JP2010284552A - Noninvasive measurement of blood sugar level - Google Patents

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Dale E Winther
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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a system and a device for carrying out a noninvasive test, evaluation and determination on a substance which is generally a part of a human body or other biological entity, for example, a glucose level in a blood, i.e. a blood sugar level. <P>SOLUTION: This noninvasive measurement system receives wave data reflected from the biological entity, for example, human blood, and correlates the received wave data with the substance in the biological entity, for example, a glucose molecule. The waves are light waves or infrared waves. The received wave data forms a matrix of pixels. The matrix of the pixels may be modified by techniques of masking, stretching, or removing hot spots or the like. Additionally, the pixels may be integrated to obtain an integration value which is correlated to the glucose level. This correlation process may use a lookup table, which may be calibrated to the particular biological entity. <P>COPYRIGHT: (C)2011,JPO&INPIT

Description

本発明は一般に人体又は他の生物学的実体の一部である物質の非侵入的なテスト、評価、又は決定を行なうためのシステム及び装置に関する。本発明はより詳細には人体又及び他の生物学的実体に存在する血液などの有機物又は流体中の分子又は他の物質の濃度又は他の特徴を非侵入的にテストし、評価し、又は決定するソフトウェアで実行される装置及びシステムに関する。   The present invention relates generally to systems and apparatus for performing non-invasive testing, evaluation, or determination of substances that are part of the human body or other biological entities. The present invention more particularly non-invasively tests and evaluates the concentration or other characteristics of molecules or other substances in organic matter or fluids such as blood present in the human body and other biological entities, or The present invention relates to an apparatus and a system that are executed by software for determining.

関連米国特許出願 本願は、１９９８年９月１８日にウォルター・ケー・プロニエビックス及びデール・イー・ウインザーにより出願された米国特許仮出願番号６０／１００，８０４の「眼球を通じての血糖の測定」の優先権を主張して１９９９年９月１７日にウォルター・ケー・プロニエビックス及びデール・イー・ウインザーにより出願された国際出願番号ＰＣＴ／ＵＳ９９／２１６８０「眼の光電子的観察に基づく血糖の非侵入的測定」の優先権を主張する。   Related U.S. Patent Application This application is a "measurement of blood glucose through the eyeball" of U.S. Provisional Application No. 60 / 100,804, filed September 18, 1998 by Walter K. Proniebix and Dale E. Windsor. International Application No. PCT / US99 / 21680, filed by Walter K. Proniebix and Dale E. Winder on September 17, 1999, claiming the priority of Claims the priority of “intrusive measurement”.

人体又は血液などの生物学的実体に存在する流体又は有機物中に含まれる分子又は他の物質の濃度又はその他の特徴をテスト、評価、又は決定することが必要、若しくは少なくとも望まれる場合がある。血液テストが、例示的に、糖尿病患者の血液中のグルコースのレベルをテストし、評価し、又は決定することを含むさまざまな科学的、医学的、及びその他の応用に使用されている。このようなテスト、評価又は決定は典型的に、糖尿病患者の血液内のグルコースのレベル（すなわち、普通は「血糖」と呼ばれる血液中のグルコースの濃度）を十分に監視するために、特に糖尿病患者の場合は毎日、数回、血液サンプルを抜取ることが必要であるという侵入的な手順により達成される。   It may be necessary, or at least desirable, to test, evaluate, or determine the concentration or other characteristics of molecules or other substances contained in fluids or organics present in biological entities such as the human body or blood. Blood tests are illustratively used for a variety of scientific, medical, and other applications, including testing, evaluating, or determining the level of glucose in the blood of a diabetic patient. Such tests, assessments or decisions are typically especially for diabetics in order to adequately monitor the level of glucose in the blood of diabetics (ie the concentration of glucose in the blood, commonly referred to as “blood sugar”). This is accomplished by an invasive procedure where it is necessary to draw a blood sample several times daily.

糖尿病患者の場合、侵入的手順は典型的には、指先又は耳たぶから適当な刺す道具を使用することにより血液を物理的に抜き取ること、又は、静脈から適当な皮下注射器を使用して血液を物理的に抜き取る。血液サンプルは、一旦、抜き取れられると、あるレベルの正確性と信頼性でもって血液グルコースのレベルを決定する適当な装置内に置かれる。このような装置は、最近、糖尿病患者が彼等のグルコースのレベルを自身でテストするために使用する手で持って運べるモニターの形式を有する。従来はこのように、糖尿病患者は刺す道具により彼又は彼女の血を抜取り、モニター内に挿入されるインデケータ小片上に抜取った血を置く。そして、置かれた血は解析されて、糖尿病患者の血液内のグルコースのレベルの表示を提供する。これに対応して、糖尿病の患者でなくとも血液グルコースを侵入的にテストし、評価し、又は決定することが必要なさまざまな科学的及び医学的応用が存在する。   For diabetics, invasive procedures typically involve physically drawing blood from a fingertip or earlobe by using a suitable pricking tool, or physically evacuating blood from a vein using a suitable hypodermic syringe. Pull out. Once drawn, the blood sample is placed in a suitable device that determines the level of blood glucose with a certain level of accuracy and reliability. Such devices recently have the form of monitors that diabetics can carry with their hands that they use to test their glucose levels themselves. Traditionally, a diabetic patient thus draws his or her blood with a stab tool and places the extracted blood on an indicator piece inserted into the monitor. The placed blood is then analyzed to provide an indication of the level of glucose in the blood of the diabetic patient. Correspondingly, there are a variety of scientific and medical applications that require blood glucose to be invasively tested, evaluated, or determined, even if it is not a diabetic patient.

言うまでも無く、血液グルコースのレベルをテストし、評価し、又は決定するための侵入的な手順はしばしば痛く、不快であり、怖く、そして全体的に望ましいものではない。発明者の一人は糖尿病であり、従って、これらの不利益について詳しい。子供や、重病人や、虚弱な人や、つぶれた静脈を有する者又は他の障害を有する者などの糖尿病患者の場合は特にそうである。糖尿病患者及び他の者から侵入的に血液を抜取ることは、感染の危険、見苦しい傷跡、付随した感覚の損失、侵入的に血液を抜取る望ましくない経験の繰返しに起因した病気又は既存の慢性状態の悪化をもたらす。事実、これらの不利益によりしばしば多くの糖尿病患者が血液グルコースのレベルを十分にテストすることを完全に思いとどまらせて、これにより重篤な又は生命に危険な合併症を引き起こす顕著なリスクを生じて彼等の寿命まで縮める。上述の不利益は上記の従来の手で持って運べるモニターは相対的に大きなエラーを受け易いという事実により一層に悪化される。事実、２つの別個のモニターが１５−３０パーセント又はそれ以上の血液グルコースの異なるレベルを示すことは相対的に普通である。   Needless to say, invasive procedures for testing, assessing or determining blood glucose levels are often painful, uncomfortable, scary and generally undesirable. One of the inventors is diabetic and is therefore familiar with these disadvantages. This is especially the case for diabetics such as children, seriously ill, frail, persons with collapsed veins or other disorders. Intruding blood from diabetics and others is a risk of infection, unsightly scars, concomitant loss of sensation, illness or preexisting chronicity due to repeated undesirable experiences of drawing blood invasively. Causes the condition to worsen. In fact, these disadvantages often completely discourage many diabetics from testing blood glucose levels well, thereby creating a significant risk of causing serious or life-threatening complications. Shorten to their lifetime. The above disadvantages are further exacerbated by the fact that the above hand-held monitors are subject to relatively large errors. In fact, it is relatively common for two separate monitors to show different levels of blood glucose of 15-30 percent or more.

従って、人体中の血液グルコースのレベル（すなわち、血液グルコースの濃度）を非侵入的に且つ比較的に正確で信頼性のあるテスト、評価、及び決定し、これにより血液グルコースのレベルをテストし、評価し、又は決定するのに付随した痛み、不快、恐怖、及び全体の望ましくないことを除去し若しくは実質的に減少するシステム及び装置の明確な必要性が存在することが理解できる。また、人体中又は他の生物学的実体中に存在する血液などの有機物又は流体中の分子又は他の物質の濃度を非侵入的に且つ比較的に正確で信頼性をもってテストし、評価し、又は決定する装置及びシステムについて付随した必要性が存在する。   Therefore, non-intrusive and relatively accurate and reliable testing, evaluation and determination of blood glucose levels in the human body (i.e. blood glucose concentration), thereby testing blood glucose levels, It can be appreciated that there is a clear need for systems and devices that eliminate or substantially reduce the pain, discomfort, fear, and overall undesirables associated with assessing or determining. Also test and evaluate the concentration of molecules or other substances in organic matter or fluids such as blood present in the human body or other biological entities in a non-intrusive and relatively accurate and reliable manner; Or there is an attendant need for a device and system to determine.

本発明はこれらの必要性を解決する、生物学的実体の分子又は他の物質の１つ以上の特徴を非侵入的にテストし、測定し又はその他の評価し、又は決定するコンピュータ・ソフトウェアで実行されるシステム、方法、装置、及び製品である。   The present invention solves these needs with computer software that non-invasively tests, measures or otherwise evaluates or determines one or more characteristics of a molecule or other substance of a biological entity. A system, method, apparatus, and product to be implemented.

本発明の１つの実施の形態によれば、波データが操作される。特に、生物学的実体から反射された波データは受信され、受信された波データは生物学的実体内の物質と相互に関係付けられる。波データは、光波を含み、生物学的実体は人体又は血液を含む。これに加えて、例えば、物質は分子又はイオン物質を含む。分子は、例えば、グルコース分子である。   According to one embodiment of the invention, wave data is manipulated. In particular, wave data reflected from a biological entity is received and the received wave data is correlated with a substance within the biological entity. Wave data includes light waves, and biological entities include the human body or blood. In addition to this, for example, the substance comprises a molecular or ionic substance. The molecule is, for example, a glucose molecule.

さらに、波データは受信された波データと共にピクセル行列を形成するのに使用される。ピクセル行列はホットスポットをマスクする、引延ばす、又は除去する技術により修正できる。   In addition, the wave data is used to form a pixel matrix with the received wave data. The pixel matrix can be modified by techniques to mask, stretch or remove hot spots.

そして、ピクセルはグルコース・レベルと相関関係のうる積分値を得るために積分できる。相関関係プロセスは、特定の生物学的実体に対して較正されたルック・アップ・テーブルを使用する。さらに、振幅及び位相角が反射された波データについて計算されて、生物学的実体内のグルコース・レベルを識別するのに使用される。これに加えて、反射された波データは緑内障圧力を決定するのに使用できる。   The pixel can then be integrated to obtain an integral value that can be correlated with the glucose level. The correlation process uses a look-up table that is calibrated for a particular biological entity. Further, the amplitude and phase angle are calculated for the reflected wave data and used to identify the glucose level within the biological entity. In addition, the reflected wave data can be used to determine glaucoma pressure.

グルコース・レベルがコンピュータに取付けられたモニター上に表示できる。コンピュータは可搬性で、データ処理システム及び波反射捕獲システムを有する自己含有ユニットである。一方、コンピュータは他のコンピュータのネットワークに接続されていて、反射された波データがコンピュータに受信されて処理のためにネットワーク内の別のコンピュータへ転送される。   The glucose level can be displayed on a monitor attached to the computer. The computer is portable and is a self-contained unit with a data processing system and a wave reflection capture system. On the other hand, the computer is connected to the network of another computer, and the reflected wave data is received by the computer and transferred to another computer in the network for processing.

本発明の別の実施の形態によれば、グルコース濃度を非侵入的に測定する技術が提供される。特に、眼から反射された光波がピクセルとして受信される。ピクセルは積分値を形成するために積分される。そして、積分値がグルコース・レベルと相関関係付けられる。   According to another embodiment of the present invention, a technique for non-invasively measuring glucose concentration is provided. In particular, light waves reflected from the eye are received as pixels. Pixels are integrated to form an integral value. The integral value is then correlated with the glucose level.

ピクセルは眼の中心を識別し、眼の瞳孔の回りの平均的明るさを計算し、基本線として瞳孔回りの明るさを使用して眼の虹彩をイコライゼーションし、眼の瞳孔をマスクし、及び／又はホットスポットを除去するために処理される。   The pixel identifies the center of the eye, calculates the average brightness around the pupil of the eye, equalizes the iris of the eye using the brightness around the pupil as a baseline, masks the eye pupil, and Processed to remove hot spots.

さらに本発明の別の実施の形態によれば、非侵入的にグルコース濃度を測定する技術が提供される。特に、生物学的実体から反射された光波が受信される。振幅及び位相角が反射された光波について計算される。振幅及び位相角を使用して、生物学的実体内のグルコース・レベルが識別される。生物学的実体は例えば、眼、皮膚、血液、又は爪ベッドを含む。   Furthermore, according to another embodiment of the present invention, a technique for measuring glucose concentration non-invasively is provided. In particular, a light wave reflected from a biological entity is received. The amplitude and phase angle are calculated for the reflected light wave. The amplitude and phase angle are used to identify the glucose level within the biological entity. Biological entities include, for example, the eye, skin, blood, or nail bed.

受信された光はピクセルを含んだ行列を形成する。振幅が全てのピクセルを加算することにより計算される。位相角がｘＧＲＵ値を得るために行列のピクセルの行を加算し、ｙＧＲＵ値を得るために行列のピクセルの列を加算し、そしてｘＧＲＵ値とｙＧＲＵ値の比を計算することにより計算される。真の振幅が、光波から形成されたピクセルの和から位相角を引算することにより計算される。   The received light forms a matrix containing pixels. The amplitude is calculated by adding all the pixels. The phase angle is calculated by adding the rows of pixels of the matrix to obtain the xGRU values, adding the columns of pixels of the matrix to obtain the yGRU values, and calculating the ratio of the xGRU values to the yGRU values. The true amplitude is calculated by subtracting the phase angle from the sum of pixels formed from the light wave.

ピクセルの行列が、行列の一部をマスクするために処理される、又は反射された光波にフィルターを適用することにより処理される。さらに、平均の所望の値を得るためにピクセル値を修正する自動レベル制御が実行される。また、自動精密同調が実行される。   A matrix of pixels is processed to mask a portion of the matrix or by applying a filter to the reflected light wave. In addition, automatic level control is performed that modifies the pixel values to obtain an average desired value. Automatic precision tuning is also performed.

本発明の他の特徴及び利点が、対応する部分には同様の参照番号を付した添付の図面を参照して、本発明の原理を説明する例示としての好適な実施の形態の以下の説明からより明らかとなるであろう。   Other features and advantages of the present invention will become apparent from the following description of a preferred embodiment, which illustrates the principles of the invention, with reference to the accompanying drawings, wherein like reference numerals designate corresponding parts throughout. It will be clearer.

本発明の１つの実施の形態を実行するのに使用されるハードウェア環境を示すブロック図。1 is a block diagram illustrating a hardware environment used to implement one embodiment of the present invention. 本発明の実施の形態のハードウエア環境を示す、より詳細には、典型的な分散コンピュータ・システムを示す概略図。1 is a schematic diagram illustrating a hardware environment of an embodiment of the present invention, and more particularly illustrating a typical distributed computer system. 本発明の１つの実施の形態に使用される商業的ユニットに適合されることを考慮したＣＣＤカメラ集合体の平面を示す概略図。FIG. 2 is a schematic diagram illustrating a plane of a CCD camera assembly that is considered adapted to a commercial unit used in one embodiment of the present invention. 集中照射配置で図３のカメラ集合体を使用した、眼の光電子測定から得られるイメージ入力データ流れを示すブロック図。FIG. 4 is a block diagram illustrating the image input data flow obtained from the photoelectron measurement of the eye using the camera assembly of FIG. 3 in a concentrated illumination arrangement. 拡散照射手法を説明する幾つかの変形の内の１つの代表的な照射幾何学的配置の等角投影図。FIG. 3 is an isometric view of one representative illumination geometry of several variations illustrating a diffuse illumination technique. 特にフォーム眼及び額レストを含んだ光学ベンチの斜視図。FIG. 3 is a perspective view of an optical bench including a foam eye and a forehead rest. 図６のより詳細な図。FIG. 7 is a more detailed view of FIG. 初期の眼追跡システムの斜視図。1 is a perspective view of an early eye tracking system. FIG. カメラ・レンズの前に搭載されて眼の方向へ小さな光源を向けるための初期のべゼルの斜視図。A perspective view of an initial bezel mounted in front of a camera lens to direct a small light source towards the eye. 一般にシステムの中心線に沿って長手方向の正面を見た光源と目を示す図９のべゼルの拡大図。FIG. 10 is an enlarged view of the bezel of FIG. 9 showing the light source and eyes as viewed generally longitudinally along the center line of the system. システムが主題の眼をイメージングして偽の光イメージを示す時にコンピュータ・スクリーン上に見える代表的な制御パネルの一部を示す図。FIG. 3 shows a portion of a representative control panel that appears on a computer screen when the system images the subject eye to show a false light image. プログラム内の異なる処理ステージの結果を表すヒストグラムを特に示す、同じ制御パネル・ディスプレイの別の部分のヒストグラムを示す図。FIG. 5 shows a histogram of another part of the same control panel display, particularly showing a histogram representing the results of different processing stages in the program. 従来のユニット内の患者の血液グルコースの実際の濃度と典型値を相関関係付けるために使用される制御及び平均的なプログラムと関連した制御パネルのディスプレイを示す図。FIG. 4 shows a control panel display associated with the control and average program used to correlate the patient blood glucose concentration and typical values in a conventional unit. ここに説明されるグルコース濃度測定システムのある形式と類似した装置により緑内障圧力を自動的に決定するために使用できる焦点距離測定を図式的に示す図。FIG. 5 schematically illustrates a focal length measurement that can be used to automatically determine glaucoma pressure by a device similar to certain types of glucose concentration measurement systems described herein. 本発明の１つの実施の形態の非侵入的測定システムにより実行されるステップを示すフロー・チャート。2 is a flow chart showing steps performed by the non-invasive measurement system of one embodiment of the present invention. 本発明の１つの実施の形態の制御パネルを示す図。The figure which shows the control panel of one embodiment of this invention. 本発明の１つの実施の形態の別の制御パネルを示す図。The figure which shows another control panel of one embodiment of this invention. 異なる設定のために較正されたさまざまな位相／振幅ルックアップ・テーブルを示す図。FIG. 4 shows various phase / amplitude lookup tables calibrated for different settings. イメージＡ及びイメージＢのヒストグラムほ示す図。FIG. 7 is a diagram showing histograms of image A and image B. 本発明の１つの実施の形態の非侵入的測定システムにより実行されるステップを示すフローチャート。3 is a flowchart illustrating steps performed by the non-invasive measurement system of one embodiment of the present invention. 本発明の１つの実施の形態の非侵入的測定システムにより実行されるステップを示すフローチャート。3 is a flowchart illustrating steps performed by the non-invasive measurement system of one embodiment of the present invention. 本発明の１つの実施の形態の非侵入的測定システムにより実行されるステップを示すフローチャート。3 is a flowchart illustrating steps performed by the non-invasive measurement system of one embodiment of the present invention.

