Контроль содержания анализируемых компонентов в тканях человеческого тела с использованием инфракрасного излучения.

1 Предпосылки к созданию изобретения Область изобретения Настоящее изобретение относится к области спектроскопических способов измерения изменений концентрации анализируемых компонентов (например, глюкозы) в тканях человеческого тела (например, в крови) с использованием неинвазивного способа, т.е. способа, не требующего отбора образцов тканей человеческого тела для анализа. Изобретение включает в себя способ и устройство для обнаружения естественного инфракрасного излучения человеческого тела с помощью детектора инфракрасного излучения в сочетании с соответствующими фильтрами, такими как фильтры отрицательной корреляции, узкополосные фильтры или иные детекторно-фильтрующие модули. Предлагаемый способ и устройство базируются на открытии явления модуляции естественного теплового излучения человеческого тела (особенно ушной барабанной перепонки) сигналами состояния излучающей ткани. Спектр инфракрасного излучения барабанной перепонки несет в себе спектральную информацию о содержании анализируемых компонентов крови. Эта информация может находиться в прямой корреляции с концентрацией компонентов крови, например, концентрацией глюкозы. Предшествующий уровень техники Современное состояние техники измерения уровня содержания сахара в жидкостях человеческого организма, а также в продуктах питания, фруктах и прочих сельскохозяйственных продуктах характеризуется тем, что для проведения указанных измерений требуется взятие пробы объекта анализа. Существуют специальные устройства для определения уровня содержания глюкозы в крови пациентов,страдающих сахарным диабетом. В этих устройствах используется технология отбора небольшой порции крови посредством прокола пальца иглой. Взятая кровь помещается далее на химически подготовленные узкие пластинки,которые затем вставляются в портативное устройство, выполняющее анализ крови и обеспечивающее измерение уровня содержания глюкозы в ней. Это приводит к тому, что больные диабетом, нуждающиеся в контроле содержания глюкозы в крови, должны подвергаться проколу пальцев, и многим из них приходится делать это много раз в день. С целью исключения болезненной процедуры взятия крови на анализ, являющейся к тому же потенциальным источником инфекции,были изобретены неинвазивные оптические способы измерения содержания сахара в крови,основанные на применении явлений абсорбции,передачи, отражения или люминесценции для спектроскопического анализа концентраций глюкозы крови. В патентах США 3,958,560 и 4,014,321, выданных на имя В.Ф. Марча (W.F.March), описывается уникальный датчик уровня содержания глюкозы в организме пациента. Принцип действия устройства с этим датчиком основан на автоматическом сканировании роговицы глаза с одной стороны парой источников поляризованного излучения, каждый из которых работает в своем диапазоне длин волн. При этом датчик, расположенный по другую сторону роговицы, обнаруживает оптический поворот луча, прошедшего через роговицу. Поскольку уровень содержания глюкозы в кровотоке пациента является функцией (сложного характера) от содержания глюкозы в роговице глаза, поворот плоскости поляризации сканирующего луча позволяет определить уровень концентрации глюкозы. В патенте США 3,963,019, выданном на имя Р.С. Квандта (R.S. Quandt), описываются способ и устройство для обнаружения изменений химического состава тканей человеческого тела, например, при глицинозе. В этом аппарате луч света проецируется на глаз пациента и проходит через слой внутриглазной жидкости. Анализатор, улавливающий этот луч на выходе из глаза, сравнивает параметры выходящего луча с нормативными, в результате чего индицируется и выявляется концентрация глюкозы в организме пациента. В патенте США 4,882,492 на имя К.Дж. Шлагера (K.J. Schlager) описывается неинвазивное устройство и соответствующий ему способ измерения концентрации глюкозы или других анализируемых компонентов в крови пациента. В устройстве используются диффузноотражательные и передаточные измерения степени поглощения инфракрасного излучения. Вышеупомянутые устройство и способ базируются на принципе недисперсионной корреляционной спектрометрии. Посредством обнаружения различий в силе света двух разных лучей,один из которых проходит через фильтр отрицательной корреляции, а другой - нет, устройство выдает показание, пропорциональное концентрации анализируемого компонента. В патенте США 4,883,953, выданном К. Коаси (К. Koashi) и X. Йокота (Н. Yokota) описывается способ измерения концентрации сахара в жидкостях с помощью излучения в ближней инфракрасной области спектра. Концентрация сахара в отобранной пробе определяется путем вычислительной обработки спектра поглощения сахара на различной глубине анализируемого образца. Измерение осуществляется с использованием инфракрасного излучения с относительно невысокой энергией, проникающего только в поверхностный слой образца, и сравнительно мощного инфракрасного излучения, проникающего относительно глубоко в толщу анализируемого образца. В патенте США 5,009,230, выданном на имя Д. П. Хатчинсона (D.P. Hutchinson), описывается устройство для неинвазивного определе 3 ния содержания глюкозы в крови пациента. Принцип действия этого глюкозного дозиметра основывается на особенностях поведения клеток глюкозы во вращающемся поляризованном инфракрасном излучении. Точнее говоря, два взаимно перпендикулярных инфракрасных луча с одинаковой поляризацией и минимальной степенью поглощения пропускаются через ткань,содержащую клетки крови, и затем производится точное определение степени изменения интенсивности полезного сигнала в зависимости от угла поворота обоих лучей. Этот угол поворота определяется уровнем содержания глюкозы. Указанный способ основывается на использовании способности инфракрасного излучения проходить через ткани человеческого тела при минимальном уровне поглощения тканей. В патентах США 5,028,787 и 5,068,536, выданных Р.