм - 2.1 мкм, которым соответствуют локальные резонансные значения минимального поглощения в тканях, определяемых поглощением в воде и оксигемоглобине.

Данный способ позволяет повысить точность измерения концентрации глюкозы и других компонентов в крови за счет минимального искажения формы, интенсивности и таких параметров излучения, как вектор поляризации, а именно таких его характеристик, как изменение его по углу и вращению по оси его распространения. При этом не требуется наличия калибровочной или тарировочной кривой в электронном виде, что значительно упрощает систему, реализующую измерение.

Кроме того, другой задачей данного изобретения является расширение числа определяемых веществ, а также нахождение параметров одновременно двух различных веществ при одном измерении, что достигается, также за счет аппаратурного преобразования, - получением двух поляризованных лазерных пучков из излучения лазера с "нулевой" поляризацией, с дальнейшим аппаратурным преобразованием, при котором также происходит преобразование векторов поляризации этих пучков.

Данный способ также позволяет использовать не только резонансные значения поглощений излучения в тканях, но также резонансные колебания молекул вещества, возникающие как ответ на воздействие излучения с модулированным вектором поляризации, т.е. с его изменением параметров не только от нуля, но также на его изменения по углу и вращению вокруг оси распространения, что приводит к появлению резонансных значений по характеру структуры того или иного вещества. Например, левоспиральные структуры молекул тех или иных веществ, в большей степени откликаются на электромагнитное лазерное излучение, имеющее (в результате аппаратурного преобразования) левоспиральную фактуру.

Указанная цель в способе неинвазивного измерения концентрации оптически активных веществ, находящихся в крови, предусматривающем облучение лазерным лучом зоны предпочтительно максимального скопления кровеносных сосудов, определения параметров вектора поляризации и расчета содержания определяемого вещества в крови, достигается тем, что используют лазерный луч с "нулевой" поляризацией и с возможностью изменения длины волны излучения, предпочтительно в диапазоне 0.5 мкм - 2.1 мкм, далее подвергают лазерный луч с "нулевой" поляризацией аппаратурному преобразованию, с настройкой на "резонансные" значения векторов поляризации, причем значения аппаратурно преобразованных векторов поляризации устанавливают на соответствующее определяемое вещество, обеспечивают сочетание параметров вектора поляризации и длины волны излучения, используют в качестве поверхности для облучения лазерным лучом выбранную слизистую оболочку, а расчет содержания определяемого вещества в крови осуществляют путем определения разности между "резонансным" значением вектора поляризации и преобразованным значением вектора поляризации лазерного луча, отраженного от слизистой.

Кроме того, возможны частные решения указанных задач, заключающиеся в том, что:

- в качестве слизистой оболочки используют слизистую верхнего или нижнего века;

- длину волны облучения лазерным лучом при облучении слизистой верхнего или нижнего века устанавливают предпочтительно равной 1,56 мкм;

- в качестве слизистой оболочки используют слизистую ротовой полости;

- в качестве слизистой оболочки используют слизистую половых органов;

- аппаратурное преобразование лазерного луча с "нулевой" поляризацией и с настройкой на "резонансные" значения осуществляют путем изменения наклона вектора поляризации, например поляроидом, за счет угла его поворота;

- аппаратурное преобразование лазерного луча с "нулевой" поляризацией осуществляют с получением двух лазерных лучей с взаимно перпендикулярными векторами поляризации за счет пропускания лазерного луча с "нулевой" поляризацией через делитель-преобразователь, например кристалл исландского шпата, с получением эффекта двойного лучепреломления;

- аппаратурное преобразование лазерного луча с "нулевой" поляризацией осуществляют путем его деления, например, посредством призмы Николя или полупрозрачной пластины, и получением двух лазерных лучей, пропускаемых далее через средства настройки обоих лучей на выбранные "резонансные" значения векторов поляризации для измеряемых веществ, например поляроиды;

- аппаратурное преобразование лазерного луча с "нулевой" поляризацией осуществляют с получением двух лазерных лучей с взаимно перпендикулярными векторами поляризации за счет пропускания лазерного луча с "нулевой" поляризацией через делитель-преобразователь, например кристалл исландского шпата, и с дальнейшим пропусканием каждого луча через средства формирования поляризации лазерного луча с правоспиральным и левоспиральным вращением вектора, например фазовые пластины, в одну четверть волны;

- изменения от настроенных ранее "резонансных" значений векторов поляризации лазерного луча и/или лучей, отраженных от слизистой, определяют путем пропускания лазерного луча и/или лучей через средства индикации этого изменения, например через анализаторы-поляроиды, и регистрируют посредством электрической цепи из последовательно соединенных детектора (фотосопротивления) и индикатора (миллиамперметра), причем вход детектора подключен к выходу анализатора - поляроида;

- при расчете используют коэффициент поглощения, связанный с длиной волны излучения и свойствами тканей;

- в процессе измерения, под веко, вводят инсулин.