以下に、添付図面を参照して、本発明の特に好ましい実施の形態を説明のために示す。添付図面を参照した以下の好適な実施の形態の説明は例示として本発明の原理を説明する。本発明の範囲から逸脱することなく構造的な変更ができるため、別の実施の形態も使用できる。   In the following, a particularly preferred embodiment of the present invention will be described for explanation with reference to the accompanying drawings. The following description of the preferred embodiments with reference to the accompanying drawings illustrates the principles of the invention by way of example. Other embodiments can be used because structural changes can be made without departing from the scope of the invention.

Ａ．非侵入的測定システムの概観
本発明は、入力として電磁気スペクトルの波を有する非侵入的測定システム、方法、装置、及び製品（以下、非侵入的測定システムという）を含む。電磁気スペクトルは、可視光、赤外線及び紫外線放射、オーディオ送信及びＸ線を含む広いスペクトルの波長と周波数を含む。以下に説明する本発明の実施の形態では、光波（可視光及び赤外線）に焦点が置かれている。しかし、本発明は以下に説明する処理にふさわしい情報を提供する他の形式の波も包含することが理解できる。 A. Overview of Non-Intrusive Measurement System The present invention includes a non-invasive measurement system, method, apparatus, and product (hereinafter referred to as a non-intrusive measurement system) having an electromagnetic spectrum wave as an input. The electromagnetic spectrum includes a broad spectrum of wavelengths and frequencies including visible light, infrared and ultraviolet radiation, audio transmission and x-rays. In the embodiments of the present invention described below, the focus is on light waves (visible light and infrared light). However, it can be appreciated that the present invention encompasses other types of waves that provide information suitable for the processing described below.

受信された波は、生物学的実体（例えば、人間又は他の動物又は生物学的実体からの物質）から反射されたものである。特に、波は眼、皮膚、爪、又は血液サンプルから反射される。波は波反射捕獲システム（例えば、カメラ）により受信される。非侵入的測定システムは受信された波を処理して、反射波を生物学的実体の物質と相互関係付ける。例えば、以下に説明される実施の形態では、反射波は人体の血液中に見られるグルコース（すなわち、普通、血糖と呼ばれる）の濃度を決定するために使用される。   The received wave is reflected from a biological entity (eg, material from a human or other animal or biological entity). In particular, the waves are reflected from the eye, skin, nails or blood sample. The waves are received by a wave reflection capture system (eg, a camera). Non-invasive measurement systems process the received waves and correlate the reflected waves with the material of the biological entity. For example, in the embodiment described below, the reflected wave is used to determine the concentration of glucose (ie, commonly referred to as blood glucose) found in the blood of the human body.

非侵入的測定システムは、数多くの利点と応用を有する。例えば、非侵入的測定システムは、患者が糖尿病であるかどうかを決定するために使用できる。非侵入的測定システムは、例えば、家族中に糖尿病の歴史を有する個人の血液グルコース・レベルを監視する予防的なステップとしても使用できる。また、非侵入的測定システムは、血液グルコースのレベルを１日に数回、又は１週間に数回等、検査する必要のある糖尿病患者を監視するためにも使用できる。非侵入的測定システムはまた、インシュリン注入システムと結合して、非侵入的測定システムがインシュリンが必要であると認識する時、それはインシュリン注入システムに信号を伝えて、インシュリンを注入することができる。さらに、非侵入的測定システムは緑内障圧力を得るために使用できる。   Non-invasive measurement systems have numerous advantages and applications. For example, a non-invasive measurement system can be used to determine whether a patient is diabetic. Non-invasive measurement systems can also be used, for example, as a preventive step to monitor blood glucose levels in individuals with a history of diabetes in the family. Non-invasive measurement systems can also be used to monitor diabetic patients who need to be tested for blood glucose levels several times a day or several times a week. A non-invasive measurement system can also be coupled with an insulin injection system so that when the non-invasive measurement system recognizes that insulin is needed, it can signal the insulin injection system to inject insulin. In addition, non-invasive measurement systems can be used to obtain glaucoma pressure.

非侵入的測定システムはまた、腫瘍を見付けるため及び血栓を見付けて直すためにも使用できる。例えば、非侵入的測定システムは肉を貫通して反射される光を処理することにより乳がんを検出するのに使用できる。   Non-invasive measurement systems can also be used to find tumors and to find and repair thrombus. For example, a non-invasive measurement system can be used to detect breast cancer by processing light reflected through the meat.

非侵入的測定システムはまた、Ｘ線及び高エネルギー粒子を使用したさまざまな技術への応用（例えば、医学技術）と共に、光波の代わりに、Ｘ線又は他の高エネルギー粒子を処理できる。さらに、非侵入的測定システムは血液中のエタノールなどの他の物質又は異なるタイプのミネラルを検出し又は強調するために紫外光線を処理できる。非侵入的測定システムは物質をそれらの回転に基づいて識別することができる（例えば、グルコース分子はその密度が増加するとき時計方向に回転するが、フルクトース分子は反時計方向へ回転する）。   Non-invasive measurement systems can also process X-rays or other high-energy particles instead of light waves, along with various technology applications (eg, medical technology) using X-rays and high-energy particles. In addition, non-invasive measurement systems can process ultraviolet light to detect or enhance other substances such as ethanol or different types of minerals in the blood. Non-invasive measurement systems can identify substances based on their rotation (eg, glucose molecules rotate clockwise as their density increases, while fructose molecules rotate counterclockwise).

利点については、非侵入的測定システムは身体を刺す必要性又はその他の方法で血液サンプルを得る必要性を効率的に除去し、従来の１つの接触グルコース・モニターを使用する不快、恐れ、その他の欠陥を取除く。これに加えて、非侵入的測定システムは、例えば、手のひらに乗るような小さなユニット又はモニターとして製造でき、従って、家庭で、事務所又は他のビジネスで、又は車内、レストラン等で使用できる。   As an advantage, a non-invasive measurement system effectively eliminates the need to stab the body or otherwise obtain a blood sample, and discomfort, fear, etc. using a conventional single contact glucose monitor Remove flaws. In addition, non-intrusive measurement systems can be manufactured as small units or monitors, such as in the palm of the hand, and thus can be used at home, in offices or other businesses, or in cars, restaurants, etc.

Ｂ．ハードウェア環境
１つ実施の形態では、波入力がコンピュータへ与えられて、入力の処理が実行されて、そしてコンピュータに取付けられたモニターに結果が表示される。図１は、本発明の１つの実施の形態を実現するために使用されるハードウェア環境を示す。本発明は典型的に、一般に１つ又はそれ以上のプロセッサ１０２、ランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ）１０４、データ記憶装置１０６（例えば、ハード、フロッピイ、及び／又はＣＤ−ＲＯＭディスク・ドライブ等）、データ通信装置１０８（例えば、モデム、ネットワーク・インターフェイス等）、ディスプレイ装置１１０（例えば、ＣＲＴ、ＬＣＤ装置、等）、及び入力装置１１２（例えば、カメラ、ビデオ・レコーダ、マウス・ポインティング装置及びキーボード）を含むコンピュータ１００を使用して実現される。コンピュータ１００に読出し専用メモリ（ＲＯＭ）、ビデオ・カード、バス・インターフェイス、プリンターなどの他の装置が取付けられることが想像される。当業者には理解されるように、コンピュータ１００と共に、上記部品のどんな組合せ、どんな数の異なる部品、周辺機器、及び他の装置が使用できる。 B. Hardware Environment In one embodiment, a wave input is provided to a computer, input processing is performed, and the result is displayed on a monitor attached to the computer. FIG. 1 illustrates a hardware environment used to implement one embodiment of the present invention. The present invention typically includes one or more processors 102, a random access memory (RAM) 104, a data storage device 106 (eg, hard, floppy, and / or CD-ROM disk drive, etc.), Data communication device 108 (eg, modem, network interface, etc.), display device 110 (eg, CRT, LCD device, etc.), and input device 112 (eg, camera, video recorder, mouse pointing device and keyboard). It is implemented using a computer 100 that includes it. It is envisioned that the computer 100 may be equipped with other devices such as read only memory (ROM), video card, bus interface, printer and the like. As will be appreciated by those skilled in the art, any combination of the above components, any number of different components, peripherals, and other devices can be used with the computer 100.

コンピュータ１００は、オペレーティング・システム（ＯＳ）１１４の制御下で動作する。コンピュータ１００の電源が投入された又はリセットされた時、オペレーティング・システム１１４は制御の実行のためにコンピュータ１００のメモリ１０４内にブートされる。次に、オペレーティング・システム１１４は、非侵入的測定システム１１８及びカウンタ１２０などのコンピュータ１００による１つ以上のコンピュータ・プログラム１１６の実行を制御する。本発明は一般的に、オペレーティング・システム１１４の制御下で実行されて、そしてコンピュータ１００に以下に説明するような所望の機能をさせるこれらコンピュータ・プログラム１１６で実現される。非侵入的測定システム１１８から分離して示されるけれど、当業者にはカウンタ１２０は非侵入的測定システムの一部として認識できる。   The computer 100 operates under the control of an operating system (OS) 114. When the computer 100 is powered on or reset, the operating system 114 is booted into the memory 104 of the computer 100 for execution of control. The operating system 114 then controls the execution of one or more computer programs 116 by the computer 100 such as the non-invasive measurement system 118 and counter 120. The invention is generally implemented in these computer programs 116 that are executed under the control of operating system 114 and cause computer 100 to perform the desired functions as described below. Although shown separate from non-invasive measurement system 118, those skilled in the art can recognize counter 120 as part of a non-invasive measurement system.

オペレーティング・システム１１４及びコンピュータ・プログラム１１６ぱ、コンピュータ１００により読み出されて実行される時、コンピュータ１００に本発明を使用及び／又は実現するのに必要なステップを実行させる命令を含む。一般に、オペレーティング・システム１１４及び／又はコンピュータ・プログラム１１６は、メモリ１０４、データ記憶装置１０６、及び／又はデータ通信装置１０８などの装置、媒体、キャリアから読出し可能に及び／又は有形的に具現化されている。オペレーティング・システム１１４の制御下で、コンピュータ・プログラム１１６は、実際の動作の際の使用のためにコンピュータ１００のメモリ１０４内にメモリ１０４、データ記憶装置１０６、及び／又はデータ通信装置１０８からロードされる。   Operating system 114 and computer program 116 include instructions that, when read and executed by computer 100, cause computer 100 to perform the steps necessary to use and / or implement the present invention. Generally, the operating system 114 and / or computer program 116 is readable and / or tangibly embodied on a device, medium, carrier, such as the memory 104, the data storage device 106, and / or the data communication device 108. ing. Under the control of the operating system 114, the computer program 116 is loaded from the memory 104, the data storage device 106, and / or the data communication device 108 into the memory 104 of the computer 100 for use during actual operation. The

このように、本発明は、ソフトウェア、ファームウェア、ハードウェア、又はこれらのどんな組合せも作成する標準のプログラミング及び／又はエンジニアリング技術を使用した方法、装置、システム、又は製品として実現できる。ここで使用される「製品」（代替的に、「コンピュータ・プログラム製品」）という言葉は、インターネットを含むどんなコンピュータ読取り可能装置、キャリア、又は媒体からアクセス可能なコンピュータ・プログラムを含むことを意図している。もちろん、当業者は本発明の範囲を逸脱することなくこの構成に多くの修正を行なうことができることを理解する。   Thus, the present invention can be implemented as a method, apparatus, system, or product using standard programming and / or engineering techniques that create software, firmware, hardware, or any combination thereof. As used herein, the term “product” (alternatively, “computer program product”) is intended to include computer programs accessible from any computer-readable device, carrier, or medium, including the Internet. ing. Of course, those skilled in the art will appreciate that many modifications can be made to this configuration without departing from the scope of the invention.

当業者には理解できるように、図１に示される環境は本発明を限定する意図はない。実際、当業者は本発明の範囲から逸脱することなく別の代替的なハードウェア環境を使用できることを理解できる。例えば、コンピュータ１００は、データ処理システム及び波反射捕獲システム（例えば、カメラ）を含んだ可搬性、自己含有ユニットである。コンピュータ１００はほぼ平均的な人の手のひらのサイズである。さらに、非侵入的測定システム１１８はここに説明されるのとは異なる装置に組み込まれても良い。さらに、カウンタ１２０は、非侵入的測定システムの使用を特定の時間の期間（例えば、１年）又は特定の使用回数（例えば、１０００回の使用）に限定する構成されたソフトウェアを含む。   As will be appreciated by those skilled in the art, the environment shown in FIG. 1 is not intended to limit the present invention. Indeed, those skilled in the art will appreciate that other alternative hardware environments may be used without departing from the scope of the present invention. For example, the computer 100 is a portable, self-contained unit that includes a data processing system and a wave reflection capture system (eg, a camera). Computer 100 is approximately the size of an average person's palm. Further, the non-invasive measurement system 118 may be incorporated into a different device than described herein. Further, the counter 120 includes software configured to limit the use of the non-invasive measurement system to a specific period of time (eg, one year) or a specific number of uses (eg, 1000 uses).

本発明の別の実施の形態において、波入力がクライアント・コンピュータヘ与えられ、そして解析のためにサーバー・コンピュータへデータを送信する。図２は、本発明の実施の形態のハードウェア環境を示し、より詳細には、クライアント・アプリケーションを実行するクライアント・コンピュータ２０２をソフトウェア及び他のコンピュータ・プログラムを実行するサーバ・コンピュータ２０４へ接続し、そしてサーバ・システム２０４をデータ・ソース２０６へ接続するためのネットワーク２００を使用した典型的な分散コンピユータ・システムを示す。資源の典型的な組合せは、パーソナル・コンピュータ又はワークステーションであるクライアント・コンピュータ２０２及びパーソナル・コンピュータ、ワークステーション、ミニコンピュータ、又はメインフレームであるサーバ・コンピュータ２０４を含む。これらのシステムは、ＬＡＮ、ＷＡＮ、ＳＮＡネットワーク及びインターネットを含むさまざまなネットワークにより互いに結合される。クライアント・コンピュータ２０２及びサーバ・コンピュータ２０４の各々は、追加的に、オペレーティング・システム及び１つ以上のコンピュータめプログラムを含む。   In another embodiment of the invention, a wave input is provided to the client computer and transmits data to the server computer for analysis. FIG. 2 shows a hardware environment according to an embodiment of the present invention. More specifically, a client computer 202 that executes a client application is connected to a server computer 204 that executes software and other computer programs. , And shows a typical distributed computer system using network 200 to connect server system 204 to data source 206. A typical combination of resources includes a client computer 202 that is a personal computer or workstation and a server computer 204 that is a personal computer, workstation, minicomputer, or mainframe. These systems are coupled to each other by various networks including LAN, WAN, SNA networks and the Internet. Each of client computer 202 and server computer 204 additionally includes an operating system and one or more computer programs.