Д. Розенталю и коллективу соавторов, описываются устройство для количественного анализа излучения в ближней ИК области спектра и способ калибровки неинвазивных измерений содержания глюкозы в крови путем исследования энергетических свойств этого излучения после его взаимодействия с венозной или артериальной кровью либо после прохождения через кровоток какойнибудь части человеческого тела. В патенте США 5,054,487, выданном на имя Р.Х. Кларке (R.H. Clarke), описывается способ неинвазивного анализа материалов путем множественного облучения их световыми пучками с разными длинами волн. Далее проводятся измерения интенсивности отраженного света с этими длинами волн и анализируются соответствующие им коэффициенты отражения, которые затем коррелируются с конкретными свойствами исследуемого материала (например, с концентрацией определенных ингредиентов). Еще один способ измерения содержания сахара в крови изложен в патентах США 5,146,091 и 5,179,951, выданных Марку Б. Кнадсону (Mark В. Knudson); в этом способе производится исследование жидких компонентов человеческого тела путем измерения параметров света, отраженного от барабанной перепонки. Испытательный и эталонный пучки с длиной волны, чувствительной к присутствию глюкозы(с волновыми числами от 500 до 4000 см-1), направляются на барабанную перепонку, которая содержит жидкость с неизвестной концентрацией некоторого компонента. Измерение интенсивности испытательного светового пучка и эталонного света производится с помощью фотоэлемента, который улавливает оба отраженных пучка с изменившимся в результате прохождения через жидкость спектром. Для измерения расстояний, пройденных испытательным и эталонным пучками, предусмотрен соответствующий дальномер. По уменьшению интенсивности того и другого света и измеренным расстояниям специальное вычислительное устрой 002636 4 ство определяет уровень содержания конкретного компонента в анализируемой жидкости. Патент США 5,313,941 содержит описание неинвазивного импульсного инфракрасного спектрометра, предназначенного для измерения концентрации, по меньшей мере, одного заданного компонента в крови пациента. Описываемое устройство состоит из источника широкополосного импульсного ИК излучения с различными длинами волн не менее 2,0 мкм и детектора ИК излучения, который обнаруживает волны определенной длины, прошедшие через артериальные кровеносные сосуды пациента и избирательно поглощенные, по меньшей мере,одним из заданных компонентов. В другом способе (патент США 5,341,805, выданный М. Стравриди (М.Stravridi) и B.C. Грандфесту (W.S. Grundfest концентрация глюкозы в отобранном образце определяется глюкозным дозиметром, в котором используется принцип контроля за люминесцентным излучением, вызываемым непосредственно присутствием глюкозы в анализируемом объекте. Образец облучается ультрафиолетовым светом возбуждения, который заставляет глюкозу флуоресцировать. Детектор улавливает и контролирует это индуцированное свечение в двух диапазонах длин волн. Один из них включает в себя характерный для глюкозы пик спектра излучения, а другой служит эталоном с известными спектральными характеристиками. Вычисление концентрации глюкозы в исследуемом образце производится встроенным в устройство процессором. В патентах США 5,360,004 и 5,379,764, выданных Д. Прди (D. Purdy) и его соавторам, описываются способ и устройство,предназначенные для неинвазивного определения концентрации, по меньшей мере, одного компонента в организме млекопитающих. Отобранная проба тканей млекопитающего подвергается облучению под углом в ближней ИК области спектра, который включает в себя два или более различных диапазонов излучения с постоянной длиной волны. Индуцированное в результате отражнное излучение исследуемого образца улавливается устройством, и по нему вычисляется концентрация интересующего компонента. В патенте США 5,370,114, выданном Дж. Вонгу (J.Y. Wong) и его соавторам, описывается измерительное устройство для неинвазивного определения химического состава крови и измерения концентрации отдельных ее компонентов. Устройство состоит из источника облучающего света в инфракрасной области спектра и устройства обнаружения света, излучаемого молекулами под воздействием облучения вышеупомянутым источником. При этом контролируются, по меньшей мере, два дополнительных детектируемых сигнала, которые обрабатываются с использованием волновых 5 чисел, позволяющих исключить влияние эффектов колебания температуры и давления на вычисляемые по результатам измерений уровни содержания глюкозы в крови. В патенте США 5,383,452, выданном Я. Бухерту (J. Buchert), описываются способ, устройство и процедура неинвазивного обнаружения изменений концентрации сахара в крови. Измерение выполняется с использованием естественных признаков присутствия сахара, выражающихся во вращении плоскости поляризации света, испускаемого хромофорами биологических частиц, растворяющихся в жидкостях человеческого организма вместе с сахаром. Степень поляризации света, излучаемого центрами люминесценции, под влиянием взаимодействия с оптически активной средой, каковой является сахар, оказывается пропорциональной концентрации сахара в крови. В другом исследовании, опубликованном Дж.