Заявленный способ поясняется чертежами фиг.1 - фиг.12, на которых:

на фиг.1а - изображен (условно) лазер с "нулевой" поляризацией, а на фиг.1б - картина распределения векторов поляризации для лазера с "нулевой" поляризацией, которые можно наблюдать при использовании поляроида - вращении его лимба,

на фиг.2 - представлены графики, с "резонансными", локальными поглощениями лазерного излучения в тканях, степени его поглощения в зависимости от длины волны излучения,

на фиг.3а - фиг.8а изображены средства аппаратурного преобразования лазерного луча с "нулевой" поляризацией в лучи с выделенными по углу и вращению векторами поляризации, а на фиг.3б - 8б - соответствующие этим средствам векторы поляризации, причем:

на фиг.3 и фиг.1б - пример реализации выделения вектора поляризации по углу посредством поляроида,

на фиг.4 и фиг.5 - пример выделения или структурирования (показано условно) левостороннего (левоспирального) и правостороннего (правоспирального) направления векторов поляризации посредством фазовых пластин в четверть длины,

на фиг.6 - пример выделения пучков с взаимно перпендикулярными векторами поляризации посредством делителя - кристалла исландского шпата (показано схематически),

на фиг.7. - пример выделения двух пучков посредством делителя (призма Николя) и их различной поляризации с использованием поляризаторов на обоих пучках,

на фиг.3 - пример выделения пучков с взаимно перпендикулярными векторами поляризации посредством кристалла исландского шпата (показано условно), с дальнейшим преобразованием векторов поляризации в левостороннее (левоспиральное) и правостороннее (правоспиральное) направления,

на фиг.9 - иллюстрация измерения одного вещества (при постоянном значении угла поворота поляроида) и другого вещества при "резонансной" настройке на измеряемое вещество путем изменением угла поворота поляроида (выбирается значение угла поворота вектора поляризации, при котором "отклик" вещества будет максимальным),

на фиг.10 - пример реализации системы для одновременного измерения двух различных веществ, при помощи фазовых пучков с взаимно перпендикулярными векторами поляризации,

на фиг.11 - иллюстрация системы с делителем для одновременного измерения двух различных веществ с пучками, настроенными по углам поворота, соответствующим "резонансным" откликам этих веществ,

на фиг.12 - пример реализации системы для одновременного измерения двух различных веществ с правоориентированной структурой молекул и левоориентированной структурой.

На фиг.9-12 в качестве средств индикации изображена электрическая цепь (на фиг.10-12 - две цепи) из последовательно соединенных детектора (фотосопротивления) и индикатора (миллиамперметра), причем вход детектора оптически связан с выходом анализатора-поляроида.

На фиг.1 - фиг.12 приняты следующие обозначения:

1 - лазер с "нулевой" поляризацией,

2 - луч лазера с "нулевой" поляризацией,

3 - внутренняя часть нижнего века (со стороны слизистой) в процессе облучения,

4 - поляроид,

5₁, 5 ₂ - фазовые пластины,

6 - делитель-преобразователь (кристалл исландского шпата),

7 - делитель лазерного луча на два потока (пучка),

8 - аппаратурно преобразованный луч лазера с "нулевой" поляризацией с измененной, выбранной поляризацией (по углу), причем (фиг.9):

8п - луч, падающий на слизистую,

8о - луч, отраженный от слизистой,

9₁ и 9₂ - аппаратурно преобразованные лучи лазера с "нулевой" поляризацией в лучи левостороннего (условное изображение) и правостороннего направления векторов поляризации,

10₁ и 10₂ - аппаратурно преобразованные лучи лазера с "нулевой" поляризацией (фиг.6 и фиг.8) в лучи с взаимно перпендикулярными направлениями векторов поляризации, причем (фиг.10):