クライアント・コンピュータ２０２は典型的にクライアント・アプリケーションを実行し、そして１つ以上のサーバ・ソフトウェアを実行するサーバ・コンピュータ２０４に結合される。サーバ・ソフトウェアは、非侵入的測定システム２１０を含む。サーバ・コンピュータ２０４はまた、データ・ソース２０６に接続するためにデータ・ソース・インターフェイス及びおそらく他のコンピュータ・プログラムを使用する。クライアント・コンピュータ２０２は、有線又は無線システムを介してサーバ・コンピュータ２０４へ双方向的に結合されている。次に、サーバ・コンピュータ２０４はデータ・ソース２０６へ双方向的に結合されている。データ・ソース２０６は地理的に分散されていてよい。   Client computer 202 typically executes client applications and is coupled to server computer 204 that executes one or more server software. The server software includes a non-intrusive measurement system 210. Server computer 204 also uses a data source interface and possibly other computer programs to connect to data source 206. Client computer 202 is bi-directionally coupled to server computer 204 via a wired or wireless system. Server computer 204 is then bi-directionally coupled to data source 206. Data sources 206 may be geographically distributed.

オペレーティング・システム及びコンピュータ・プログラムは、クライアント及びサーバ・コンピュータ２０２及び２０４により読み出されて実行される時、クライアント及びサーバ・コンピュータ２０２及び２０４に本発明を実現及び／又は使用するのに必要なステップを実行させる命令を含む。一般に、オペレーティング・システム及びコンピュータ・プログラムは、メモリ、他のデータ記憶装置、及び／又はデータ通信装置などの装置、キャリア、又は媒体から読出し可能に有形的に具現化される。オペレーティング・システムの制御下で、コンピュータ・プログラムは実際の動作の際の使用のためにコンピュータのメモリ内に、メモリ、他のデータ記憶装置及び／又はデータ通信装置からロードされる。   When the operating system and computer program are read and executed by the client and server computers 202 and 204, the steps necessary to implement and / or use the invention on the client and server computers 202 and 204 are described. Includes instructions to execute Generally, operating systems and computer programs are tangibly embodied in a manner readable from devices, carriers, or media such as memory, other data storage devices, and / or data communication devices. Under the control of the operating system, the computer program is loaded into memory of the computer from memory, other data storage devices and / or data communication devices for use during actual operation.

このように、本発明は、ソフトウェア、ファームウェア、ハードウェア、又はこれらのどんな組合せをも作成する標準のプログラミング及び／又はエンジニアリング技術を使用した方法、装置、システム、又は製品として実現できる。ここで使用される「製品」（代替的に、「コンピュータ・プログラム製品」）という言葉は、インターネットを含むどんなコンピュータ読取り可能装置、キャリア、又は媒体からアクセス可能なコンピュータ・プログラムを含むことを意図している。もちろん、当業者は本発明の範囲を逸脱することなくこの構成に多くの修正を行なうことができることを理解できる。   Thus, the present invention can be implemented as a method, apparatus, system, or product using standard programming and / or engineering techniques that create software, firmware, hardware, or any combination thereof. As used herein, the term “product” (alternatively, “computer program product”) is intended to include computer programs accessible from any computer-readable device, carrier, or medium, including the Internet. ing. Of course, those skilled in the art will appreciate that many modifications can be made to this configuration without departing from the scope of the invention.

１つの実施の形態では、ネットワーク環境において、非侵入的測定システムの全部又は一部がサーバ・コンピュータに存在する。個人はクライアント・コンピュータで、例えば、彼等の目のイメージをサーバ・コンピュータへ送信する。非侵入的測定システムはイメージ・データを処理して、その個人の使用のためにクライアント・コンピュータへ血液グルコース・レベル（普通、「血糖」と呼ばれている）を戻す。   In one embodiment, all or part of a non-intrusive measurement system resides on a server computer in a network environment. Individuals are client computers, for example, sending images of their eyes to a server computer. A non-invasive measurement system processes the image data and returns blood glucose levels (commonly referred to as “blood glucose”) to the client computer for personal use.

当業者は図２に示された例示的な環境が本発明を限定する意図でないことを理解する。実際、当業者は本発明の範囲を逸脱することなく他の代替的なハードウェア環境を使用できることを理解する。   Those skilled in the art will appreciate that the exemplary environment shown in FIG. 2 is not intended to limit the present invention. Indeed, those skilled in the art will appreciate that other alternative hardware environments may be used without departing from the scope of the present invention.

Ｃ．眼の中のグルコース濃度の非侵入的測定
非侵入的測定システムは、侵入的手順の必要性無しに、血液中のグルコースの濃度を決定する。非侵入的測定システムは、眼から反射された光を解析することによりグルコースのレベルを決定できる。 C. Non-invasive measurement of glucose concentration in the eye Non-invasive measurement systems determine the concentration of glucose in the blood without the need for invasive procedures. Non-invasive measurement systems can determine the level of glucose by analyzing the light reflected from the eye.

手で持つことのできる照明及びイメージング・システムが血液グルコース測定を行なうために使用できる。このシステムは、網膜からではなく、眼の虹彩部分からの反射光を積分することにより有利に動作する。数多くの前部の血管が外部の光学技術により血流内容を直接に観察する手段を提供する。   A hand-held illumination and imaging system can be used to perform blood glucose measurements. This system works advantageously by integrating the reflected light from the iris portion of the eye rather than from the retina. Numerous anterior blood vessels provide a means for directly observing blood flow content by external optical techniques.

この領域のグルコースの蓄積は反射光の強度に変化を与える。より多くのグルコースが存在すると、反射光のレベルがより高くなる。この領域のグルコースの濃度は潜在的に秒単位で変化できる。   The accumulation of glucose in this region changes the intensity of the reflected light. The more glucose present, the higher the level of reflected light. The concentration of glucose in this region can potentially vary in seconds.

この光反射の変化は、通常の観察技術により見るには小さすぎる。血液グルコース変化を検出するためには１０，０００内の１部ほど小さい光強度変化を測定する能力が必要とされる。   This change in light reflection is too small to see with normal observation techniques. In order to detect blood glucose changes, the ability to measure light intensity changes as small as 1 part in 10,000 is required.

ＣＣＤカメラが眼球のイメージを取り、そのイメージはデジタル化される。これらのデータは、瞳孔のピクセルを取除くために処理される。虹彩ピクセルのみがグルコース・レベルの表示として使用される。しかし、別途説明するように、瞳孔ピクセルは基本線及び照射レベルを展開するのに使用される。   A CCD camera takes an image of the eyeball and the image is digitized. These data are processed to remove pupil pixels. Only iris pixels are used as an indication of glucose level. However, as will be described separately, pupil pixels are used to develop baselines and illumination levels.

虹彩ピクセルは単一の強度数を作るために積分（加算）される。これは時々、「積分データ数」又は短くＩＤＮと呼ばれる。交換的に、グルコース値に対するＧＬＵと指示される。   Iris pixels are integrated (added) to create a single intensity number. This is sometimes referred to as “integrated data number” or short IDN. In exchange, the GLU for the glucose value is indicated.

ＩＤＮ（又はＧＬＵ）値は、イメージ光景及び照明相違を取除くことにより較正される。さらに、非常に正確なＩＤＮ対血液グルコース（ＧＬ又はグルコース・レベル）相関関係を作成するために個別の患者について較正される。繰返される光景幾何学が正確な測定のために大変望ましい。   IDN (or GLU) values are calibrated by removing image sights and illumination differences. In addition, it is calibrated for individual patients to create a very accurate IDN versus blood glucose (GL or glucose level) correlation. Repeated scene geometry is highly desirable for accurate measurements.

上記したように、主要なＩＤＮ較正技術は瞳孔反射と幾何学的データを使用する。入力光レベルの変化は、瞳孔の明るさを検知することにより検出される。   As noted above, the primary IDN calibration technique uses pupil reflection and geometric data. The change in the input light level is detected by detecting the brightness of the pupil.

瞳孔の平均反射強度レベルは、ＩＤＮ処理のための暗レベル基本線として使用される。瞳孔のそれよりもより高い強度のみがＩＤＮに積分される。   The average reflected intensity level of the pupil is used as the dark level baseline for IDN processing. Only intensities higher than that of the pupil are integrated into the IDN.

これは光景対光景自動光レベル較正である。もし、光景光レベルが上昇すると、瞳孔と虹彩のレベルも上昇する。瞳孔レベルがより高い虹彩レベルをオフセットし、光景対光景相対明るさを保存する。これはグルコース・レベルの増加のみが測定された強度の増加を発生することを保証する。   This is a scene-to-scene automatic light level calibration. If the spectacle level increases, the pupil and iris levels also increase. Offset iris levels with higher pupil levels to preserve scene-to-scene relative brightness. This ensures that only an increase in glucose level will cause an increase in measured intensity.

以下の擬似コードは非侵入的測定システムにより実行される処理を反映する。以下に、さらに詳細にこれらの処理ステップの各々について説明する。   The following pseudo code reflects the processing performed by the non-intrusive measurement system. In the following, each of these processing steps will be described in more detail.

１．眼のイメージを得る ２．瞳孔の中心を見つける ３．瞳孔の中心回りの平均の明るさを計算する ４．眼の瞳孔領域をマスクする ５．レベル基本線として瞳孔の明るさを使用して虹彩のイメージをイコライズする ６．もしあれば、ホットスポットを除去する ７．処理された虹彩ピクセルの全てを積分する ８．最も近いＩＤＮ対ＧＬ相関関係を見つけるためにルックアップ・テーブルを探す ９．該当するグルコース数をＧＬで表示する Ｃ．１眼のイメージを取る 眼のイメージを取ることは、眼の写真を取ることをいう。特に、非侵入的測定システムは、眼に可視光及び近赤外線の広いスペクトルを送信される。送信される光は、タングステン灯、光放射ダイオード（ＬＥＤ）及び白色又は色付き電灯などの異なるソースから来ることができる。 1. 1. Get an eye image. 2. Find the center of the pupil 3. Calculate the average brightness around the center of the pupil. 4. Mask the pupil area of the eye 5. Equalize the iris image using pupil brightness as the level baseline. 6. Remove hot spots, if any 7. Integrate all processed iris pixels 8. Look up lookup table to find closest IDN vs GL correlation Display the corresponding glucose number in GL. Taking an image of one eye Taking an image of the eye means taking a picture of the eye. In particular, non-invasive measurement systems are transmitted a wide spectrum of visible and near infrared light to the eye. The transmitted light can come from different sources such as tungsten lamps, light emitting diodes (LEDs) and white or colored lamps.

非侵入的測定システムは、波の一部の戻るのを受取る（すなわち、波のある部分は吸収される）。１つの実施の形態では、戻ってきて受取られて使用される部分は赤外線波を含む。血液グルコースが変化する時、反射光の量が変化する。これはグルコースは光を反射する物質でそれが増加する事実に起因すると信じられる。一方、血液は光を吸収する。従って、血液内のグルコースが増加する時、グルコース物質からより多くの光が反射され、より少なく血液により吸収される。   A non-invasive measurement system receives the return of a portion of the wave (ie, some portion of the wave is absorbed). In one embodiment, the portion that is received back and used includes infrared waves. As blood glucose changes, the amount of reflected light changes. This is believed to be due to the fact that glucose is a substance that reflects light and increases it. On the other hand, blood absorbs light. Thus, as the glucose in the blood increases, more light is reflected from the glucose material and less absorbed by the blood.

非侵入的測定システムは、カメラ・レンズの直接前に光源を保持する装置を含む。光源は、カメラ・レンズの幾何学的中心から眼を照射するように作られている。これは均一に眼を照射し、反射及びホットスポットを除去する。   Non-invasive measurement systems include a device that holds a light source directly in front of the camera lens. The light source is designed to illuminate the eye from the geometric center of the camera lens. This illuminates the eye uniformly and removes reflections and hot spots.

２つの追加的な効果がこの中心照射幾何学から得られる。   Two additional effects are derived from this central illumination geometry.

１．光源が患者に対して視覚的な中心目標となる。そして、 ２．光源がイメージ中心を見付けるためのピーク振幅点となる。 1. The light source is the central visual target for the patient. And 2. The light source is the peak amplitude point for finding the center of the image.

眼の方向へ光を送信した後、非侵入的測定システムは眼の写真を取る。これは眼から反射された光波をレンズ・システムを通過させる。レンズは波をＣＣＤ検出器の表面上に収束する。波は、異なる量のエネルギー及び異なる角度で入射する。これがＣＣＤ検出器のピクセルにより表される写真を作る。８ビットＣＣＤ検出器により、各ピクセル値は０−２５５の範囲に入り、この範囲の各値はグレイの異なる影に対応する。   After transmitting light in the direction of the eye, the noninvasive measurement system takes a picture of the eye. This allows light waves reflected from the eye to pass through the lens system. The lens focuses the wave on the surface of the CCD detector. The waves are incident at different amounts of energy and at different angles. This creates a photograph represented by the pixels of the CCD detector. With the 8-bit CCD detector, each pixel value falls in the range 0-255, and each value in this range corresponds to a different shade of gray.

ＣＣＤは、半導体の１つの出力が別の入力になるように接続された電荷結合素子である。ＣＣＤカメラはＣＣＤセンサーと呼ばれる電子チップに基づいている。これらの部品は光に敏感で、写真をデジタル化してコンピュータに記憶するのを可能にする。ＣＣＤチップは光敏感キャパシターの配列である。このキャパシターは光により発生された電子により荷電される。ＣＣＤ配列に届いた各光要素はいくつかの電子を動かして電流源を作る。電流源はピクセルと呼ばれる小さな限定された面積に局所化される。ピクセルがＣＣＤ行列を形成する。   A CCD is a charge-coupled device connected so that one output of a semiconductor becomes another input. The CCD camera is based on an electronic chip called a CCD sensor. These parts are sensitive to light, allowing pictures to be digitized and stored in a computer. A CCD chip is an array of photosensitive capacitors. This capacitor is charged by electrons generated by light. Each light element that reaches the CCD array moves several electrons to create a current source. The current source is localized to a small limited area called a pixel. Pixels form a CCD matrix.

特に、このチップの表面層は、格子を含み、格子の各セルはそこに入る光の強度と時間に比例した電荷を発生するシリコン・ダイオードである。全てのセルに放電回路が接続されている。これらのセルの後に対となるピクセルの格子がある（すなわち、ＣＣＤ行列）。各セルはオン・オフ（２進）値ではなくアナログ電圧を記憶する。ピクセルの記憶容量はまた井戸（ウェル）とも呼ばれ、典型的なピクセルの電荷記憶容量は数十万電子である。   In particular, the surface layer of this chip is a silicon diode that contains a grating and each cell of the grating generates a charge proportional to the intensity and time of light entering it. A discharge circuit is connected to all the cells. After these cells is a grid of pairs of pixels (ie, a CCD matrix). Each cell stores an analog voltage rather than an on / off (binary) value. The storage capacity of a pixel is also called a well, and a typical pixel has a charge storage capacity of hundreds of thousands of electrons.

一般に、電荷はアナログ−デジタル（Ａ／Ｄ）変換器を通じて電圧に変換される。Ａ／Ｄ変換器において、ピクセルの電荷は０−２５５の範囲の８ビット数に変換される。この８ビット数はピクセル・データ数と呼ばれる。ピクセル・データ数は各ピクセルの変換された振幅を表す。非侵入的測定システムは、白黒ＣＣＤテレビジョン（ＴＶ）カメラ及びパーソナル・コンピュータを使用する。人の手のひらに入る非侵入的測定システムの完全な可搬性バージョンが現在、可能である。ＣＣＤカメラはＣＣＤ表面に入る光エネルギーの量を表すために８ビットを使用する。８ビットが光エネルギーの量を表すために使用されるため、明るさを２５６（０−２５５）レベルで表現できる。   Generally, charge is converted to voltage through an analog-to-digital (A / D) converter. In the A / D converter, the pixel charge is converted to an 8-bit number in the range of 0-255. This 8-bit number is called the pixel data number. The pixel data number represents the transformed amplitude of each pixel. Non-invasive measurement systems use a black and white CCD television (TV) camera and a personal computer. A fully portable version of a non-invasive measurement system that fits in the palm of the person is now possible. A CCD camera uses 8 bits to represent the amount of light energy that enters the CCD surface. Since 8 bits are used to represent the amount of light energy, the brightness can be expressed in 256 (0-255) levels.

代替的な実施の形態では、フィルターが使用される。特に、バンドパス・フィルターがカメラ・レンズの前と光の後ろに置かれる。これは可視光スペクトルの大部分を除去するために光をフィルターする。フィルターが使用されるさらに別の実施の形態では、光波は特定の波長値の直前又は直後で遮断される。   In an alternative embodiment, a filter is used. In particular, a bandpass filter is placed in front of the camera lens and behind the light. This filters the light to remove most of the visible light spectrum. In yet another embodiment in which a filter is used, the light wave is blocked immediately before or after a specific wavelength value.

別の実施の形態では、デジタル・カメラが使用される。デジタル・カメラによると、ＣＣＤ表面に入る光のエネルギーの量を表すために３１２ビットが使用される。３１２ビットは、０から４０９６の範囲（０から２５５ではなく）の光のエネルギー量を表すために使用される。これは光エネルギーのより良い解像度を与える。   In another embodiment, a digital camera is used. According to a digital camera, 312 bits are used to represent the amount of light energy that enters the CCD surface. The 312 bits are used to represent the amount of light energy in the range 0 to 4096 (not 0 to 255). This gives a better resolution of light energy.