С. Мейером (J.S. Maier) и его соавторами вOptics Letters, V. 19,24 за 15 декабря 1994 г.,стр. 2062, а также М. Колем (М. Kohl) с соавторами в том же номере на стр. 2170, показано,что разность показателей преломления внеклеточной жидкости и клеточных компонентов может изменяться в зависимости от уровней содержания глюкозы в тканях, что оказывает влияние на показатель преломления внеклеточной жидкости. Исследователи спроектировали и изготовили частотный спектрометр для исследования тканей человеческого тела, работающий в ближней ИК области спектра и способный определять степень уменьшения коэффициента рассеяния ткани с точностью, достаточной для обнаружения изменений уровня содержания глюкозы в организме в нормальных условиях и при патологии. Другие патенты, рассматриваемые ниже,относятся к области неинвазивного анализа содержания глюкозы в крови и базируются на многочисленных спектроскопических, электрохимических и акустических способах измерения различных скоростей. В патентах США 4,875,486 и 5,072,732, выданных У. Рапопорту (U. Rapoport) и коллективу соавторов, описывается устройство, основанное на использовании явления ядерного магнитного резонанса; в этом устройстве фактическая концентрация глюкозы определяется путем сравнения заданных резонансных пиков воды и глюкозы с их измеренными значениями. Патент США 5,119,819, выданный Г.Х. Томасу (G.H. Thomas) с коллективом соавторов,описывает акустические способы измерений скорости для контроля влияния концентрации глюкозы на плотность и степень адиабатического сжатия сыворотки крови. В патенте США 5,139,023, выданном Т.Х. Стенли (Т.Н. Stanley) с соавторами, описан способ неинвазивного контроля содержания 6 глюкозы в крови на основе корреляционной зависимости количества глюкозы, проникающей сквозь эпителиальную мембрану, каковой является, например, кожа, от состояния глюкозоприемной среды на определенном интервале времени. По истечении этого интервала наблюдаемая глюкозоприемная среда извлекается для анализа и исследуется с целью обнаружения присутствия глюкозы с использованием традиционных аналитических способов. В патенте США 5,140,985, принадлежащем Дж.М. Шредеру (J.M. Schroeder) и его соавторам, описывается измерительное устройство и индикаторное устройство, показывающие уровень глюкозы крови на основе замеров содержания глюкозы в частицах пота или в иных жидкостях человеческого организма; в измерениях используется множество кислородочувствительных датчиков, покрытых полупроницаемой мембраной. Описанное устройство может подсоединяться непосредственно к руке; реагируя на локальное потоотделение, устройство показывает уровень глюкозы в крови обследуемого пациента. Проведенный выше обзор современных устройств для неинвазивного определения уровня глюкозы крови свидетельствует о существовании множества подходов к этой проблеме и подчеркивает ее важность. Тем не менее, ни одно из рассмотренных устройств до сих пор не появилось в продаже. Многие авторы утверждают, что их устройства обладают высокой точностью определения уровня глюкозы крови и потому могут использоваться больными сахарным диабетом для постоянного домашнего контроля. Однако всем таким устройствам свойственны определенные ограничения из-за использования в них при измерении поглощения,передачи или отражения излучения в ближней ИК области спектра, в которой возможно побочное поглощение излучения и другими химическими компонентами, а не только глюкозой. Вследствие этого анализы, базирующиеся на использовании только одной или двух длин световых волн, могут приводить к неточным результатам, если в крови присутствует алкоголь либо какое-то иное вещество, поглощающее волны тех же частот. Кроме того, результаты исследований могут быть сведены на нет ошибками измерения, свойственными устройству, а также по причине аномальных характеристик исследуемых образцов (со спектрами, отличными от калибровочного) - из-за наличия физиологических различий между людьми (например, в пигментации кожного покрова или в толщине пальца, из которого берется кровь). Для исключения влияния неглюкозных источников излучения и получения чисто глюкозной спектральной характеристики необходимо сочетать способы спектроскопии в ближней ИК области спектра с утонченными математическими и статистическими способами. Еще одно ограниче 7 ние, свойственное рассмотренным выше типам устройств для анализа уровня глюкозы крови,состоит в том, что они нуждаются в индивидуальной настройке на каждого пациента - по причине различных уровней водного баланса организма и разного содержания в нем жиров и белков, что приводит в итоге к неодинаковому поглощению излучения в ближней ИК области спектра у разных людей. А поскольку содержание глюкозы в человеческом организме составляет лишь одну тысячную долю от общего содержания в нем других химических элементов(и все они обладают способностью поглощать излучение в ближней ИК области спектра), вариации этих компонентов от пациента к пациенту могут сделать универсальную калибровку соответствующих устройств делом весьма сомнительным. Прочие неинвазивные (но одновременно и не прямые) способы измерения уровня глюкозы крови, как и предназначенные для этого устройства, реализуют попытки определения содержания глюкозы в организме путем замеров ее концентрации в поте, слюне, моче или слезах. Такие измерения могут быть вполне надежными в плане общей техники химического анализа, однако, они никак не смогут стать орудием определения уровней глюкозы крови из-за сложных и не всегда четко определенных зависимостей между содержанием глюкозы в крови и ее концентрацией в других жидкостях человеческого организма. В то же время предлагаемые более точные акустические способы измерения скоростей движения отдельных компонентов крови оказываются недостаточно надежными по причине отсутствия твердо установленных простых зависимостей, которые позволяли бы связывать результаты подобных измерений с уровнями глюкозы крови. Следует отметить, что ни в одном из вышеописанных способов и устройств для неинвазивного измерения уровня глюкозы крови или содержания иных биологических компонентов человеческого организма