10_1п и 10 _2п - лучи, падающие на слизистую,

10 _1o и 10_2о - лучи, диффузно отраженные от слизистой,

11₁ и 11 ₂ - лазерные лучи, получаемые за счет аппаратурного преобразования луча лазера с "нулевой" поляризацией путем пропускания через делитель (фиг.7 и фиг.11),

12₁ и 12₂ - дополнительно аппаратурно преобразованные лучи разделенного посредством делителя на два луча лазера с "нулевой" поляризацией и с различными углами наклона векторов поляризации, при использовании поляроидов (фиг.7), причем (фиг.11):

12_1п и 12_2п - лучи, падающие на слизистую,

12_1o и 12 _2о - лучи, диффузно отраженные от слизистой,

13 ₁ и 13₂ - аппаратурно преобразованные лучи лазера с "нулевой" поляризацией в лучи с взаимно перпендикулярными направлениями векторов поляризации, получаемые при прохождении кристалла исландского шпата, и дальнейшим преобразованием с помощью фазовых пластин в четверть волны, причем (фиг.12):

13_1п и 13_2п - лучи, падающие на слизистую,

13_1о и 13_2о - лучи, отраженные от слизистой,

14 - анализатор-поляроид,

15 - лучи лазера, прошедшие через анализатор-поляроид,

16 - детектор (фотосопротивление),

17 - электрическая цепь с выходным сигналом детектора,

18 - индикатор-измеритель (миллиамперметр),

19 - лимб шкалы настройки (угла поворота) поляроида (изображен на фиг.3 и фиг.9),

20 - лимб шкалы настройки (угла поворота) анализатора-поляроида (изображен на фиг.9),

Рпад. - интенсивность излучения, падающего на слизистую,

Рпогл. - интенсивность излучения, поглощающего слизистой,

Ротр. - интенсивность диффузно отраженного излучения от слизистой,

- угол вращения лимба настройки поляроида или анализатора-поляроида,

- длина волны (частота) электромагнитного лазерного излучения,

I₁₈ - показание индикатора 18.

Описываемый способ предназначен для измерения концентрации глюкозы, фруктозы, мочевины, камфары, никотина, кодеина, мальтозы, винной кислоты и других веществ, а также конгломератов, находящихся в крови, способных поляризовать источник луч лазера или изменять его поляризацию, то есть оптически активных веществ.

В основе способа лежит использование лазера с "нулевой" поляризацией (см. фиг.1), причем с определенной (регулируемой) длиной волны , луч которого подвергается специальному аппаратурному (т.е. с использованием определенных оптических элементов) преобразованию, и облучение открыто лежащих кровеносных сосудов, находящихся на выбираемой для этой цели той или иной слизистой оболочке.

В процессе облучения предполагается изменять не только длину волны излучения, а значит и его частоту, а также параметры вектора поляризации, при которых также повышается чувствительность отклика, то есть обратное воздействие на излучение, что повышает степень точности измерения.

Критические точки локального поглощения, в свою очередь являются также резонансными значениями длин волн излучения.

Подбирая резонансные значения частот излучения, а также резонансные значения векторов поляризации, которые зависят либо от угла их поворота по отношению к оси распространения, которые либо могут быть константой, и тогда угол поворота постоянен во времени и пространстве, либо при фазовом преобразовании - этот угол поворота изменяется и во времени и в пространстве (при помощи фазовых пластин в одну четверть волны), то есть использовать практически двойной резонанс, что позволяет получить максимальный отклик вещества на его воздействие, а значит, и максимальную точность измерений.

Также, можно варьировать изменение частоты излучения вокруг локальной (резонансной) точки поглощения таким образом, чтобы свести к минимуму процент поглощения излучения при максимальном "разгоне" колебаний молекул измеряемого вещества для получения адекватного ответа.

Независимо от любого из приведенных примеров реализации способа (фиг.9 - фиг.12) предварительно, в лабораторных условиях, осуществляют настройку соответствующих средств аппаратурного преобразования лазерного излучения с "нулевой" поляризацией таким образом, чтобы достигнуть именно "резонансного" эффекта на конкретное вещество путем:

- выбора длины волны (частоты) излучения ,

- также выбора из описанных выше элементов аппаратурного преобразования, основанных на изменении параметров вектора поляризации, способных в максимальной степени перевести вещество в состояние предельно высокой ответной реакции,

- проведения вычислений и фиксации численных значений - для дальнейших измерений и повышения точности. Одним из путей повышения точности являются вносимые поправки на коэффициент поглощения слизистых оболочек. Непосредственно перед облучением производят настройку той системы (фиг.9 - фиг.12), которая будет использована для измерения. Слизистая при этом, т.е. на время этого процесса, исключается из схемы настройки.