Ｃ．２瞳孔の中心を見つける
次の処理ステップは、瞳孔の中心を見付けることである。非侵入的測定システムは、イメージ上に瞳孔を中心付ける。特に、写真を取る時、写真のイメージがカメラからモニターを有するコンピュータへ送信される。血液グルコース値（すなわち、濃度）を計算するのに使用するために写真を「スナップ」する前に、非侵入的測定システムは、眼を写真の中心に物理的に置くためにカメラ・レンズに対して目を調節することを可能にする。これに加えて、一旦、写真が取られると、ＣＣＤ行列のピクセルは配列内に行順序により順次に記憶される。配列の中心は写真の中心ピクセルを識別する。すなわち、非侵入的測定システムはエネルギー中心を見付ける。 C. Finding the center of the two pupils The next processing step is to find the center of the pupil. A non-invasive measurement system centers the pupil on the image. In particular, when taking a photo, an image of the photo is transmitted from the camera to a computer having a monitor. Prior to “snapping” a photograph for use in calculating blood glucose values (ie, concentrations), a non-invasive measurement system may require the camera lens to physically place the eye in the center of the photograph. Allows you to adjust your eyes. In addition, once a picture is taken, the pixels of the CCD matrix are stored sequentially in the array in row order. The center of the array identifies the center pixel of the photo. That is, the non-invasive measurement system finds an energy center.

瞳孔の中心を見つけると、非侵入的測定システムはまた次の処理を実行する。瞳孔イメージから光源を除去するために光源内の領域をゼロ・アウトし、カメラ・フレーム内の眼のレジストレーションを決定して、使用できるイメージ面積を計算し、光源中心位置から瞳孔マスクを成長させてそしてそれをイメージ内の瞳孔領域を覆うために使用し、そして暗レベル較正のために整列された瞳孔マスク下の領域を獲得する。これらは以下により詳細に説明する。   Upon finding the center of the pupil, the non-invasive measurement system also performs the following process. Zero out the area in the light source to remove the light source from the pupil image, determine the eye registration in the camera frame, calculate the usable image area, and grow the pupil mask from the light source center position And use it to cover the pupil area in the image, and obtain an area under the pupil mask aligned for dark level calibration. These are described in more detail below.

Ｃ．３瞳孔中心回りの平均の明るさを計算する
次に、非侵入的測定システムは瞳孔中心回りの平均明るさを計算する。非侵入的測定システムは瞳孔を黒点として取扱う。瞳孔の中心を見つけた後、非侵入的測定システムは、瞳孔の中心から水平方向及び垂直方向に１５０ピクセルを取り、そして平均明るさを計算する（すなわち、加算されたピクセル数によりピクセル値の和を割算する）。この平均が瞳孔の中心の平均明るさである。これがさらなる計算のための基本線値として使用される。 C. 3. Calculate the average brightness around the pupil center Next, the non-invasive measurement system calculates the average brightness around the pupil center. Non-invasive measurement systems treat the pupil as a sunspot. After finding the center of the pupil, the non-invasive measurement system takes 150 pixels horizontally and vertically from the center of the pupil and calculates the average brightness (ie the sum of the pixel values by the number of pixels added). ). This average is the average brightness at the center of the pupil. This is used as the baseline value for further calculations.

Ｃ．４瞳孔領域をマスクする
非侵入的測定システムは、眼の瞳孔領域をマスクする。非侵入的測定システムは瞳孔を覆うのに十分な中心領域をマスクする。人により異なる大きさの瞳孔を有する。マスクされるべき面積は大部分の個人の瞳孔を覆うのに「十分に大きい」量であった。１つの実施の形態では、この「十分に大きい」値は実験的に約９０，０００平方ピクセルであることがわかった。非侵入的測定システムは瞳孔の周りに十分に大きいボックスを形成してボックス内のピクセルをゼロに設定する。そして、瞳孔が暗レベル基準である。マスキングは瞳孔をさらなる処理から除外する。このように、非侵入的測定システムは処理されるべき虹彩内のいくつかのピクセルを定義する。 C. Masking the 4 pupil area Non-invasive measurement systems mask the pupil area of the eye. A non-invasive measurement system masks a central area sufficient to cover the pupil. Different people have different sized pupils. The area to be masked was a “large enough” amount to cover the pupils of most individuals. In one embodiment, this “sufficiently large” value has been experimentally found to be about 90,000 square pixels. Non-invasive measurement systems form a sufficiently large box around the pupil to set the pixels in the box to zero. The pupil is the dark level reference. Masking excludes the pupil from further processing. Thus, the non-invasive measurement system defines a number of pixels within the iris to be processed.

人により異なる大きさの瞳孔を有するが、人に対してマスクの大きさを同じに保つことにより、非侵入的測定システムは異なる人に対してほぼ同じ数の虹彩のピクセルを処理する。もし、個人間の瞳孔直径及び瞳孔中心の変化が一定に維持されないと、積分について利用できる虹彩ピクセルの全数が変化する。これらの効果を制御するために、ソフトウェア瞳孔マスクが使用される。これは瞳孔の周りの固定された領域をゼロ・アウトする。   By having different sizes of pupils from person to person, but keeping the mask size the same for a person, the non-invasive measurement system processes approximately the same number of iris pixels for different persons. If changes in pupil diameter and pupil center between individuals are not kept constant, the total number of iris pixels available for integration will change. A software pupil mask is used to control these effects. This zeros out a fixed area around the pupil.

ソフトウェア瞳孔マスクは、最大の瞳孔直径よりも大きく、瞳孔中心誤りをカバーする。いくつかの虹彩ピクセルがこの処理中にゼロにされるが、しかし、全てのイメージ・フレームが同様に処理される。瞳孔マスクは好ましくは常に同じ大きさであり、従って、全てのイメージ・フレームは同じ数の虹彩ピクセルを含む。瞳孔の変化による幾何学的変形が取除かれる。   The software pupil mask is larger than the maximum pupil diameter and covers the pupil center error. Some iris pixels are zeroed during this process, but all image frames are processed similarly. The pupil mask is preferably always the same size, so all image frames contain the same number of iris pixels. Geometric deformation due to pupil change is removed.

代替的な実施の形態では、マスクの大きさは個人詩人の瞳孔の大きさに基づいて決定される。   In an alternative embodiment, the mask size is determined based on the pupil size of the individual poet.

Ｃ．５レベル基準線として瞳孔明るさを使用して虹彩イメージをイコライズする
非侵入的測定システムはまた、イメージ・コントラスト・イコライゼーションを適用する。これは、ストレッチとも呼ばれる。これはピクセルをピクセル・データの完全なダイナミック範囲に満たす。瞳孔基本線データがこの処理のために適用され、瞳孔よりも明るいピクセルのみが再マップされる。この結果、以降の処理が光景レベル・バイアスされて完全な振幅範囲へイコライズされたデータを使用して行なわれる。 C. Non-intrusive measurement system that equalizes iris image using pupil brightness as a five level reference line also applies image contrast equalization. This is also called stretching. This fills the pixel with the full dynamic range of the pixel data. Pupil baseline data is applied for this process, and only pixels brighter than the pupil are remapped. As a result, subsequent processing is performed using data that has been equalized to a complete amplitude range by being scene level biased.

ストレッチはピクセル・データを表す８ビット数（すなわち、ピクセル・データ数）を取り、ピクセル・データ数を０−２５５の完全なダイナミック範囲に再マップする。マスクされている瞳孔は、全てゼロを含む。例えば、もし、最も明るいピクセルが９５ならば、非侵入的測定システムは、０−９５の値を、０−５をゼロにマップしそして９０−９５を２５５へマップすることにより、０−２５５にマップする。このように、いくつかの値（例えば、１２、１３、及び１４）は、同じ数（例えば、５６）にマップできる。これは眼の光景内の小さな変化を解決する（例えば、涙）。   Stretch takes an 8-bit number representing pixel data (i.e., pixel data number) and remaps the pixel data number to a full dynamic range of 0-255. The masked pupil contains all zeros. For example, if the brightest pixel is 95, the non-intrusive measurement system can set the value 0-95 to 0-255 by mapping 0-5 to zero and 90-95 to 255. Map. Thus, several values (eg, 12, 13, and 14) can be mapped to the same number (eg, 56). This resolves small changes in the eye sight (eg tears).

イメージ処理領域で良く知られている自動ストレッチと呼ばれる技術が使用される。これは照明の小さな変化を補償する（例えば、もし光源がドリフトしたり若しくはもし室内灯が非侵入的測定システムにより送信された光と同じく到達したりする）。これはまた、順次の写真について目に光が同じく入らない問題を処理する。一貫性が結果のより良い正確性のために必要である。光源の変化などの変化を取除くことにより、非侵入的測定システムは他の変化ではなく血液内のグルコースのレベルの変化を表すピクセルの変化を検出できる。   A technique called automatic stretching, well known in the image processing area, is used. This compensates for small changes in illumination (eg, if the light source drifts or if the room light arrives the same as the light transmitted by the non-invasive measurement system). This also addresses the problem of light not entering the eyes on sequential photos. Consistency is necessary for better accuracy of the results. By removing changes such as changes in the light source, the noninvasive measurement system can detect pixel changes that represent changes in the level of glucose in the blood rather than other changes.

さらに、非侵入的測定システムは、非線形ストレッチであるガンマ・ストレッチを使用できる。ガンマ・ストレッチは明るい太陽光を処理する。特に、ガンマ・ストレッチは暗いときにより多く増幅し、明るい光がある時により少なく増幅する。大部分のカメラはガンマ回路を有する。非侵入的システムに対して、ハードウェア・ガンマ・ストレッチは切られている。しかし、１つの実施の形態では、制御されたソフトウェア・ガンマ・ストレッチは戻りレベルの特定領域を増強するのに使用される（例えば、写真の底及び頂上レベル）。   In addition, non-invasive measurement systems can use gamma stretch, which is a non-linear stretch. Gamma stretch processes bright sunlight. In particular, the gamma stretch is more amplified when dark and less when there is bright light. Most cameras have a gamma circuit. For non-intrusive systems, the hardware gamma stretch is cut off. However, in one embodiment, a controlled software gamma stretch is used to enhance a specific area of the return level (eg, the bottom and top levels of the photograph).

Ｃ．６もし存在すればホットスポットを取除く
ホットスポットは、外部の光の照射（例えば、外界光）又は眼の不均一な照射（例えば、光源が眼の中心上にないか又は光の反射が存在する）である。一旦、非侵入的測定システムにより照射が設定されると、照射は変化しない。従って、ホットスポットの位置は光による実験により見付けられる（例えば、眼に反射された光源を見ることができる）。これは、特定の照射システムに基づいたカスタマイズされたマスキングを導く。 C. 6 Remove hotspots if present Hotspots can be external light illumination (eg, ambient light) or non-uniform illumination of the eye (eg, the light source is not on the center of the eye or there is light reflection) ). Once irradiation is set by a non-invasive measurement system, the irradiation does not change. Thus, the location of the hot spot can be found by experimentation with light (eg, a light source reflected on the eye can be seen). This leads to customized masking based on the specific illumination system.

既知のホットスポットを取除くために、非侵入的測定システムはホットスポットの周りにボックスを描き、ボックス内のピクセルをゼロにする。ボックスの大きさは実験的に見つけられ、使用される照射システムに基づいて異なる。   To remove known hot spots, the non-invasive measurement system draws a box around the hot spot and zeroes the pixels in the box. The size of the box is found experimentally and varies based on the illumination system used.

すなわち、良い光源拡散がホットスポットを防止するために必要である。さらに、非侵入的測定システムはソフトウェア・マスクによりホット・スポット除去を実行する。このように、ピーク信号振幅が積分プロセス前に除去される。   That is, good light source diffusion is necessary to prevent hot spots. In addition, non-invasive measurement systems perform hot spot removal with a software mask. In this way, the peak signal amplitude is removed before the integration process.

非侵入的測定システムは光源（瞳孔の中心のホットスポットとして見える）を見つけて、その位置に基づいて位置合わせが実行される。   The non-invasive measurement system finds a light source (seen as a hot spot at the center of the pupil) and alignment is performed based on that location.

Ｃ．７処理された虹彩ピクセルの全てを積分する
非侵入的測定システムは、眼の写真を形成するピクセルを加算する。瞳孔がマスクされるているため（すなわち、ゼロにセットされている）、加算されるピクセルは虹彩のピクセルである。ピクセルの合計は「積分データ数」又はＩＤＮと呼ばれる。ＩＤＮ値は交換的にグルコース値に対する「ＧＬＵ」と示される。 C. 7. Integrate all of the processed iris pixels. A non-invasive measurement system adds the pixels that form the eye photograph. Since the pupil is masked (i.e., set to zero), the added pixels are iris pixels. The sum of the pixels is called the “integrated data number” or IDN. IDN values are interchangeably indicated as “GLU” for glucose values.

Ｃ．８最近のＩＤＮ対ＧＬ一致を見つけるためにルックアップ・テーブルを探す
ピクセルの合計は、積分データ数（ＩＤＮ）を与える。非侵入的測定システムは、ＩＤＮ対ＧＬルックアップ・テーブルを使用してＩＤＮをグルコース・レベル（ＧＬ）へマップする。ルックアップ・テーブルが効果的にグルコース濃度の相関関係を与えることが理解される。すなわち、それは異なるグルコース濃度に相関関係付けられた値の範囲を与える。 C. Look Up Lookup Table to Find 8 Recent IDN vs GL Matches The sum of pixels gives the number of integrated data (IDN). Non-invasive measurement systems map IDN to glucose level (GL) using an IDN vs. GL lookup table. It is understood that the lookup table effectively correlates glucose concentration. That is, it gives a range of values that are correlated to different glucose concentrations.

ＩＤＮを真のグルコース測定に変換するプロセスは、結果が所定の誤りバンド内にあることを確証するために単純なルックアップ操作を必要とする。ＩＤＮからデシリットル当りミリグラム（ｍｇ／ｄｌ）への相関関係は、以下の公式により表される。「平均」という名付けられたプログラム（以下のＣ．１２節で説明される）が、連続して取られた同じ眼のイメージの一連に対してＩＤＮ値を比較することにより最小及び最大ＩＤＮ値を決定する。同様に、プログラムはイメージの同じ一連に対してＧＬ値を比較することにより最小及び最大ＧＬ値を決定する。プログラムはまた、ルックアップ・テーブルを使用して実際のグルコース・レベルを決定する。   The process of converting IDN to a true glucose measurement requires a simple lookup operation to ensure that the result is within a predetermined error band. The correlation from IDN to milligram per deciliter (mg / dl) is expressed by the following formula: A program named “Average” (described in section C.12 below) calculates the minimum and maximum IDN values by comparing the IDN values against a series of identical eye images taken sequentially. decide. Similarly, the program determines minimum and maximum GL values by comparing GL values for the same series of images. The program also uses a lookup table to determine the actual glucose level.

これらの項は以下の通り定義される。 These terms are defined as follows:

ＩＧＮ ＝実質的グルコース数 ＩＤＮmax ＝最高可能ＩＤＮ（積分データ数）
ＩＤＮmin ＝最低可能ＩＤＮ ＧＬmax ＝最高可能グルコース値（ｍｇ／ｄｌ）
ＧＬmin ＝最低可能グルコース値（ｍｇ／ｄｌ）
ＧＬ ＝実際グルコース値（ｍｇ／ｄｌ）
ＧＬでのミリグラム／デシリットル値を挿入するとＩＧＮでの等価ＩＤＮ値を生ずる。 IGN = substantial glucose number IDNmax = highest possible IDN (number of integrated data)
IDNmin = lowest possible IDN GLmax = highest possible glucose value (mg / dl)
GLmin = lowest possible glucose level (mg / dl)
GL = actual glucose value (mg / dl)
Inserting the milligram / deciliter value in GL yields an equivalent IDN value in IGN.

ＩＤＮからＧＬへ行くことはルックアップ・テーブルを捜索又はハッシングすることにより達成される。ＩＤＮ値が結合されたＩＤＮテーブル値に等しい又はほとんど等しい時、ＧＬがテーブルから取り出されて、グルコース読取りとして出力される。   Going from IDN to GL is accomplished by searching or hashing a lookup table. When the IDN value is equal or nearly equal to the combined IDN table value, the GL is retrieved from the table and output as a glucose reading.

ＩＤＮルックアップ・テーブルは、既知のグルコース値に対して複数の較正されたＩＤＮサンプルを平均化することにより作られる。固定誤り範囲は平均ＩＤＮからのプラス又はマイナス変位パーセンテイジに基づいている。これは好ましくは全ての利用可能なグルコース数について行なわれる。全てのグルコース数に対する値を得ることが困難なため、完全なテーブルを作るために既知のサンプルの間の値が補間できる。１つの実施の形態では、測定の限られた範囲は上に示された小さな例の変換テーブルを作るために使用された。当業者はより広い範囲のグルコース測定のためのＩＤＮ対ＧＬルックアップ・テーブルを作成するために使用できる、イメージ及び実験データのより大きいデータベースを理解できる。   The IDN lookup table is created by averaging a plurality of calibrated IDN samples against known glucose values. The fixed error range is based on a positive or negative displacement percentage from the average IDN. This is preferably done for all available glucose numbers. Since it is difficult to obtain values for all glucose numbers, values between known samples can be interpolated to create a complete table. In one embodiment, a limited range of measurements was used to create the small example conversion table shown above. One skilled in the art can understand a larger database of image and experimental data that can be used to create an IDN vs. GL lookup table for a wider range of glucose measurements.