не принимается во внимание тот факт, что тело человека в действительности является источником очень сильных электромагнитных сигналов микроволнового диапазона. Между тем в настоящее время уже изобретены неинвазивные оптические способы измерения содержания сахара в крови, в которых явления поглощения, передачи, отражения,рассеивания света или люминесценции в ближней ИК или инфракрасной областях спектра излучения используются для спектроскопического анализа концентрации глюкозы в крови. Как и во всех стандартных способах спектроскопии, здесь для определения концентрации биологических компонентов человеческого организма с использованием тех или иных технических подходов необходимо иметь источник электромагнитного излучения определенных длин волн и средство обнаружения результи 002636 8 рующего переданного, поглощенного или люминесцентного излучения после прохождения первичного света через исследуемую среду; в качестве такой среды могут выступать, например, кровеносные сосуды или другие ткани. Имеются в продаже также устройства обнаружения инфракрасного излучения, предназначенные для измерения температуры наблюдаемых объектов. В промышленности широко распространено применение ИК термометрии для дистанционного измерения параметров тепловых процессов и температур нагрева производственных агрегатов. В медицине хорошо известны способы бесконтактного измерения температуры тела пациента. Например, можно измерять температуру кожного покрова больного или температуру его тела (с еще большей точностью) путем определения количественных характеристик ИК излучения ушной барабанной перепонки. В основе таких измерений лежит общепризнанный факт, что барабанная перепонка является прекрасной точкой замера температуры человеческого тела благодаря наличию в ней общего кровотока с гипоталамусом главным центром регулирования теплового баланса в организме человека. Соответствующий тимпанический термометр помещается в раковину человеческого уха таким образом, чтобы детектирующее устройство в достаточной степени перекрывало слуховой проход с целью эффективного улавливания множественных отражений излучения барабанной перепонки. В результате барабанная перепонка превращает слуховой проход в своеобразное полое "черное тело" с излучательной способностью, практически равной единице. При этом сенсорному устройству оказываются хорошо "видны" и сама барабанная перепонка, и ее кровеносные сосуды в аспекте определения количественных характеристик ИК излучения, испускаемого барабанной перепонкой пациента. Известный из физики закон Планка устанавливает взаимозависимость между интенсивностью излучения, его спектральной характеристикой и температурой черного тела. По мере роста температуры возрастает энергия излучения, зависящая от длины его волны. С увеличением температуры пик излучательной способности смещается в область более коротких длин волн, а излучение происходит в широком их диапазоне. Полная энергия, излучаемая черным телом и измеряемая бесконтактным ИК термометром, есть результат суммирования энергии,излучаемой во всем диапазоне длин волн. Эта суммарная энергия пропорциональна интегралу от уравнения Планка, взятому по всем длинам волн, и описывается в физике законом СтефанаБольцмана. Принцип действия и конструкция тимпанических бесконтактных термометров описаны в целом ряде патентов США. В качестве примеров можно назвать патент США 4,790,324, 9 выданный Г. Дж. O'Харе (G.J. O'Наrа); патенты США 4,932,789 и 5,024,533, выданные Сюньи Егава (Shunji Egawa) с соавторами; патенты США 4,797,840 и 5,178,464, выданные Дж. Фрейдену (J. Fraden); патент США 5,159,936,выданный М. Йельдерману (М. Yelderman) с коллективом соавторов; патент США 5,167,235, принадлежащий А. Р. Сикорду (A.R.Seacord) с соавторами, и патент США 5,169,235, выданный X. Томинага (Н. Tominaga) с коллективом соавторов. Во всех перечисленных патентах описываются разнообразные технические подходы к стабилизации показаний и калибровке бесконтактных термометров. Некоторые из указанных устройств доступны для широкого использования, в том числе - бытовой безынерционный сканирующий термометр модели НМ-2 (Thermoscan Instant ThermometerModelНМ-2), выпускаемый фирмой Thermoscan Inc., 6295 Ferris Square, Suite G, San Diego, CA 92121-3248, и ряд устройств для клинического использования - наподобие моделейThermoscan PRO-1 и PRO-LT. Раскрытие изобретения Основной задачей настоящего изобретения является создание устройства и способа для неинвазивных измерений концентраций интересующего компонента (например, глюкозы крови) посредством анализа спектра естественного излучения участков человеческого тела, содержащих следы этого компонента, в инфракрасной области спектра. Другой задачей настоящего изобретения является создание устройства для неинвазивного определения концентрации анализируемых компонентов, например глюкозы крови. Вышеуказанное устройство осуществляет внешнее измерение интенсивности спектральной полосы анализируемого компонента (например, глюкозы) в ИК зоне. Еще одной задачей настоящего изобретения является создание неинвазивного определения концентрации анализируемых компонентов путем использования способа обнаружения естественного электромагнитного излучения человеческого тела с применением электронных устройств, чувствительных к инфракрасной области спектра. Дополнительной задачей настоящего изобретения является также создание способа, позволяющего обнаружить присутствие молекул анализируемого компонента в человеческом организме посредством измерения интенсивности характеристических спектральных полос искомого компонента в ИК области спектра с использованием способа недисперсионной корреляционной спектроскопии. Еще одна задача изобретения заключается в создании устройств и способов измерения электромагнитного