Например, при использовании системы, изображенной на фиг.9, устанавливают угол на лимбе 19, соответствующий повороту поляроида 4 на величину, адекватную по характеристикам измеряемому веществу, позволяющую получить максимальное значение его "ответа". Включают лазер 1 и устанавливают частоту (длину волны ) излучения, необходимую для данного измерения. Так, при использовании слизистой века 3, устанавливают длину волны излучения 1.56 мкм, поскольку излучение с такой длиной волны в наименьшей степени безвредно для глаз. Затем луч 8п направляют на вход анализатора-поляроида 14 и, контролируя показание тока I на индикаторе 18, вращают лимб 20 шкалы настройки анализатора-поляроида 14 до появления на индикаторе 18 максимального сигнала. При этом значение угла на лимбе 20 анализатора-поляроида 14 должно совпасть со значением угла на лимбе 19 поляроида 4. Затем все компоненты системы закрепляют таким образом, чтобы приступить к измерению с участием пациента.

При облучении (см. например, также фиг.9) лазером 1 с "нулевой" поляризацией кровеносных сосудов, находящихся на слизистой, например на внутренней стороне века 3, которое предварительно отгибают с некоторым усилием F, электромагнитное излучение мощностью Рпад. взаимодействует с компонентами крови. Небольшая часть Рпогл. излучения поглощается, проникая сквозь веко 3, остальная часть Ротр. диффузно отражается кровью. Далее отраженный от слизистой луч попадает на анализатор-поляроид 14, проходит через него на детектор 16 и далее на индикатор 18, который отображает значение сигнала I в функции от изменения угла вектора поляризации: по сравнению с установленным ранее "резонансным" значением на поляроиде 4.

Измерение производится следующим образом.

Перед облучением устанавливают значение угла на лимбе 20 настройки анализатора-поляроида 14 равным "резонансному" значению, которое было установлено до облучения на поляроиде 4. На индикаторе 18 получают показание (ток) уменьшенного значения. Оптически активные измеряемые вещества поляризуют в свою очередь электромагнитное излучение, изменяя его характеристики, и анализатор-поляроид 14 фиксирует эту степень изменения через детектор 16 на индикаторе 18 как некую потерю первоначальной интенсивности лазерного излучения. Вращая лимб 20 шкалы анализатора-поляроида 14, можно изменять интенсивность пучка. При определенном угле поворота лимба 20 по значению интенсивности пучка на индикаторе 18 можно судить о концентрации вещества в крови, например, глюкозы.

Для определения более точного результата по глюкозе необходимо закапать под веко 3 инсулин и повторить измерение. При этом по резкому изменению значения излучения на индикаторе 18, можно сделать более точным расчет именно по глюкозе и других сахаросодержащих веществ. В данном случае инсулин играет роль юстировочной жидкости для выделения соответствующего сигнала и более точного определения его значения.

В каждом примере реализации способа фиг.9 - фиг.12 луч 2 лазера 1 подвергается определенному аппаратурному преобразованию и обеспечению при этом настройки на "резонансное" значение на измеряемое вещество. В примере реализации, изображенном на фиг.9 (также на фиг.3), это обеспечивается поляроидом 4, имеющим возможность вращения на 360 град.

На фиг.10 (также на фиг.6) аппаратурное преобразование обеспечивается путем использования кристалла исландского шпата 6. При этом, проходя через кристалл исландского шпата 6, луч 2 лазера 1 расщепляется на два луча 10₁ и 10₂, поляризационные векторы которых ориентированы один по отношению к другому под прямым углом (фиг.6б), т.е. взаимно перпендикулярно. Падающие на слизистую внутреннюю часть века 3, лучи 10_1п и 10 _2п, отражаясь от нее - это лучи 10_1o и 10_2о - направляются через анализаторы-поляроиды 14₁ и 14₂ и далее через детекторы 16₁ и 16 ₂, связанные электрическими цепями с индикаторами 18 ₁ и 18₂. Данная система предназначена для одновременного измерения двух веществ.