ＩＤＮ対ＧＬルックアップ・テーブルはＩＤＮ数の最大及び最小範囲の列を有する。各最小から最大範囲はＧＬ数をマップする。ＩＤＮ対ＧＬテーブルは個人、ウォルター・ケー・プロウニエビック、の実験により較正された。各実験は、その個人の目のイメージを得るためにカメラを使用し、ＩＤＮ値を計算し、そして非侵入的測定システムを使用してその個人のＧＬ値を得ることを含む。従来の（ワンタッチ）グルコース・モニターがこの発明の技術により見付けられたグルコース濃度の有効性を確認するために使用された。   The IDN to GL lookup table has columns with a maximum and minimum range of IDN numbers. Each minimum to maximum range maps GL numbers. The IDN vs. GL table was calibrated by experiments with individuals, Walter K. Prouniev. Each experiment involves using a camera to obtain an image of the individual's eyes, calculating an IDN value, and using a non-invasive measurement system to obtain the individual's GL value. A conventional (one touch) glucose monitor was used to confirm the effectiveness of the glucose concentration found by the technique of the present invention.

ＩＤＮ対ＧＬルックアップ・テーブルがこの実験によりＩＤＮ値の範囲と相関関係を有するＧＬ値を識別することにより作成された。   An IDN vs. GL lookup table was created by identifying GL values correlated with a range of IDN values by this experiment.

以下に、非侵入的測定システムのために構成されたＩＤＮ対ＧＬルックアップ・テーブルを示す。
The following is an IDN vs. GL lookup table configured for a non-intrusive measurement system.

実験は２０人以上の他人で実行された。実験について、各人は非侵入的測定システムによりテストされた、確認のために、血液のサンプルを取る従来（ワンタッチ）のグルコース・モニターでテストされた。各人はその後に血液のグルコース・レベルを増加させた（例えば、ドーナッツを食べることにより）。そして、各人は再び非侵入的測定システムによりテストされた。そして、確認のために、血液のサンプルを取る従来（ワンタッチ）のグルコース・モニターでテストされた。   The experiment was performed with more than 20 others. For the experiment, each person was tested with a conventional (one-touch) glucose monitor to take a blood sample for confirmation, which was tested with a non-invasive measurement system. Each person subsequently increased blood glucose levels (eg, by eating donuts). Each person was then tested again with a non-invasive measurement system. And for confirmation, it was tested on a conventional (one-touch) glucose monitor that took a blood sample.

２０人は全て大人であり、一人の知られた糖尿病患者が加えられていた。１８人は男性で、２人は女性である。全てが白色人種である。瞳孔の大きさの大きな変化が記録された。眼の色は記録されなかった。   All 20 were adults, and one known diabetic was added. 18 are men and 2 are women. Everything is white. A large change in pupil size was recorded. Eye color was not recorded.

追加のシステム感度と正確性が複数のフレームを獲得してこれらのＩＤＮを一緒に加算することにより得ることができる。これにより眼の小さな動きに起因する変化は平均化される。デジタル的に加算されたＩＤＮはまた有効積分時間を増加して、大きなダイナミック範囲を生ずる。   Additional system sensitivity and accuracy can be obtained by acquiring multiple frames and adding these IDNs together. This averages changes due to small eye movements. Digitally summed IDNs also increase the effective integration time, resulting in a large dynamic range.

Ｃ．９該当するグルコース数をＧＬで表示
非侵入的測定システムはＧＬ値をコンピュータ・モニターなどのコンピュータに接続された表示装置上に表示する。カメラ／コンピュータ構成の結合された結果は、コンピュータ・スクリーン又は小さいＬＣＤディスプレイ上にミリグラム／デシリットル単位で血液グルコース・レベルを表す数値出力である。 C. 9 Display the relevant glucose number in GL The non-invasive measurement system displays the GL value on a display device connected to a computer such as a computer monitor. The combined result of the camera / computer configuration is a numerical output representing blood glucose levels in milligrams / deciliter on a computer screen or small LCD display.

Ｃ．１０装置の詳細
高解像度白黒デジタル・ビデオ・カメラ集合体（図３）はセンサーとして電荷結合検出器（ＣＣＤ）配列を使用する。カメラはＣＣＤ配列を収納する本体３１０と、取付けネジ３２９を有する搭載部分３１１と、カメラ同期コネクタ３１２と、ビデオ出力コネクタ３１３とを含む。 C. 10 Device Details The high resolution black and white digital video camera assembly (FIG. 3) uses a charge coupled detector (CCD) array as a sensor. The camera includes a main body 310 that houses a CCD array, a mounting portion 311 having a mounting screw 329, a camera synchronization connector 312, and a video output connector 313.

ここに説明される詳細の全てはテストのために作られた実験的プロトタイプに関するものである。集合体の代表的な大きさは次の通りである。
All of the details described here relate to experimental prototypes made for testing. The typical size of the aggregate is as follows.

エクステンション・チューブ３１４が、約２．５センチ（１インチ）の焦点距離を形成する１：１．４レンズ３１５を保持する。エクステンション・チューブの目的は、眼３４０の虹彩４３２（図４）からのデータ量を最大化して眼の白の量をゼロに限定するものである。   An extension tube 314 holds a 1: 1.4 lens 315 that forms a focal length of about 2.5 cm (1 inch). The purpose of the extension tube is to maximize the amount of data from the iris 432 (FIG. 4) of the eye 340 and limit the amount of white in the eye to zero.

テストの始まりに「スナッピイ（Ｓｎａｐｐｙ）（登録商標）」ショットが選択される。プレイ社により製造されたスナッピイ装置はパーソナル・コンピュータ（ＰＣ）用のイメージ・キャプチャー・カードである。それは動くイメージから３０分の１秒のフレームを獲得して将来の解析のためにそれを記憶する。全フレームの約４０パーセントは、眼の動き、反射、及び眼の白目の露出のため失われる。使用されるフレームは有利的に類似していて、全デジタル数はできるだけ互いに接近していることが好ましい。   A “Snappy” shot is selected at the beginning of the test. The snappy device manufactured by Play is an image capture card for a personal computer (PC). It gets a 1/30 second frame from the moving image and stores it for future analysis. About 40 percent of the total frame is lost due to eye movement, reflection, and eye white eye exposure. The frames used are advantageously similar and the total digital numbers are preferably as close as possible to each other.

カメラに対して光学データを作成するため、小さな光源４３３（図２）が眼４３０の中心方向へ光４３４を向け、そして瞳孔４３１及び虹彩４３２からの反射４３５がレンズ３１５を横断してＣＣＤカメラ３１０へ送られる。光分散又は波長選択装置が含まれていないことに注意する。   To create optical data for the camera, a small light source 433 (FIG. 2) directs light 434 toward the center of the eye 430 and a reflection 435 from the pupil 431 and iris 432 traverses the lens 315 and the CCD camera 310. Sent to. Note that no light dispersion or wavelength selection device is included.

このように、ＣＣＤカメラ３１０は眼からの反射光４３５を見る。生ビデオ・データ４３７がデジタル・インターフェイス４３８へ行く。そして、対応するデジタル・データ４３９を発生してコンピュータ４４０へ送る。コンピュータは可搬性で、データ処理システム（例えば、コンピュータ４４０又はマイクロプロセッサ）及び波データを受取る波反射捕獲システム又は受信機（例えば、カメラ３１０）を含む自己含有ユニットである。   Thus, the CCD camera 310 sees the reflected light 435 from the eyes. Raw video data 437 goes to digital interface 438. Then, corresponding digital data 439 is generated and sent to the computer 440. The computer is a portable, self contained unit that includes a data processing system (eg, a computer 440 or microprocessor) and a wave reflection capture system or receiver (eg, camera 310) that receives the wave data.

図３及び図４の中心照明構成は、眼からのデータ収集及び拡散照明に代わる初期のいろいろな努力の後継者である。これらの最初の成功的で繰返し可能なものにおいて（図５）、４０ワット白熱パーティ電球５４３からの光が、本質的に大きな統合的球面コンセプトである部屋自体の壁の平らな白ペンキにより積分される。   The central illumination configuration of FIGS. 3 and 4 is a successor to early efforts to replace data collection and diffuse illumination from the eye. In these first successful and repeatable ones (FIG. 5), the light from the 40 watt incandescent party bulb 543 is integrated by the flat white paint on the wall of the room itself, which is essentially a large integrated spherical concept. The

光は、影と反射の形成を最小にするためにレンズと眼の間の光学軸５４１に対して直角に眼４３０に接近するように構成されている。裸の露出した電球により大部分が発生するホットスポットの問題及び発生する高データ・カウントを最小にするために、照明は光源の周りに置かれた白色の紙の筒から作成された拡散器５４２を通る。   The light is configured to approach the eye 430 at right angles to the optical axis 541 between the lens and the eye to minimize shadow and reflection formation. In order to minimize the hot spot problem that occurs mostly with bare exposed light bulbs and the high data counts that occur, the diffuser 542 is made from a white paper tube placed around the light source. Pass through.

フレームの繰返しの困難さを減少し、ＣＣＤカメラをしっかりと保持し、そして反射を除去してシールドするために、フォームの眼当て６４５（図６）を有する光学ベンチが作られた。これに加えて、頭レスト（図７）が眼を安定するのを助ける。   In order to reduce the difficulty of repeating the frame, hold the CCD camera firmly, and remove and shield the reflection, an optical bench with a foam eyepiece 645 (FIG. 6) was created. In addition to this, the head rest (FIG. 7) helps stabilize the eye.

３フィート長の光学ベンチは、水平に置かれた矩形の板及び斜めに回転されて１つの角が頭レストのベース６４８及びカメラ・サポートのベースの対応した切り欠き溝に嵌った正方形のバーとを含む、２つのアルミニウム・レール６４７（図６）から作られている。バーはｚ軸（すなわち、長手方向へ）に沿った移動のみを許す。この幾何学構成はカメラと頭レスト（すなわち、眼の位置）との間の距離設定を可能にする。   The 3 ft long optical bench consists of a horizontally placed rectangular plate and a square bar that is rotated diagonally and one corner fits into a corresponding notch in the headrest base 648 and the camera support base. Are made from two aluminum rails 647 (FIG. 6). The bar only allows movement along the z-axis (ie, in the longitudinal direction). This geometry allows for the setting of the distance between the camera and the head rest (ie, eye position).

支持スタンドは、調節ノブを持つ垂直棒手段により上下（ｙ軸）調節が可能である。２つのレールはマシニスト・ジャッキねじから作られた３つの脚を持つ２つの８インチ・クロスバー上に搭載されることにより平行に保持される。１つの脚はクロスバーの中心に取り付けられ、他の２つの脚は他のクロスバーの対向する端に取り付けられていて、古典的な方法で水平を維持する。   The support stand can be adjusted up and down (y-axis) by vertical bar means having an adjustment knob. The two rails are held in parallel by being mounted on two 8-inch crossbars with three legs made from machinist jack screws. One leg is attached to the center of the crossbar and the other two legs are attached to opposite ends of the other crossbar to maintain level in a classical manner.

頭レストは、曲げられたアルミニウム額ピース６４６を保持する２つの１フィート長のネジが切られた垂直ロッドを支持するためにスライディング・アルミニウム・ベース６４８に搭載される。全機構は中心の垂直支持ロッド７５３上に搭載される。クロスバー７５２はソフト・パッド（図示しない）上のテスト者のあごを支持し、額は頭を安定にするために頭ヘッド・ピース６４６に対して支持される。調節と固定は調節スクリュー７５２により容易に行なわれる。   The head rest is mounted on a sliding aluminum base 648 to support two 1 foot long threaded vertical rods holding a bent aluminum forehead piece 646. All mechanisms are mounted on a central vertical support rod 753. Crossbar 752 supports the tester's chin on a soft pad (not shown) and the forehead is supported against head head piece 646 to stabilize the head. Adjustment and fixing are easily performed by adjusting screw 752.

ＣＣＤカメラは商業的支持スタンドに設定された支持ロッド上に搭載される。ロッドは筒状ボール紙の光遮蔽体６４９（ボール紙の郵送用筒から作られる）内のカメラに取り付けられる。トラップドアが遮蔽体内でカメラを中心位置に置く２つのカメラ支持スクリューによる筒状遮蔽体を介してのカメラの調節を可能にする。   The CCD camera is mounted on a support rod set on a commercial support stand. The rod is attached to a camera in a cylindrical cardboard light shield 649 (made from a cardboard post). A trap door allows adjustment of the camera through a cylindrical shield with two camera support screws that center the camera within the shield.

筒は４インチの直径と１４インチの長さを有する。トラップドアは８インチ長で前から１インチ後から始まって筒の半分を区切る。カメラ・レンズの表面は筒の端と同一面にある。筒の内部は平らで白く塗られている。   The cylinder has a diameter of 4 inches and a length of 14 inches. The trapdoor is 8 inches long and starts 1 inch from the front and divides the cylinder half. The surface of the camera lens is flush with the end of the tube. The inside of the tube is flat and painted white.

２つの筒、各眼に対して１つ、を持ち、サンプルされていない眼の前に眼トラックー・ディスクが置かれた、いくつかの幾何学的構成をさまざまな他の実験的設定が含む。１つの実施の形態では、接眼レンズを有さず、データを取らない眼が露出されたシステムが使用される。   Various other experimental settings include several geometric configurations with two tubes, one for each eye, with an eye track-disc placed in front of the unsampled eye. In one embodiment, an eye-exposed system that does not have an eyepiece and does not take data is used.

１つの実験的な設定では、光放射ダイオード（ＬＥＤ）８６３を運ぶブロック８６２がスライドして上昇及び下降する８６４垂直ロッド８６１に筒状遮蔽体６４９の上と下で支持された一対の滑り筒スイング腕８６９（図８）がカメラマウントを固定する。ＬＥＤは中央照射のための光源として機能する。滑り筒は水平調節８６６を可能にする。ＬＥＤブロックは垂直移動８６４を可能にする。   In one experimental setting, a pair of sliding cylinder swing arms 869 supported above and below a cylindrical shield 649 by an 864 vertical rod 861 in which a block 862 carrying a light emitting diode (LED) 863 slides up and down. (FIG. 8) fixes the camera mount. The LED functions as a light source for central illumination. The slide tube allows leveling 866. The LED block allows vertical movement 864.

実験的な進行における次の発展は機械的眼トラッカーの使用の廃止である。ビデオ・モニターがデータ収集のために見られている眼の実時間ビデオヲ見せるのに使用される。   The next development in the experimental progression is the abolition of the use of mechanical eye trackers. A video monitor is used to show the real time video of the eye being viewed for data collection.

被試験者は、モニター上で彼又は彼女の眼を見て、眼の位置を即座に修正できる。これにより、眼の白目の量を見せることを最小にし、そして不要な反射の検出を可能にする。実時間のビデオを見ることは機械的なトラッキング・システムを使用して眼のトラッキングをするよりも早く簡単である。   The examinee can see his or her eyes on the monitor and immediately correct the position of the eyes. This minimizes showing the amount of white eye and allows detection of unwanted reflections. Watching real-time video is quicker and easier than eye tracking using a mechanical tracking system.

選択された単一のフレームはフレーム獲得器又はスナッピー（登録商標）イメージ獲得カードを使用して記憶される。この処理において、普通、取られたフレームの半分を破棄しなければならない高データ・エラーのために、データ収集に長い時間がかかる。   The selected single frame is stored using a frame acquirer or a Snappy® image acquisition card. In this process, data collection usually takes a long time due to high data errors that require discarding half of the frames taken.

次にビデオ・レコーダが使用された。実験目的のために、開始時刻、ランプ位色、フィルタ、血液のグルコース値、注釈及び終了時間が音で聞こえるように記録された。   The video recorder was then used. For experimental purposes, the start time, ramp color, filter, blood glucose value, annotation and end time were recorded to sound.

４ないし５分間のビデオ・データが連続して取られた。最終結果は後でそこから選ばれる何千のフレーム（１秒当り３０のフレームのレートのため）を生ずる。   Four to five minutes of video data were taken continuously. The end result will result in thousands of frames selected later (due to a rate of 30 frames per second).

良いフレームが時間を大幅に節約して選択できた。これはまた、正確性と信頼性が大変高くて、市場にある現在の血液グルコース・メータよりもずっと良いことが確かめた。   A good frame could be selected that saved a lot of time. This also proved to be very accurate and reliable, much better than current blood glucose meters on the market.

実験的作業はまた、さまざまな幾何学配置において異なる色のＬＥＤ配列を含む、複数の光源を有するさまざまな照明構成を試験した。現在、好ましい照明幾何学配置は上記したようにＬＥＤ４３３（図１０）のような単一の光源を与えるものである。   The experimental work also tested various lighting configurations with multiple light sources, including LED arrays of different colors in various geometries. Currently, the preferred illumination geometry provides a single light source such as LED 433 (FIG. 10) as described above.