излучения человеческого тела - излучения, которое претерпевает изменения под воздействием конкретных компонентов(например, глюкозы), присутствующих в крови,или под влиянием каких-либо компонентов тканей тела (но не только из-за них), - с применением фильтров отрицательной корреляции для обнаружения вышеупомянутого излучения в ИК области спектра. Следующая задача изобретения заключается в создании устройств и способов измерения электромагнитного излучения человеческого тела - излучения, спектральные характеристики которого модифицируются под воздействием конкретных компонентов (например, глюкозы),присутствующих в крови, или под влиянием каких-либо компонентов тканей тела (но не только из-за них), - с применением узкополосных и/или нейтральных фильтров плотности для обнаружения вышеупомянутого излучения в ИК области спектра. Еще одной задачей изобретения является установление корреляции между состоянием спектральной характеристики измеряемого излучения и концентрациями анализируемых компонентов крови (например, глюкозы) или каких-либо компонентов тканей человеческого тела. Основой всех перечисленных объектов изобретения служит тот факт, что человеческое тело является источником сильного естественного электромагнитного излучения в диапазоне микрометровых длин волн, а также открытие,согласно которому спектральная характеристика этого излучения несет в себе информацию о компонентах крови (например, об уровне содержания глюкозы) или о концентрациях других компонентов тканей тела. Человеческое тело излучает электромагнитную энергию в соответствии с общим законом физики, который гласит, что все объекты являются источниками теплового излучения с количественными и спектральными характеристиками, зависящими от их абсолютной температуры, свойств и текущего состояния. Зависимость между интенсивностью излучения черного тела, его спектральным распределением и температурой устанавливается законом ПланкаW0(,T) = 2c2h/5(ehc/kT - 1)-1 где W0(,Т) - излучательная способность источника спектра, Вт/см 2 мкм,T - абсолютная температура черного тела,К, - длина волны излучения, мкм,с - скорость света, равная 2,9981010, см/с,h - постоянная Планка, равная 6,62510-34,2 Вт с ,k - постоянная Больцмана, равная 1,38010-23, Вт с/К. Как видно из фиг. 1, с повышением температуры энергия излучения возрастает. При этом она изменяется в зависимости от длины волны. По мере увеличения температуры пик распреде 11 ления излучательной способности смещается в сторону более коротких длин волн, и излучение происходит в широком диапазоне. Отношение излучательной способностиW(,Т) спектрального источника, не являющегося черным телом, на конкретной длине волны к излучательной способности W0(,Т) спектрального источника, представляющего собой черное тело, на той же длине волны и при той же температуре называется монохроматическим коэффициентом излученияЕслисохраняет постоянное значение для всех длин волн, то этот вид тела может быть назван серым телом. В природе существует множество материалов, свойства которых близки к свойствам серого тела. Так, например, кожная ткань человека имеет интегральный коэффициент излучения, равный приблизительно 0,986. В случае ушной барабанной перепонки,которая очень интенсивно снабжается кровью и имеет очень тонкую кожную ткань с хорошей проницаемостью для ИК излучения, монохроматический коэффициент излучения должен изменяться в соответствии со спектральной характеристикой кроветворной ткани и зависеть от состава крови. Согласно закону Кирхгофа,однородное тело при неизменной температуре и при одинаковой длине волны излучения обладает поглощательной способностью А, равной монохроматическому коэффициенту излучения. Отсюда можно сделать вывод, что спектральные характеристики крови с разным содержанием глюкозы (или других компонентов),показанные на фиг. 2, изменяют излучательную способность барабанной перепонки и, благодаря этому, делают возможным измерение концентрации интересующего компонента (например,глюкозы) в крови. Излучение человеческого тела несет в себе информацию о спектральных характеристиках излучающего объекта и определяется абсолютной температурой тела, его свойствами и состоянием тканей. Излучение кожного покрова человеческого тела можно измерить, определив с высокой точностью количественные характеристики ИК излучения барабанной перепонки. В основе таких измерений лежит общепризнанный факт, что барабанная перепонка является прекрасной точкой замера температуры человеческого тела - благодаря наличию в ней общего кровотока с гипоталамусом - главным центром регулирования теплового баланса в организме человека. Соответствующий тимпанический термометр измеряет интегральную интенсивность ИК излучения; он помещается в слуховой канал таким образом, чтобы детектирующее устройство в достаточной степени перекрывало слуховой проход с целью эффективного улавливания множественных отражений излучения 12 барабанной перепонки. В результате барабанная перепонка превращает слуховой канал в своеобразное полое "черное тело" с излучательной способностью, теоретически равной единице. При этом сенсорному устройству оказываются хорошо "видны" и сама барабанная перепонка, и ее кровеносные сосуды в аспекте определения количественных характеристик ИК излучения,испускаемого барабанной перепонкой пациента. Спектр этого излучения изменяется в зависимости от состояния тканей, и эти изменения выявляются при сравнении с теоретическими характеристиками излучения черного тела, которые были представлены выше законами Планка и Кирхгофа. Таким образом, ИК излучение имеет спектральные характеристики, например, крови в сосудах барабанной перепонки. Благодаря этому становятся возможными измерения концентрации компонентов крови посредством спектрального анализа ИК