Изображенная на фиг.11 система также предназначена для одновременного измерения двух веществ и содержит средства аппаратурного преобразования, такие как делитель 7 и поляроиды 4₁ и 4 ₂ - в каждом из лучей 11₁ и 11 ₂. Отраженные от слизистой 3 лучи 12_1o и 12_2о направляются на анализаторы-поляроиды 14₁ и 14₂ и далее через детекторы 16₁ и 16 ₂, а с них, по электрическим цепям, на индикаторы 18 ₁ и 18₂.

На фиг.12 изображена реализация системы, которая содержит средства аппаратурного преобразования, такие как делитель-преобразователь - кристалл исландского шпата 6 (допускается использовать просто делитель 7) и далее, оптически подключенные, по каждому лучу 10₁ и 10 ₂, фазовые пластины 5₁ и 5 ₂. Падающие на слизистую века 3 лучи 13 _1п и 13_2п, отражаются от нее, - это лучи 13_1o и 13_2о, направляемые по оптическому (воздушному) каналу на анализаторы-поляроиды 14₁ и 14₂, и далее, через детекторы 16₁ и 16 ₂, на индикаторы 18₁ и 18 ₂. Эта система обеспечивает также одновременное измерение двух веществ со структурой молекул, имеющих право- и левостороннюю ориентацию.

Для примера поясним порядок измерения с помощью этой системы.

Измерение производится сразу двумя пучками, имеющими право- и левостороннюю поляризацию, с длиной волн равной 0,5 мкм или 1.1 мкм, частоты которых имеют минимальное поглощение в воде и оксигемоглобине. Также, дополнительно, для уточнения результатов можно использовать в комбинации и точки максимального поглощения для усиления контраста в точности измерения. Для век следует использовать также луч, предпочтительно с длиной волны 1,56 мкм, которая, как отмечалось ранее, считается безвредной для глаз, но имеет большую степень поглощения в тканях. Для других слизистых необходимо учитывать коэффициент поглощения в тканях (фиг.2), с учетом выбранной длины волны излучения. Установленные заранее на максимум "пропуска" излучения анализаторы-поляроиды 14₁ и 14₂

(что производится, напомним, без пациента), фиксируют на детекторах 16₁ и 16₂ активность взаимодействия лучей с измеряемым веществом, что и выводится на индикаторах 18₁ и 18 ₂.

Использование аппаратурного преобразования по поляризации - лево- и правосторонней, а также изменение частоты излучения лазера 1, позволяет более точно проводить измерения, так как учитывается структура измеряемого вещества и его резонансные свойства: молекулы, имеющие левостороннюю структуру, лучше откликаются на излучение с левосторонним направлением вектора поляризации и наоборот. А изменение длины волны излучения (частоты) активизирует взаимодействие вещества с излучением, а также позволяет лазерному лучу проникать в ткани с наименьшими потерями.

Использование аппаратурного преобразования по поляризации левосторонней и правосторонней, а также изменение частоты лазерного излучения позволяет более точно проводить измерения, так учитывается структура измеряемого вещества и его резонансные свойства: молекулы, имеющие правостороннюю структуру, лучше откликаются на соответствующее излучение и наоборот. А изменение частоты (длины волны) излучения активизирует взаимодействие с излучением, а также позволяет лучу проникать в ткани с наименьшими потерями.

Отметим, что в каждой из систем (фиг.9 - фиг.12) анализатор - поляроид (14) юстируется так же, как поляроид (4) - по градуировке по шкалам, нанесенным на их лимбы, соответственно 20 и 19, причем, при начальной настройке, без пациента, градус поворота у них должен полностью совпадать, чтобы обеспечить режим максимального "пропуска".

На основе данного изобретения создаются предпосылки создания целого ряда удобных, недорогих, сверхпортативных и простых в эксплуатации систем для измерения концентрации глюкозы и других веществ в крови.

ИСТОЧНИКИ ИНФОРМАЦИИ

1. Патент США №4679562, А61В 5/00, 1987.

2. Патент США №4685463, А61В 5/00, 1987.

3. а.с. СССР №1409218, G01N 33/66, 1981.

4. Патент РФ №2023270, G01N 33/66, 1990.

5. Патент РФ №2122208 С1.

6. Описание технических характеристик лазерных скальпелей-коагуляторов НТО "ИРЭ-Полюс" (141190, Московская обл. г.Фрязино, пл.Введенского, 1).