これらの構成で最良のものは、ＬＥＤがアルミニウム・ベゼル９７１内のＬＥＤのために中空な中心ハブ９７３を持つ半径ベーン又はウェブ９７２（図９及び図１０）により中心に保持されるものである。ＬＥＤがカメラ・レンズの前に保持されて、眼に向けられる。   The best of these configurations is that the LED is held centrally by a radial vane or web 972 (FIGS. 9 and 10) with a hollow central hub 973 for the LEDs in the aluminum bezel 971. The LED is held in front of the camera lens and is directed to the eye.

ＬＥＤの後は黒テープ１０８１で覆われてレンズ（表面）３１５を遮蔽して、カメラによりＬＥＤの直接光が受取られないようしている。瞳孔４３１及び虹彩４３２により反射された光のみがカメラにより受取られる。この構成は被試験者が直接ＬＥＤ、又は、白熱電球の小麦サイズの粒子、を見ることにより被試験者の眼を中心付けることを可能にする。   The LED is covered with black tape 1081 to shield the lens (front surface) 315 so that the direct light of the LED cannot be received by the camera. Only the light reflected by the pupil 431 and the iris 432 is received by the camera. This configuration allows the subject to center the subject's eyes by looking directly at the LED or wheat-sized particles of an incandescent bulb.

べゼルは２つの大きさのＬＥＤ、いわゆる、「Ｔ１」３ｍｍ及び「Ｔ−１３／４」（５ｍｍ）、を収容するように作られている。より大きいＬＥＤは瞳孔全体をマスクし、これにより瞳孔較正のために集められるデータを否定する。収集されたデータはそれにもかかわらず全体システムの線形性を確立するために修正ファクターを得るのに大変に有用である。   The bezel is made to accommodate two sizes of LEDs, the so-called “T1” 3 mm and “T-13 / 4” (5 mm). The larger LED masks the entire pupil, thereby negating the data collected for pupil calibration. The collected data is nevertheless very useful in obtaining correction factors to establish the linearity of the overall system.

レンズ・シェードを越えるべゼル部分は１．３９インチの内径を有し、０．００５インチ壁と０．３インチ深さを有する。ＬＥＤを保持するウェブは０．０４インチの厚さ（虹彩からＣＣＤカメラへのデータのマスクを最小にするため）と０．１２５インチの深さを有する。   The bezel portion beyond the lens shade has an inner diameter of 1.39 inches, a 0.005 inch wall and a 0.3 inch depth. The web holding the LEDs has a thickness of 0.04 inches (to minimize masking of data from the iris to the CCD camera) and a depth of 0.125 inches.

データ収集の目標は、虹彩を少なくとも可能な全デジタル数（Ｄ／Ｎ）について完全井戸の１／２、又は代替的にＣＣＤカメラの完全井戸の点まで照射することである。経験的なデータ収集及び処理は、完全井戸の１／４が、実験的システムについて較正、引算、及び平均の全ての操作に必要なデータ量を与えるのに必要な最小であることを示唆する。   The goal of data collection is to irradiate the iris to half the full well for at least all possible digital numbers (D / N), or alternatively to the full well point of the CCD camera. Empirical data collection and processing suggests that 1/4 of the full well is the minimum required to provide the amount of data required for all calibration, subtraction, and average operations for the experimental system. .

上述した実施の形態はグルコース値を得るためのデータ操作のためにパーソナル・コンピュータ（ＰＣ）を使用しているが、本発明は、第１ステップとして可搬性のために、ＰＣを置換えるためのハイブリッド集積回路を作成することを考慮している。糖尿病患者のインシュリン・ポンプに直接に血液グルコース値を送信し、インシュリンの量と使用時間を計算するためにコードされた「フールプルーフ」送信機を開発することにも価値がある。最終的には、例えば、眼鏡に搭載されたセンサーなどの、便利な手段を介して連続的な読取りを行なうことにより糖尿病患者又はその他の人をより普通な生活に戻すことができるだろう。   Although the above-described embodiment uses a personal computer (PC) for data manipulation to obtain a glucose value, the present invention provides a first step for replacing a PC for portability. Consider creating a hybrid integrated circuit. It is also worth developing a “foolproof” transmitter coded to send blood glucose levels directly to the insulin pump of a diabetic patient and calculate the amount and duration of insulin. Ultimately, a diabetic or other person could be returned to a more normal life by taking continuous readings through convenient means such as, for example, sensors mounted on eyeglasses.

Ｃ．１１波長効果
グルコース応答が光スペクトルの可視光部分及び近赤外線部分で観察された。ピーク応答は、上述したアルゴリズムついては、スペクトルの黄色、及び黄色／緑、及び近赤外線の部分にあると思われる。 C. Eleven-wavelength effect A glucose response was observed in the visible and near infrared portions of the light spectrum. The peak response appears to be in the yellow, yellow / green, and near infrared portions of the spectrum for the algorithm described above.

上記の観察を一般化して、両波長領域について共通なもの、すなわち、応答レベルは実質的に単調的である、すなわち、異なる波長領域に対してそれぞれ増加関数又は減少関数のいずれかであることに注意することは合理的である。   Generalizing the above observations, what is common for both wavelength regions, i.e. the response level is substantially monotonic, i.e. either an increasing or decreasing function for each different wavelength region. It is reasonable to note.

１つの実施の形態では、黒白ＣＣＤ配列は、血液グルコースの決定のために十分な情報を収集することができる。反射光レベルはグルコース濃度と明確に相関関係を有する。   In one embodiment, the black and white CCD array can collect enough information for the determination of blood glucose. The reflected light level has a clear correlation with the glucose concentration.

これはデータのさらなるソフトウェア操作にかなり依存することにより達成される。このような操作は、基本的スペクトル差異化を実行するために回転フィルタを使用した初期のプロトタイプの装置により使用された測定モードとは識別され、そして機械的に且つ光学的により単純である。１９９８年９月１８日にウォルター・ケー・プロニイエビックズとデール・イー・ウインザーにより出願された米国仮特許出願６０／１００，８０４の「眼球による血糖測定」を参照のこと。   This is achieved by relying heavily on further software manipulation of the data. Such an operation is distinguished from the measurement mode used by early prototype devices that used a rotating filter to perform basic spectral differentiation, and is mechanically and optically simpler. See “Ophthalmic Blood Glucose Measurement” in US Provisional Patent Application 60 / 100,804, filed September 18, 1998 by Walter K. Pronyivics and Dale E. Windsor.

Ｃ．１２イメージ処理ソフトウェア
２つのプログラム、「グルコン（Ｇｌｕｃｏｎ）（登録商標）」及び「平均」、が本発明を実現するために書かれて、実験を実行して実験から相当な結果を得る道具であった。両プログラムは、「Ｇ（登録商標）」として知られている、及び、ＬａｂＶｉｅｗ（登録商標）５．０と知られているナショナル・インスツルメント・コーポレイションからのグラフィカル・プログラミング言語をＩＭＡＱ（登録商標）のイメージング・ツールと共に使用して開発された。擬似コードを含む上記の説明はこれらのプログラムの処理を説明する。 C. 12 Image Processing Software Two programs, “Glucon®” and “Average”, were written to implement the present invention, and are tools that perform experiments and obtain substantial results from experiments. It was. Both programs are known as “G®” and the graphical programming language from National Instrument Corporation, known as LabView® 5.0, IMAQ®. ) Developed in conjunction with imaging tools. The above description, including pseudo code, describes the processing of these programs.

最初のプログラム、グルコンは光波から情報を抽出する。これはＩＤＮ又はＧＬＵ値を得るために必要な全ての技術を具現している。２番目のプログラム、「平均」は、イメージが取られた目から得られるＩＤＮ又はＧＬＵ値を患者の血液グルコースの実際の濃度と相関関係付けるのに使用される。これは全てが特定のグルコース・レベルで取られた、すなわち、素早く連続的に取られた被試験者の眼ののユーザが選択可能な数のイメージを処理する。動作において、「平均」は統計的ボックスを作成し、そして平均及び絶対ＩＤＮ又はＧＬＵ限界を得る。これらの値はＩＤＮ対血液グルコース変換テーブルを作成するため使用される。   The first program, Glucon, extracts information from light waves. This embodies all the techniques necessary to obtain an IDN or GLU value. The second program, “Average”, is used to correlate the IDN or GLU value obtained from the imaged eye with the actual concentration of blood glucose in the patient. This processes a selectable number of images that are all taken at a particular glucose level, i.e., a user of the eye of the subject under test taken quickly and continuously. In operation, “average” creates a statistical box and obtains the average and absolute IDN or GLU limits. These values are used to create an IDN-to-blood glucose conversion table.

図１１は、制御パネル１１００を示す。非侵入的測定システムがカメラで被試験者の眼をイメージングしている間、非侵入的測定システムは２つのイメージ（イメージＡ１１０２とイメージＢ１１０４）と一緒にさまざまなボタンと他の制御含む制御パネルをコンピュータ・スクリーン上に表示する。イメージＡとイメージＢは、比較のために一緒に表示できる異なる時間に取られた同じ眼の２つの別個のイメージである。しかし、非侵入的測定システムは１つのイメージのみを表示できる。イメージＡとイメージＢは非侵入的測定システムにより偽カラー強度マップとして表示される。しかし、これらのイメージは添付図面においては白黒形式である。イメージの中心は瞳孔でマスクされる（すなわち、ゼロ・アウトされていて、黒色に対応する）。瞳孔の周りの暗い色は実際は赤であり、眼の中の血液グルコースの濃度が高いことを示している。ＧＬＵ又はＩＤＮ値がデシリットル当りミリグラム（ｍｇ／ｄｌ）でイメージから計算される。イメージＡとイメージＢは本発明を理解することを容易にするが、本発明を実施するのには必要ない。   FIG. 11 shows the control panel 1100. While the non-invasive measurement system is imaging the eye of the test subject with the camera, the non-invasive measurement system includes a control panel that includes various buttons and other controls along with two images (image A 1102 and image B 1104). Display on computer screen. Image A and Image B are two separate images of the same eye taken at different times that can be displayed together for comparison. However, a non-invasive measurement system can display only one image. Image A and image B are displayed as false color intensity maps by a non-invasive measurement system. However, these images are in black and white format in the accompanying drawings. The center of the image is masked by the pupil (ie, zeroed out, corresponding to black). The dark color around the pupil is actually red, indicating a high concentration of blood glucose in the eye. GLU or IDN values are calculated from the image in milligrams per deciliter (mg / dl). Image A and image B make it easier to understand the present invention, but are not necessary to practice the present invention.

制御パネル１１００は、フィルタ・ファクターの設定を可能にするＸ制御を含む。Ｆｉｌｔｅｒ制御はフィルタをオン又はオフする。ＭｅａｎＡ制御はイメージＡの平均を表示する。ＤＥＶＡ制御はイメージＡに対する標準偏差を表示する。ＭｅａｎＢ制御はイメージＢの平均を表示する。ＤＥＶＢ制御はイメージＢに対する標準偏差を表示する。ＧＲＵＡ制御はイメージＡに対するＧＲＵ値を表示する。そして、ＧＲＵＢ制御はイメージＢに対するＧＲＵ値を表示する。ＢＬＫＡ＆Ｂはそれぞれ、Ａ＆Ｂイメージ内の暗ピクセル（０ＤＮ）の数を表示する。ＬＯ制御は最小ストレッチ限界を設定する。ＨＩ制御は最大ストレッチ限界を設定する。ＴＨＲＥＳＨ制御はしきい値を設定し、ＩＤＮが加算される時、もし、しきい値が設定されると、加算はそのレベルで開始して、そのレベル以下のどんなピクセルを含まない。ＧＬＩＭ制御はＩＤＮ加算がこれよりも上の値を含まないことを指示する。ＢＩＡＳＡ制御はイメージＡに対する瞳孔の明るさ平均レベルに加える。ＢＩＡＳＢ制御はイメージＢに対する瞳孔の明るさ平均レベルに加える。ＬＥＶＥＬＡ＆Ｂ制御は各イメージの瞳孔の平均明るさを示す。ＰＡＴＨＡとＦＩＬＥＮＡＭＥＡは、イメージＡの記憶場所を見付けるために使用されるパスとファイル名を与える。ＰＡＴＨＢとＦＩＬＥＮＡＭＥＢは、イメージＢの記憶場所を見付けるために使用されるパスとファイル名を与える。ＧＡＭＡ制御は、ガンマ・ストレッチ制御である。ＦＭＯＤＥは異なるフィルタ形状モードを選択する。   The control panel 1100 includes an X control that allows setting of the filter factor. Filter control turns the filter on or off. The MeanA control displays the average of image A. The DEVA control displays the standard deviation for image A. The MeanB control displays the average of image B. The DEVB control displays the standard deviation for image B. The GRUA control displays the GRU value for image A. The GRUB control then displays the GRU value for image B. Each BLKA & B displays the number of dark pixels (0DN) in the A & B image. LO control sets the minimum stretch limit. HI control sets the maximum stretch limit. The THRESH control sets a threshold and when IDN is added, if the threshold is set, the addition starts at that level and does not include any pixels below that level. GLIM control indicates that the IDN addition does not include a value above this. BIASA control adds to the average brightness of the pupil for image A. BIASB control adds to the average brightness level of the pupil for image B. LEVELA & B control indicates the average brightness of the pupil of each image. PATHA and FILENAMEA give the path and file name used to locate the location of image A. PATHB and FILENAMEB give the path and file name used to locate the location of image B. GAMA control is gamma stretch control. FMODE selects different filter shape modes.

ＸＰＯＳ制御はイメージ上のマウスのＸ位置の読取りを与え、ＹＰＯＳ制御はイメージ上のカーソルのＹ位置の読取りを与える。ＸＰＯＳとＹＰＯＳは一緒に特定のピクセルの選択を可能にする。ＤＮ制御はカーソル下に位置するピクセルのデータ数を表示する。ＤＥＬＴＡ制御は、ＡとＢフレーム間の線又は行イメージ部分の和の差を示す。これらは図１１に示される２つの波形図に示されるピクセルの累積値である。ＳＵＭＸ／ＳＵＭＹと印が付けられたスイッチは、イメージ内の行と列の間を選択し、そしてこれらのデータが加算される。和はＤＥＬＴＡ制御により比較されて表示される。ＣＥＮＴＡ＆Ｂ制御はそれぞれのイメージの中心のＸ及びＹ位置を示す。Ａ＆ＢＬＩＮＥＳ制御はユーザが図１１のＳＵＭチャートを操作することを可能にする。ＳＵＧＡＲＡ制御は、イメージＡと相関関係のあるグルコース・レベルを表示する。ＥＲＲＯＲＡ制御はエラーが検出された時に光る。ＥＲＲＯＲＡに光がついた時、ＳＵＧＡＲ表示は消される。ＮＥＧ制御は、第２フレーム（すなわち、イメージＢ）が第１フレーム（すなわち、イメージＡ）よりも小さいＧＲＵを有する時に赤となる。それは第２フレームが第１フレームよりも大きいＧＲＵを有する時は緑である。ＳＴＲ制御は、主線形ストレッチをオンにする。ＣＯＬ制御は偽カラー又は白黒を選択可能にする。ＳＵＭＸ及びＳＵＭＹ制御は、２つのイメージのグラフ中のＸの和又はＹの和の表示を可能にする。Ａ＋Ｂ制御は、２つのチャンネル（すなわち、２つのイメージ）が処理されていることを示す。ＢＷ制御はグラフの背景を白又は黒に設定することを可能にする。ＣＬＯＮＥ制御は第２フレームを第１フレーム内にクローンすることを可能にする。その時、もし所望ならば、新しいフレームが第２フレーム内に持って来られて異なるフレーム間の比較を続けることができる。３Ｄ制御はイメージが擬似３Ｄとして表示されるべきかを示す。ＰＣＵＴ制御は瞳孔カッターをオン又はオフする。ＩＣＵＴ制御は、ＩＲＩＳカッター（瞳孔のみを残す）をオン又はオフする。ＣＡＬ制御は線形ストレッチのために瞳孔の較正をオンに設定する。ＳＴＯＰ制御は、プログラムを停止する。この時、写真は操作できる（例えば、水平方向および垂直方向に移動され、マウスが個々のピクセル値を識別するためにカーソルを移動するのに使用できる）。ＳＮＡＰ制御は、スクリーンの写真をスナップしてビットマップとして記憶するためにプログラムを呼出す。ＳＡＶＥボタンは直接に写真をビットマップとして記憶する。ＳＵＧＡＲＢ制御は、イメージＢと相関関係にあるグルコース・レベルを表示する。エラーＢ制御はエラーが検出された時に光る。   The XPOS control gives a reading of the X position of the mouse on the image, and the YPOS control gives a reading of the Y position of the cursor on the image. XPOS and YPOS together allow selection of specific pixels. The DN control displays the data number of the pixel located under the cursor. DELTA control indicates the difference in the sum of line or row image portions between A and B frames. These are the cumulative values of the pixels shown in the two waveform diagrams shown in FIG. A switch marked SUMX / SUMY selects between rows and columns in the image and these data are added. The sum is compared and displayed by DELTA control. CENTA & B control indicates the X and Y position of the center of each image. A & BLINES control allows the user to operate the SUM chart of FIG. The SUGARA control displays the glucose level correlated with image A. ERRORA control is illuminated when an error is detected. When ERRORA is illuminated, the SUGAR display is turned off. NEG control is red when the second frame (ie, image B) has a smaller GRU than the first frame (ie, image A). It is green when the second frame has a larger GRU than the first frame. STR control turns on the main linear stretch. The COL control allows selection of false color or black and white. The SUMX and SUMY controls allow the display of the X sum or Y sum in the graphs of the two images. A + B control indicates that two channels (ie, two images) are being processed. BW control allows the background of the graph to be set to white or black. The CLONE control allows the second frame to be cloned into the first frame. At that time, if desired, a new frame can be brought into the second frame to continue the comparison between the different frames. The 3D control indicates whether the image should be displayed as pseudo 3D. PCUT control turns the pupil cutter on or off. ICUT control turns the IRIS cutter (leaving only the pupil) on or off. The CAL control turns on pupil calibration for linear stretching. The STOP control stops the program. The photo can then be manipulated (eg, moved horizontally and vertically, and the mouse can be used to move the cursor to identify individual pixel values). The SNAP control calls a program to snap a screen picture and store it as a bitmap. The SAVE button directly stores the photo as a bitmap. The SUGARB control displays the glucose level that is correlated with image B. Error B control is illuminated when an error is detected.