излучения, свойственного в естественных условиях человеческому телу. Спектральные характеристики электромагнитного излучения человеческого тела несут в себе информацию обо всех компонентах тканей. В устройстве, являющемся предметом изобретения, спектральные характеристики различных компонентов тканей тела разделяются друг от друга с использованием способов недисперсионной корреляционной спектроскопии. Его основу составляет фильтр отрицательной корреляции, помещнный впереди детектора ИК излучения. Этот фильтр блокирует излучение в полосах спектра поглощения компонента, подлежащего измерению в одном из диафрагменных окон ИК детектора, в то время как другое его окно закрыто вторым фильтром, который способен блокировать излучение так, что в нем на всех длинах волн не будут присутствовать характеристики полос поглощения анализируемого компонента в интересующих областях спектра. Различная интенсивность излучения в двух детектирующих окнах, получаемая благодаря конструктивным особенностям детектора на уровне детектирования, обеспечивает получение результатов измерений, пропорциональных концентрации анализируемого компонента,и может, например, показывать концентрацию глюкозы в кроветворных тканях. Краткое описание чертежей На фиг. 1 представлен график спектральных изменений интенсивности излучения по длинам волн ИК спектра при различных температурах объекта, являющегося черным телом; на фиг. 2 изображен ИК спектр поглощения:b) обезвоженной человеческой крови с высоким уровнем содержания глюкозы;c) обезвоженной человеческой крови с низким уровнем содержания глюкозы;d) дифференциальный спектр обезвоженной человеческой крови со средним уровнем содержания глюкозы, показывающий одну из спектральных характеристик изобретенной детекторной системы; на фиг. 3 изображена упрощенная схема варианта выполнения устройства согласно изобретению; на фиг. 4 показана схема детектора ИК излучения, реализованная в устройстве согласно изобретению, гдеa) двухэлементный пироэлектрический детектор с двумя разными фильтрами, покрывающими две сенсорные кварцевые пластины;b) вид пироэлектрического детектора сверху;c) упрощенная электрическая схема сенсорной цепи; на фиг. 5 представлены результаты измерений концентрации глюкозы в крови пациента,полученные при взятии пробы на толерантность к глюкозе, гдеa) диаграмма значений, определенных с помощью устройства согласно изобретению с применением сахарного фильтра, в сравнении с уровнями концентрации глюкозы, измеренными бытовым глюкозным дозиметром, как функции интервала времени после приема внутрь дозы пищевого сахара;b) диаграмма значений концентрации глюкозы, измеренных бытовым глюкозным дозиметром, в сравнении с показаниями, измеренными устройством согласно изобретению; на фиг. 6 представлена диаграмма результатов измерений концентрации глюкозы в крови пациента, полученных в ходе проверки толерантности к глюкозе, гдеa) диаграмма значений, определенных с помощью устройства согласно изобретению c использованием узкополосного фильтра, в сравнении с уровнями концентрации глюкозы крови,измеренными бытовым глюкозным дозиметром,как функции интервала времени после приема внутрь дозы пищевого сахара;b) диаграмма значений концентрации глюкозы, измеренных бытовым глюкозным дозиметром, в сравнении с показаниями устройства согласно изобретению. Описание предпочтительного варианта осуществления изобретения Настоящее изобретение направлено на создание устройства и способа неинвазивного определения концентрации анализируемых компонентов в тканях человеческого тела (например, глюкозы в крови) путем улавливания его естественного ИК излучения в микрометровой области спектра человеческого тела. Устройство согласно изобретению измеряет естественное ИК излучение человеческого тела. Это излучение несет в себе спектральную информацию о состоянии тканей излучающего тела. При этом радиационный термометр изме 002636 14 ряет общую энергию ИК излучения тела на всех длинах волн, без выделения конкретных областей спектра. В устройстве согласно изобретению сигнал, снимаемый с детектора, пропорционален разности интенсивности спектра излучения тела на выходе фильтра со спектральной характеристикой измеряемого компонента(например, глюкозы крови) и интенсивности спектра ИК излучения тела на выходе фильтра,который не содержит спектральных полос того же компонента. Таким способом измеряемый сигнал не зависит от общей температуры излучающего тела, поскольку ее влияние уничтожается при вычитании двух спектральных плотностей. На фиг. 1 представлен график, отображающий спектральные характеристики излучения черного тела при различных температурах в интересующей ИК области спектра. На фиг. 2 а отображен ИК спектр поглощения D-глюкозы. Этот спектр показывает все представляющие интерес характеристические полосы для глюкозы в указанной области ИК излучения. Установив в одном из окон ИК детектора глюкозный фильтр и используя подходящий нейтральный фильтр для компенсации разности интенсивности на первом фильтре, с помощью устройства согласно изобретению можно измерить концентрацию глюкозы в тканях человеческого тела, которое является источником естественного электромагнитного излучения в ИК области спектра. На фиг. 2b показан ИК спектр обезвоженной крови с высоким уровнем содержания глюкозы, а на фиг. 2 с - ИК спектр обезвоженной крови с низким уровнем содержания глюкозы. Спектр разности кривых b и с приведен на фиг. 2d. Эта результирующая кривая на фиг. 2d представляет собой разностный спектр для глюкозы в обезвоженной крови в промежутке между высоким и низким ее содержанием. Приведенные на чертежах спектральные характеристики поглощения влияют на излучательную способность человеческого тела. Эта кривая показывает предпочтительную спектральную характеристику фильтра отрицательной