図１２は、プログラム内の異なる処理段階の結果を表すヒストグラムを特に示す、同じ制御パネル表示の別の部分である代表的なヒストグラムを示す。ヒストグラムＡ１１２００は最初のイメージＡ（図１１から）を表す。ヒストグラムＡ２１２０２は、データが規格化されてストレッチされた後のイメージＡを表す。同様に、ヒストグラムＢ１１２０４は最初のイメージＢ（図１１から）を表す。ヒストグラムＢ２は、データが規格化されてストレッチされた後のイメージＢを表す。   FIG. 12 shows a representative histogram that is another part of the same control panel display, particularly showing a histogram representing the results of the different processing stages in the program. Histogram A11200 represents the first image A (from FIG. 11). A histogram A21202 represents the image A after the data is normalized and stretched. Similarly, histogram B11204 represents the first image B (from FIG. 11). The histogram B2 represents the image B after the data is normalized and stretched.

図１３は、平均プログラムと関連した制御パネルの表示であり、典型的な値を従来ユニットの患者の血液グルコースの実際の濃度と相関関係付けるために使用される制御を有する。平均プログラムは、ＩＤＮ値から較正されたＩＤＮ対ＧＬデータを得るために非侵入的測定システムにより使用される。ＣＯＵＮＴ制御は、較正平均中で処理されるべきイメージ・フレームの数を選択する。ＡＶＮＵＭ制御は、ＧＲＵ平均内の全ての入力イメージについての平均ピクセル明るさである。ＰＡＴＨ及びＦＩＬＥＮＡＭＥ制御は最後に処理されているパスとファイル名を表示する。ＡＶＭＩＮ制御は、全ての処理されたイメージからの最小平均ＧＲＵである。ＡＶＭＡＸ制御は、全ての処理されたイメージからの最大平均ＧＲＵである。＋ＤＥＬＴＡ制御は、正方向の平均ＧＲＵからのＧＲＵエラー・デルタを示す。−ＤＥＬＴＡ制御は、負方向の平均ＧＲＵからのＧＲＵエラー・デルタを示す。＋ＰＲＣＮＴ制御は、平均よりも上の最大ＧＲＵエラー・パーセンテイジを示す。−ＰＲＣＮＴ制御は、平均よりも下の最小ＧＲＵエラー・パーセンテイジを示す。ＣＡＬ制御は瞳孔較正が自動ストレッチ・アルゴリズムに適用されることを可能にする。ＰＣＵＴ制御は、瞳孔カッターのオンまたはオフをする。ＧＬＩＭ制御は、ＩＤＮ加算がこれよりも上の値を含まないことを示す。ＬＥＶＥＬ制御は、平均瞳孔明るさを示す。   FIG. 13 is a control panel display associated with the average program, with controls used to correlate typical values with the actual blood glucose concentration of a conventional unit patient. The average program is used by a non-invasive measurement system to obtain calibrated IDN vs. GL data from IDN values. The COUNT control selects the number of image frames to be processed in the calibration average. AVNUM control is the average pixel brightness for all input images within the GRU average. The PATH and FILENAME controls display the last processed path and file name. AVMIN control is the minimum average GRU from all processed images. AVMAX control is the maximum average GRU from all processed images. + DELTA control indicates the GRU error delta from the positive average GRU. -DELTA control indicates the GRU error delta from the average GRU in the negative direction. The + PRCNT control indicates the maximum GRU error percentage above the average. -PRCNT control indicates minimum GRU error percentage below average. CAL control allows pupil calibration to be applied to an automatic stretch algorithm. PCUT control turns the pupil cutter on or off. GLIM control indicates that the IDN addition does not include a value above this. The LEVEL control indicates the average pupil brightness.

Ｃ．１３緑内障測定
非侵入的測定システムはまた、焦点長に近いところの緑内障圧力を得るために虹彩の湾曲を使用する。眼マシンは圧力の指針として内側虹彩対外側虹彩の比較の焦点長の差を自動的に与えるために使用できる。 C. 13 Glaucoma Measurement The non-invasive measurement system also uses iris curvature to obtain glaucoma pressure near the focal length. The eye machine can be used to automatically provide a focal length difference for comparison between the inner and outer irises as a pressure guide.

図１４は、緑内障圧力を識別するための非侵入的測定システムの使用を説明する。距離ＦirisIDは、ＣＣＤカメラ・レンズ３１５の頂点（バーテックス）面から虹彩の内側直径（ＩＤ）、換言すれば、虹彩４３２と瞳孔４３１の間の円形遷移までの距離を表す。類似的に、距離ＦirisODは、ＣＣＤカメラ・レンズ３１５の頂点（バーテックス）面から虹彩の外側直径（ＯＤ）、すなわち、虹彩４３２と眼４３０の白眼１４００の間の円形遷移までの距離を表す。   FIG. 14 illustrates the use of a non-invasive measurement system to identify glaucoma pressure. The distance FirisID represents the distance from the vertex (vertex) surface of the CCD camera lens 315 to the inner diameter (ID) of the iris, in other words, the circular transition between the iris 432 and the pupil 431. Similarly, the distance FirisOD represents the distance from the vertex (vertex) surface of the CCD camera lens 315 to the outer diameter (OD) of the iris, ie, the circular transition between the iris 432 and the white eye 1400 of the eye 430.

上側の「Ａ」の図において、これら２つの距離ＦirisID及びＦirisODは実質的に等しい。ＦirisID＝ＦirisOD これは、眼の中の平衡したまたは正常な圧力状態を示す。下側の「Ｂ」の図においては、２つの距離は等しくない。特に、ＩＤ距離がＯＤ距離よりを越えている。ＦirisID＞ＦirisOD これは、異常で、過剰な圧力を示している。   In the upper “A” diagram, the two distances FirisID and FirisOD are substantially equal. FirisID = FirisOD This indicates a balanced or normal pressure condition in the eye. In the lower “B” diagram, the two distances are not equal. In particular, the ID distance exceeds the OD distance. FirisID> FirisOD This is abnormal and indicates excessive pressure.

増加的距離１４０２、すなわち、２つの距離の間の差ＦirisID−ＦirisOD （又は比）は、圧力に関係する。焦点の決定はこのように眼内圧力の測定を生じ、大きい距離は高圧力に対応し、そして小さい距離は低圧力に対応する。フィールドの深さ、例えば、０．３ｍｍ（０．０１２インチ）、がこの技術の限界を形成するであろう。   The incremental distance 1402, i.e., the difference between the two distances FirisID-FirisOD (or ratio) is related to pressure. The focus determination thus results in a measurement of intraocular pressure, with a large distance corresponding to high pressure and a small distance corresponding to low pressure. The depth of the field, for example, 0.3 mm (0.012 inches) would form the limits of this technology.

Ｃ．１４フロー・チャート及び代替的な実施の形態
非侵入的測定システムは血液中のグルコース濃度を非侵入的に測定するためのソフトウェアと装置を含む。イメージ入力システムの複雑さを減少するために、ソフトウェアがカメラの位置付けと照明の一貫性を最適化するために開発されている。 C. 14 Flow Chart and Alternative Embodiments A non-invasive measurement system includes software and devices for non-invasive measurement of glucose concentration in blood. To reduce the complexity of image input systems, software has been developed to optimize camera positioning and lighting consistency.

図１５は、本発明の１つの実施の形態の非進入的測定システムにより実行されるステップを示す。ブロック１５００において、非侵入的測定システムは眼のイメージを取る。ブロック１５０２において、非侵入的測定システムは瞳孔の中心を見つける。ブロック１５０４において、非侵入的測定システムは瞳孔の回りの平均的明るさを計算する。ブロック１５０６で、非侵入的測定システムは眼の瞳孔領域をマスクする。ブロック１５０８で、非侵入的測定システムは瞳孔の明るさをレベル基本線として使用して虹彩イメージをイコライズする。ブロック１５１０で、非侵入的測定システムはもし存在すればホットスポットを取除く。ブロック１５１２で、非侵入的測定システムは全ての処理された虹彩ピクセルを積分する。ブロック１５１４で、非侵入的測定システムは最も近いＩＤＮ対ＧＬ一致を見つけるためにＩＤＮ対ＧＬルックアップ・テーブルを探す。ブロック１５１６で、非侵入的測定システムは該当するグルコース数を表示する。   FIG. 15 illustrates the steps performed by the non-invasive measurement system of one embodiment of the present invention. At block 1500, the non-invasive measurement system takes an eye image. At block 1502, the non-invasive measurement system finds the center of the pupil. At block 1504, the non-invasive measurement system calculates the average brightness around the pupil. At block 1506, the non-invasive measurement system masks the pupil region of the eye. At block 1508, the non-invasive measurement system equalizes the iris image using the pupil brightness as the level baseline. At block 1510, the non-invasive measurement system removes hot spots if present. At block 1512, the non-invasive measurement system integrates all processed iris pixels. At block 1514, the non-intrusive measurement system looks up an IDN-to-GL lookup table to find the closest IDN-to-GL match. At block 1516, the non-invasive measurement system displays the appropriate glucose number.

非侵入的測定システムは、この利点を最大に使用するには好ましくは一緒に使用されるが、独立に使用できる幾つかの観点又は切口を有する。なお、これらの幾つかは共通にいくつかの要素を有する。   Non-invasive measurement systems are preferably used together to maximize this advantage, but have several aspects or cuts that can be used independently. Some of these have some elements in common.

第１の独立の観点の実施の形態では、非侵入的測定システムは、身体からの光反射率を測定することにより生物学的実体内の血液グルコース濃度を測定する。非侵入的測定システムは、このような身体に光を当てる技術を含む（例えば、電球）。さらに、非侵入的測定システムは、反射された光のスペクトル解析無しにこのような身体から実質的に反射された光を受け取り（例えば、カメラにより）、処理する（例えば、コンピュータにより）技術を含む。前述は、本発明の第１の観点又は切口を最も広い又は最も一般的な形式で定義又は説明したものを表している。これらの広い用語に説明されていも、本発明のこの切口は技術水準から重要に進歩している。   In an embodiment of the first independent aspect, the noninvasive measurement system measures blood glucose concentration in the biological entity by measuring light reflectance from the body. Non-invasive measurement systems include technology that shines light on such bodies (eg, light bulbs). In addition, non-invasive measurement systems include techniques for receiving (eg, by a camera) and processing (eg, by a computer) light that is substantially reflected from such a body without spectral analysis of the reflected light. . The foregoing represents a first aspect of the invention defined or described in its broadest or most general form. Even explained in these broad terms, this cut of the present invention is a significant advance from the state of the art.

特に、本発明のこの切口は身体を刺す又はその他の方法で血液のサンプルを得るという必要性を完全に除去しており、上述した不快、恐れ、その他の欠点を無くしている。さらに、本発明のこの観点は、スペクトル解析を実行するのに必要な、精巧なスペクトル変調、異なる波長領域に対する複数の検出器、又は拡散要素を必要としない利点を有する。   In particular, this cut of the present invention completely eliminates the need to stab the body or otherwise obtain a blood sample, eliminating the above-mentioned discomfort, fear and other disadvantages. Furthermore, this aspect of the invention has the advantage of not requiring the elaborate spectral modulation, multiple detectors for different wavelength regions, or diffusing elements necessary to perform the spectral analysis.

スペクトル解析の必要性が無いことは、虹彩からの反射光が血液中のグルコースに対して単調な関係（異なる波長領域では異なるけれども）を有する発見の直接の結果である。   The lack of the need for spectral analysis is a direct result of the discovery that the reflected light from the iris has a monotonic relationship (although different in different wavelength regions) to glucose in the blood.

本発明の第１の主な観点はこのように技術水準から顕著に進歩しているけれど、本発明の利益を好ましく最適に実行するには、ある追加の特徴又は特性と一緒に使用する。特に、好ましくは、光を身体の眼に当てる技術、及び眼から反射された光を受取って測定する技術を含む受取りと測定技術である。   Although the first major aspect of the present invention is thus a significant advance from the state of the art, it is used in conjunction with certain additional features or characteristics to preferably and optimally implement the benefits of the present invention. Particularly preferred are receiving and measuring techniques, including techniques for directing light to the eyes of the body and techniques for receiving and measuring light reflected from the eyes.

さらに、受信及び測定技術は好ましくは単色検出器配列を含む。そして、より好ましくは、この場合、単色検出器配列は白黒電荷結合検出器（ＣＣＤ）カメラ又は装置を含む。別の関連した好みは、受信及び測定技術はＣＣＤカメラからの信号を解析するためのデジタル・プロセッサを含む。   Furthermore, the reception and measurement technique preferably includes a monochromatic detector array. And more preferably, in this case, the monochromatic detector array comprises a black and white charge coupled detector (CCD) camera or device. Another related preference is that reception and measurement techniques include digital processors for analyzing signals from CCD cameras.

より一般的に、このようなプロセッサは望ましくは反射光の量を表す信号を解析するためのものである。この場合の好みは、デジタル・プロセッサはパーソナル・コンピュータの一部であって、血液グルコース・レベルがコンピュータのモニター・スクリーン上に報告される。   More generally, such a processor is preferably for analyzing a signal representative of the amount of reflected light. The preference in this case is that the digital processor is part of a personal computer and the blood glucose level is reported on the computer monitor screen.

しかし、代替的な好みは非侵入的測定システムは手に持つことができる可搬性ユニットであり、このユニットは血液グルコース・レベルの指示を報告する技術を含み、そしてデジタル・プロセッサがこの手に持つことが出きる可搬性ユニットの一部である。この場合、好ましくは、報告する技術は血液グルコース・レベルの指示を視認できるＬＣＤユニットを含む。   However, an alternative preference is a portable unit that a non-invasive measurement system can have in hand, which includes technology to report blood glucose level indications, and a digital processor has in this hand Is part of the portable unit. In this case, preferably, the reporting technique includes an LCD unit that allows visual indication of the blood glucose level.

別の基本的な好みは、受信及び測定技術が反射光のレベルの変化を検出する技術を含み、前記変化が血液グルコース濃度に関係している。別な好みは、受信及び測定技術が反射光のレベルの変化を検出するためのある技術を含み、そしてある技術は反射光レベルと共に実質的に単調に変化するグルコース濃度を報告するものである。別の一般的な好みは、検出技術が反射光、この場合、特に、スペクトルの黄色、黄−緑色、及び赤外線部分の光に応答するある技術を含む。   Another basic preference includes techniques where reception and measurement techniques detect changes in the level of reflected light, said changes being related to blood glucose concentration. Another preference is that reception and measurement techniques include certain techniques for detecting changes in the level of reflected light, and some techniques report glucose concentrations that vary substantially monotonically with the reflected light level. Another common preference includes certain techniques where the detection technique is responsive to reflected light, in this case, in particular, the yellow, yellow-green, and infrared portions of the spectrum.

非侵入的測定システムが実質的にスペクトル解析無しに動作するものとして説明されたが、これは非侵入的測定システムが必ずしも全くスペクトル領域間を差異化できないということを示唆するものではない。例えば、好ましくは、非侵入的測定システムは、ある特定の光バンド、例えば、赤又は赤外線、又は両方に対する応答を除去する技術を含む。同様に、実質的にスペクトル解析無しに受信及び測定する技術は、好ましくは、スペクトルの黄色／黄緑色部分に対して赤又は赤外線について異なる信号応答を考慮する。   While a non-invasive measurement system has been described as operating substantially without spectral analysis, this does not imply that a non-invasive measurement system cannot differentiate between spectral regions at all. For example, preferably the non-intrusive measurement system includes a technique that eliminates the response to certain light bands, eg, red or infrared, or both. Similarly, techniques for receiving and measuring substantially without spectral analysis preferably consider different signal responses for red or infrared for the yellow / yellowish green portion of the spectrum.