корреляции. Устройство с таким фильтром будет иметь наивысшую чувствительность и наилучший динамический диапазон измерений применительно к глюкозе крови. Результирующий сигнал будет при этом пропорционален ее концентрации. На фиг. 3 приведена упрощенная схема варианта осуществления изобретения, при которой ИК излучение исследуемой мишени 1 (тканей человеческого тела) воспринимается оптической системой устройства согласно изобретению. Устройство состоит из рефлектора 3(вставляемого, например, в слуховой проход) с пластиковым футляром 2 (для соблюдения правил гигиены), изготовленным из тонкого полимерного материала, прозрачного для излучения в дальней ИК области спектра; из оптической 15 системы для улавливания ИК излучения, которая может представлять собой ИК волновод 4 в виде полой трубки, отполированной и/или позолоченной изнутри, либо оптоволокно, проводящее ИК излучение и изготовленное, например,из специального стекла ATRIR, которое производится фирмой Amorphous Materials, Inc.; из оптического затвора 5 и детектирующей системы с электронным блоком 8, микропроцессором 9 и блоком отображения информации 10. Упомянутый выше ИК волновод 4 может представлять собой любое устройство направленного действия, такое как зеркало, отражатель, линза и т.п. На приемном конце волновода 4 помещается оптический затвор 5 в виде шторки или обтюратора, которые приводят в действие механизм измерения характеристик ИК излучения детектирующей системой. Детектирующая система состоит из набора оптических ИК фильтров 6 и детектора 7, чувствительного к излучению человеческого тела в ИК области спектра. Датчик ИК излучения (детектор 7) может быть любого типа из числа известных специалистам. Этот датчик генерирует электрический сигнал,несущий в себе информацию о характеристиках воспринимаемого излучения. Электронный блок 8, микропроцессор 9 и блок отображения информации 10 предназначены для стабилизации температурных изменений параметров деталей устройства, компенсации влияния температуры окружающей среды, корреляционного анализа,вычисления и последующего отображения концентрации анализируемого компонента по результатам измерений спектральной интенсивности ИК излучения человеческого тела. Система детектирования, образующая основу для осуществления изобретения (фиг. 4 а),может состоять, например, из двухэлементного пироэлектрического детектора серии Р 4488,выпускаемого Hamamatsu Corporation (г. Бриджуотер, штат Нью-Джерси), с двумя пироэлектрическими сенсорными площадками 11 и 12,накрытыми кремниевой диафрагмой 13 с полосно-пропускающим фильтром волн длиной 5 мкм(для пропускания только ИК излучения, соответствующего излучению в диапазоне внутренних температур человеческого тела). Одна из сенсорных площадок 11 покрыта фильтром отрицательной корреляции, тогда как вторая сенсорная площадка 12 накрыта сверху подходящим нейтральным фильтром, который не имеет характеристических спектральных полос анализируемого компонента. Спектрально модифицированное ИК излучение, источником которого может быть, например, ушная барабанная перепонка, попадает сразу на обе диафрагмы; одна из них оснащена фильтром отрицательной корреляции, который задерживает излучение в полосах поглощения, характерных для измеряемого компонента; вторая часть излучения проходит через нейтральный полосовой фильтр, способный в равной степени блокировать излуче 002636 16 ние на всех длинах волн интересующего диапазона. Эта его способность используется для компенсации общего ослабления интенсивности излучения фильтром отрицательной корреляции первой сенсорной площадки. Обе сенсорные площадки 11 и 12 детектора 7 (их вид сверху показан на фиг. 4b), соединены таким образом,что их выходные сигналы вычитаются с помощью встроенной в детектор электрической схемы, приведенной на фиг. 4 с. Разность интенсивностей излучения по двум путям его прохождения оказывается пропорциональной концентрации анализируемого компонента. Далее выделенный детектором электрический сигнал подается на вход электронного блока 8, а затем поступает к микропроцессору 9 и на устройство отображения информации 10, как показано на фиг. 4. Интенсивность сигнала пропорциональна разности спектральных плотностей, измеренной детектором, а, следовательно, и концентрации интересующего компонента в тканях тела. Можно также использовать узкополосный фильтр с заданной спектральной характеристикой - по примеру показанного на фиг. 2d фильтра для измерения уровня глюкозы крови, установив его перед одной из диафрагм и накрыв другую подходящим нейтральным фильтром либо еще одним узкополосным фильтром со спектральной характеристикой, не содержащей волн, чувствительных к концентрации анализируемого компонента. Путем аккуратной настройки пиковой волны и полосы пропускания обоих узкополосных фильтров можно скомпенсировать влияние колебаний температуры тела. При этом сигнал на выходе нейтрального фильтра с плоской спектральной характеристикой будет сохранять зависимость от температуры тела, поскольку его спектр излучения (за исключением той части, которая пропускается узкополосным фильтром) не будет подавлен. Указанный способ предусматривает также использование дополнительного датчика для отслеживания температуры тела с целью компенсации этого эффекта. Однако такой способ не может обеспечить должную избирательность по отношению к анализируемому компоненту, которая свойственна вышеописанному варианту с применением фильтров отрицательной корреляции и использованием недисперсионных способов спектроскопии. В качестве детектирующей системы может использоваться любая из известных специалистам в этой области систем избирательной настройки на требуемые длины волн, например,та, что описана в патенте США 4,224,520,принадлежащем Р.Ф. Грину (R.F. Green), в патенте США 5,041,723, выданном М. ИсидеNorkus). На фиг. 5 и 6 отображены результаты измерений концентрации глюкозы в крови при 17 проверке организма пациента на толерантность к глюкозе. В ходе выполнения этой пробы пациент (не страдающий диабетом) принял орально около 75 г пищевого сахара в водном растворе. Замеры концентрации глюкозы в крови были произведены перед началом эксперимента и затем повторялись через каждые 10 или 15 мин после приема сахара с использованием бытового глюкозного дозиметра Tracer II производства компании Boehringer Mannheim Corporation (г. Индианаполис, штат Индиана). В процессе эксперимента, результаты которого представлены на фиг. 5, измерения выполнялись устройством согласно изобретению с применением в одной диафрагме детектора сахарного фильтра в качестве фильтра отрицательной корреляции, а в другой диафрагме - нейтральных фильтров, рассматривавшихся выше. Сахарный фильтр был изготовлен путем нанесения пленки водного раствора пищевого сахара на одну из диафрагм детектора. Фиг. 5 а показывает полученные результаты измерений, где светлые треугольники соответствуют показаниям устройства согласно изобретению, а черные точки - показаниям бытового глюкозного дозиметра на всем интервале времени эксперимента; нулевая отметка времени обозначает момент приема пациентом дозы сахара. На фиг. 5b приведена диаграмма измерений устройства согласно изобретению и измерений бытовым глюкозным дозиметром. Точки,соответствующие измерениям устройством согласно изобретению, дают значения, усредненные по трем последовательным замерам на временном интервале не менее 30 с. Для линейной регрессии коэффициент корреляции r = 0,94. Сахарный фильтр, помещенный в одну из диафрагм детектора, не оптимизировался по критерию наилучшей абсорбционной способности ни по каким параметрам. Внимание обращалось лишь на компенсацию общей интенсивности излучения при прохождении его через вторую диафрагму детектора в целях оптимизации результирующего электрического сигнала. Фиг. 6 а показывает диаграмму результатов измерений, выполненных устройством согласно изобретению с использованием полосового спектрального фильтра (светлые треугольники,замеры - через каждую минуту); черные точки соответствуют показаниям бытового глюкозного дозиметра (с отсчетами через каждые 10 мин) на всем интервале времени эксперимента; нулевая отметка времени обозначает момент приема пациентом дозы сахара. На фиг. 6b приведена диаграмма результатов измерений устройством согласно изобретению и бытовым глюкозным дозиметром. Для линейной регрессии значение коэффициента корреляции r = 0,95. Решающую роль в повседневном использовании устройства играет блок отображения 18 результатов измерений. При обследовании больных сахарным диабетом устройство будет выдавать информацию о концентрации глюкозы крови при каждом замере; при этом в памяти микропроцессора может сохраняться информация о результатах измерений уровня содержания глюкозы по каждому пациенту. Выше приведены примеры осуществления настоящего изобретения, допускающие различные изменения и дополнения, которые очевидны специалистам в данной области техники и могут быть внесены без выхода за пределы существа и объема изобретения, которые определены представленной ниже формулой изобретения. ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ 1. Способ определения концентрации анализируемого компонента в тканях человеческого тела путем неинвазивного измерения характеристик спектральных линий излучения этого компонента в инфракрасной области спектра,излучаемого телом человека в виде тепла,включающий в себя измерение спектральной интенсивности линий спектра излучения,установление линий спектра излучения,имеющих зависимость длины волны от компонентов тканей тела,обнаружение спектральных линий излучения с заданной длиной волны излучения,анализ спектральных линий излучения в ИК области спектра,установление корреляционной связи интенсивности спектральных линий излучения с концентрацией анализируемого компонента тканей тела. 2. Способ по п.1, отличающийся тем, что определяют концентрацию глюкозы в крови посредством неинвазивных измерений характеристик спектральных линий излучения компонентов тканей тела в ИК области спектра, естественным образом излучаемого барабанной перепонкой в спектре инфракрасных длин волн в виде тепла. 3. Устройство для неинвазивного измерения концентрации анализируемого компонента тела на основе измерения характеристик спектральных линий излучения анализируемых компонентов тканей человеческого тела в ИК области спектра, излучаемого естественным образом барабанной перепонкой в виде тепла, содержащее рефлектор, вставляемый в слуховой проход,пластиковый футляр из материала, прозрачного для излучения в ИК области спектра,ИК волновод для приема ИК излучения от барабанной перепонки и направления его на все диафрагмы детектирующей системы, 19 детектирующую систему, состоящую из набора оптических фильтров ИК излучения и детектора, чувствительного к ИК области теплового излучения человеческого тела и соединенного с электронным блоком, микропроцессором и блоком отображения информации, которые предназначены для формирования, вычислительной обработки и визуального представления электрического сигнала детектора для показа численного значения концентрации анализируемого компонента, Фиг. 1 20 набор оптических фильтров ИК излучения,состоящий из фильтра отрицательной корреляции или узкополосных фильтров. 4. Устройство по п.3, в котором ИК волновод выполнен в виде зеркала, отражателя, линз,полой трубки или оптоволокна. 5. Устройство по п.3, в котором детектор имеет, по меньшей мере, две сенсорные площадки, соединенные по схеме вычитания. 6. Устройство по п.3, дополнительно содержащее оптический затвор, выполненный в виде шторки или обтюратора.