第２の主な独立の切口または観点の実施の形態において、非侵入的測定システムは身体からの光の反射率を測定することにより生物学的実体内の血液グルコース濃度を測定する。非侵入的測定システムは自己含有ケースを含む。それはまた光を身体に当てる。また、身体から反射された光を受信して測定する技術を含む。前述は本発明の第２の観点の最も広い又は最も一般的な形式の定義又は説明を表す。広い用語で説明されているが、本発明のこの切口は技術水準に比べて顕著に進歩していることが理解できる。   In a second main independent cut or aspect embodiment, the non-invasive measurement system measures blood glucose concentration within the biological entity by measuring the reflectance of light from the body. Non-intrusive measurement systems include a self-contained case. It also shines light on the body. It also includes a technique for receiving and measuring light reflected from the body. The foregoing represents the broadest or most general form of the definition or description of the second aspect of the invention. Although described in broad terms, it can be seen that this cut of the present invention is a significant advance over the state of the art.

特に、本発明全体が自己含有ケース内で運ぶことができるように実現できることがテストと実験により確立されたため、非侵入的測定の多くの利点が医療施設内での使用にのみの機械の形式をとる必要がないユニットで享受できる。むしろ、本発明は患者の家、普通のオフィス、又は他のビジネス、又は車やレストラン内等に適した機械として実現できる。   In particular, many of the advantages of non-intrusive measurements have been made to form a machine only for use in a healthcare facility, as it has been established through testing and experimentation that the present invention can be implemented in a self-contained case. It can be enjoyed in units that do not need to be taken. Rather, the present invention can be implemented as a machine suitable for a patient's home, ordinary office, or other business, or in a car, restaurant, or the like.

本発明の第２の主要な観点は顕著に有利な特徴を与えるけれども、その利点を好ましくは最適に享受するため、本発明はある追加の特徴又は特性、特に、好ましくは、ケースが完全に可搬性である、と一緒に実現される。また、この例においては、好ましくは、ケースは普通の大きさの大人の手のひらに適合している。   Although the second main aspect of the present invention provides significantly advantageous features, the present invention is preferably fully capable of providing certain additional features or characteristics, particularly preferably, in order to enjoy its advantages preferably. Realized together with portability. Also in this example, preferably the case fits an adult palm of normal size.

第３の主な独立の切口又は観点の実施の形態において、非侵入的測定システムは身体の眼からの光の反射率を測定することにより生物学的実体内の血液グルコース濃度を測定する。非侵入的測定システムは、このような眼の虹彩に光を当てる技術を含む。また、このような虹彩から反射された光を受信して測定するための技術を含む。また、反射され測定された放射を解析してそこから血液グルコース濃度を計算する、そして、特に、イメージ整列のためにピーク振幅点として眼からの光源の反射を使用する、プログラム化されたデジタル・プロセッサを含む。前述は本発明の第２の観点又は切口の最も広い又は最も一般的な形式の定義又は説明を表す。広い用語で説明されているが、本発明のこの切口は顕著に有利な特徴を与えることが理解できる。   In a third main independent cut or aspect embodiment, the non-invasive measurement system measures blood glucose concentration in the biological entity by measuring the reflectance of light from the eyes of the body. Non-invasive measurement systems include techniques that illuminate such an eye iris. Also included is a technique for receiving and measuring light reflected from such an iris. It is also a programmed digital device that analyzes the reflected and measured radiation and calculates the blood glucose concentration therefrom, and in particular uses the reflection of the light source from the eye as the peak amplitude point for image alignment. Includes a processor. The foregoing represents a definition or description of the second aspect of the invention or the broadest or most general form of cut. Although described in broad terms, it can be seen that this cut of the present invention provides significantly advantageous features.

特に、眼は被試験者の服を脱がすことなく又は他の不都合なく光電子的測定に対して一般的に利用可能である。さらに、眼の中の血液の状態はその応答が一般に速く、又は特に脳などの体の他の重要な部分の血液の状態の追跡をする。   In particular, the eye is generally available for optoelectronic measurements without removing the subject's clothes or without other disadvantages. In addition, the state of blood in the eye is generally fast in response, or it specifically tracks the state of blood in other important parts of the body, such as the brain.

本発明の第３の主要な観点は顕著に有利な特徴を与えるけれども、その利点を好ましくは最適に享受するため、本発明はある追加の特徴又は特性と一緒に実現される。特に、好ましくは、受信及び測定技術は眼の虹彩からの光を受信して測定する技術を含む。この好みは、基本線暗レベルの決定、又は光照射技術により与えられる照射レベルの決定、又は両方を容易にする。   Although the third principal aspect of the present invention provides significantly advantageous features, the present invention may be implemented with certain additional features or characteristics in order to enjoy its advantages, preferably optimally. In particular, preferably the receiving and measuring techniques include techniques for receiving and measuring light from the iris of the eye. This preference facilitates the determination of the baseline dark level, or the illumination level provided by the light illumination technique, or both.

第４の主な独立の切口又は観点の実施の形態では、非侵入的測定システムは血液グルコース測定技術である。技術は電子カメラ上に人の目の前表面のイメージ（映像）を取るステップを含む。また、カメラから得られたイメージ信号をデジタル化することを含む。さらに、この技術は血液グルコース・レベルを決定するために、眼の他の部分を表すピクセル信号から分離された虹彩を表すピクセル信号を処理することを含む。前述は本発明の第４の観点の最も広い又は最も一般的な形式の定義又は説明を表す。広い用語で説明されているが、本発明のこの切口は技術水準に比べて顕著に進歩していることが理解できる。   In a fourth major independent cut or aspect embodiment, the non-invasive measurement system is a blood glucose measurement technique. The technique involves taking an image of the front surface of a human eye on an electronic camera. It also includes digitizing the image signal obtained from the camera. Further, the technique includes processing a pixel signal representing an iris that is separated from pixel signals representing other parts of the eye to determine blood glucose levels. The foregoing represents the broadest or most general form of the definition or description of the fourth aspect of the invention. Although described in broad terms, it can be seen that this cut of the present invention is a significant advance over the state of the art.

特に、虹彩の状態の解析は虹彩がグルコース濃度と反射された光のレベルとの間に単調な関係（異なる波長領域で特有）を示す有利性を持ち、上述したスペクトル解析無しに測定できる利点を享受できる。   In particular, the analysis of the iris state has the advantage that the iris has a monotonic relationship (specific in different wavelength regions) between the glucose concentration and the level of reflected light, and can be measured without the spectral analysis described above. You can enjoy it.

さらに、処理のために瞳孔と虹彩の信号を分離することは幾何学に基づいた簡単な実現を容易にし、上述したように変化する照射レベルの容易な補償を得ることができる。   Furthermore, separating the pupil and iris signals for processing facilitates a simple implementation based on geometry and can provide easy compensation for varying illumination levels as described above.

本発明の第４の主要な観点は顕著に有利な特徴を与えるけれども、その利点を好ましくは最適に享受するため、本発明はある追加の特徴又は特性と一緒に実現される。特に、好ましくは、この技術は基本線暗レベル又は照射レベル又は両方を得るために瞳孔を表すピクセル信号を処理し、そして、虹彩を表すピクセル信号を洗練するために暗レベル又は照射レベルを適用するステップを含む。この場合、処理ステップは有利的に暗レベル基本線を表すために瞳孔の平均反射強度レベルを適用することを含む。   Although the fourth principal aspect of the present invention provides significantly advantageous features, the present invention may be implemented with certain additional features or characteristics in order to enjoy its advantages, preferably optimally. In particular, preferably the technique processes the pixel signal representing the pupil to obtain a baseline dark level or illumination level or both, and applies the dark level or illumination level to refine the pixel signal representing the iris. Includes steps. In this case, the processing step advantageously includes applying the average reflection intensity level of the pupil to represent the dark level baseline.

別の一般的な好みは、虹彩ピクセル信号処理は単一の強度指示を作るために全ての使用可能な虹彩ピクセル信号を積分することを含む。この場合、好ましくは、適用ステップは瞳孔の強度よりも高い強度のみを指示の中に積分することを含む。   Another common preference involves iris pixel signal processing integrating all available iris pixel signals to create a single intensity indication. In this case, preferably the applying step comprises integrating only intensities in the indication that are higher than the intensity of the pupil.

さらに別の基本的な好みは、イメージ光景と照明変化を実質的に除去するステップを含む。また別の好みは、個人の患者に対して読取りを較正するステップを含む。   Yet another basic preference includes substantially removing image scenes and illumination changes. Another preference includes calibrating the reading for an individual patient.

別の一般的な好みは、虹彩領域から瞳孔のピクセルをマスクすることを含む。この場合、マスクするステップは好ましくは使用のために利用可能な虹彩ピクセルの数を実質的に安定し、そしてこの虹彩イメージ内に瞳孔中心付けを実質的に安定するソフトウェア瞳孔マスクを適用することを含む。さらに、もしこれが好ましくなされるならば、瞳孔マスクは測定状態で発生する最大の瞳孔直径よりも大きい。   Another common preference involves masking pupil pixels from the iris region. In this case, the masking step preferably involves applying a software pupil mask that substantially stabilizes the number of iris pixels available for use and substantially stabilizes pupil centering within the iris image. Including. Furthermore, if this is done preferably, the pupil mask is larger than the maximum pupil diameter that occurs in the measurement state.

本発明の技術に関連した他の一般的な好みはこれらのステップを含み、個別に考察する： ・虹彩領域すら瞳孔ピクセルをマスクする。   Other general preferences related to the technique of the present invention include these steps and are considered separately: • Mask iris pixels even in iris regions.

・ホットスポットを最小にするために光源を拡散する。 Diffuse the light source to minimize hot spots.

・ホットスポット照射効果を最小にするためピーク信号振幅を除去する。 Remove peak signal amplitude to minimize hot spot illumination effect.

・前記処理ステップにおいて５つのホットスポット領域を無視するために照射ホットスポットをマップする。 Map the irradiation hot spots to ignore the five hot spot areas in the processing step.

・ピクセル・データ・ワードの完全なダイナミック範囲を実質的に充填するためにイメージ。コントラストを調節する。 An image to substantially fill the full dynamic range of the pixel data word. Adjust the contrast.

・単位血液体積当りのグルコース量の対応した数値血液グルコース濃度指示を得るためにルックアップ・テーブル内の測定レベルを見る。 Look at the measurement level in the lookup table to obtain a corresponding numerical blood glucose concentration indication of the amount of glucose per unit blood volume.

・前記デジタル化ステップは大変低い光強度変化を識別することを含む」
本発明の第４の観点に関する別の好みは次の順序のステップである。 The digitizing step involves identifying very low light intensity changes "
Another preference for the fourth aspect of the invention is the following sequence of steps.

・眼の瞳孔の中心を見付け、瞳孔の中心周りの平均明るさを計算し、
・眼の瞳孔領域をマスクし、
・瞳孔明るさを基本線レベルとして使用して虹彩イメージをイコライジングし、
・もし存在すれば、ホットスポットを取除き、
・虹彩の明るさレベルの数値表現を得るために処理された虹彩ピクセルを全て積分し、 ・前に形成された較正を適用し、それにより単位体積当りのグルコース量とし該当するグルコース濃度を決定するためにルックアップ・テーブルを探し、
・該当するグルコース濃度を表示する。 -Find the center of the pupil of the eye, calculate the average brightness around the center of the pupil,
Mask the pupil area of the eye,
-Equalize the iris image using pupil brightness as the baseline level,
-If present, remove the hotspot,
Integrate all processed iris pixels to obtain a numerical representation of the brightness level of the iris, apply a previously formed calibration, thereby determining the amount of glucose per unit volume and the corresponding glucose concentration Look up the lookup table for
-Display the corresponding glucose concentration.

第５の主な独立の切口又は観点の実施の形態では、非侵入的測定システムは小さな光源を使用した血液グルコース測定技術である。この技術は、患者の瞳孔からの光の反射を自動的に見つけるステップを含む。この技術はまた、光の反射位置に基づいて位置整列を自動的に実行するステップを含む。前述は本発明の第５の観点又は切口の最も広い又は最も一般的な形式の定義又は説明を表す。広い用語で説明されているが、本発明のこの切口は技術水準に比べて顕著に進歩していることが理解できる。   In a fifth major independent cut or aspect embodiment, the non-invasive measurement system is a blood glucose measurement technique using a small light source. This technique involves automatically finding the reflection of light from the patient's pupil. The technique also includes automatically performing position alignment based on the reflected position of the light. The foregoing represents a definition or description of the fifth aspect of the invention or the broadest or most general form of cut. Although described in broad terms, it can be seen that this cut of the present invention is a significant advance over the state of the art.

特に、この動作モードは他ならば困難であり、処理が瞳孔及び眼の白目からの戻る信号及び整列に対して敏感であるため、全体の測定のプロセスの整合性を他ならば危うくする、整列の問題を大変に簡単に解決する。   In particular, this mode of operation is otherwise difficult and the process is sensitive to the signals and alignment from the pupil and the white of the eye, which otherwise compromises the integrity of the overall measurement process. To solve the problem very easily.

本発明の第５の主要な観点は顕著に有利な特徴を与えるけれども、その利点を好ましくは最適に享受するため、本発明はある追加の特徴又は特性と一緒に実現される。特に、好ましくは、技術は眼の前表面の光源が無いイメージを形成するため、光源内の領域をゼロ・アウトすることを含む。   Although the fifth principal aspect of the present invention provides significantly advantageous features, the present invention is implemented with certain additional features or characteristics in order to enjoy its advantages, preferably optimally. In particular, preferably, the technique includes zeroing out areas in the light source to form an image without a light source on the anterior surface of the eye.

別の好みでは、特に技術が中心に置かれた光源を使用するものである時、イメージ内の瞳孔領域を覆うために中心として光源から始まる瞳孔マスクを成長させるステップを含む。この場合、好ましくはこの技術は、暗レベル較正に使用するために整列された瞳孔マスク下の領域の明るさレベルを獲得する。   Another preference includes growing a pupil mask starting from the light source as a center to cover the pupil region in the image, especially when the technique uses a centered light source. In this case, preferably this technique obtains the brightness level of the area under the pupil mask aligned for use in dark level calibration.

第６の主な独立の切口又は観点の実施の形態では、非侵入的測定システムは身体の眼からの光反射率を測定することにより、生物学的実体内の血液グルコース濃度を測定する。この非侵入的測定システムは検出器配列を含む。また、光を眼に当てるために検出器配列の直前に保持された小さな光源を含む。さらに、非侵入的測定システムは、眼から反射された光を受信し測定する技術を有する。前述は本発明の第６の観点又は切口の最も広い又は最も一般的な形式の定義又は説明を表す。広い用語で説明されているが、本発明のこの切口は技術水準に比べて顕著に進歩していることが理解できる。特に、上記の位置の光源の使用は多くの方法で光学システムから得られたデータを処理することを非常に簡単にする。   In a sixth main independent cut or aspect embodiment, the non-invasive measurement system measures blood glucose concentration within the biological entity by measuring light reflectance from the body's eyes. This non-invasive measurement system includes a detector array. It also includes a small light source held in front of the detector array for directing light onto the eye. In addition, non-invasive measurement systems have techniques for receiving and measuring light reflected from the eye. The foregoing represents the definition or description of the sixth aspect of the invention or the broadest or most general form of cut. Although described in broad terms, it can be seen that this cut of the present invention is a significant advance over the state of the art. In particular, the use of a light source in the above position makes it very easy to process data obtained from an optical system in a number of ways.

本発明の第６の主要な観点は技術水準に対して顕著に進歩しているけれども、その利点を好ましくは最適に享受するため、本発明はある追加の特徴又は特性と一緒に実現される。特に、好ましくは、非侵入的測定システムは検出器配列と光源の間にレンズを含む。   Although the sixth major aspect of the present invention is a significant advance over the state of the art, the present invention is implemented with certain additional features or characteristics in order to enjoy its advantages, preferably optimally. In particular, preferably the non-invasive measurement system includes a lens between the detector array and the light source.

この場合、光源はレンズ又は代替的に検出器配列の実質的に幾何学的中心から眼に向けて発光する。この場合、非侵入的測定システムはさらにイメージ中心を見付けるためにピーク振幅点として眼からの電磁気放射源の反射を使用する技術をさらに含む。   In this case, the light source emits towards the eye from the lens or alternatively from the substantially geometric center of the detector array. In this case, the non-invasive measurement system further includes a technique that uses the reflection of the electromagnetic radiation source from the eye as a peak amplitude point to find the image center.

より一般的な好みは、この本発明の第６の主な観点に関して、特に非侵入的測定システムが人間の身体の血液グルコース濃度の測定に使用される時、光源は人間のための視覚中心目標として機能する。このようなシステムにおいて、人間は光学フィールドにおいて瞳孔を実質的に自動的に中心付けるか又は整列させる（少なくとも、おおよそ）ため、人は光源の方向を実質的に真っ直ぐと見る。   A more general preference is for this sixth main aspect of the present invention, particularly when a non-invasive measurement system is used to measure blood glucose concentration in the human body, the light source is a visual center target for humans. Function as. In such a system, the person sees the direction of the light source as substantially straight because the person automatically centers or aligns (at least approximately) the pupil in the optical field.

第７の主な独立の切口又は観点の実施の形態では、非侵入的測定システムは身体の血液からの光反射率を測定することにより、生物学的実体内の血液グルコース濃度を測定する。非侵入的測定システムは血液に光を当てるための技術を有する。それはまた実質的に反射光の特別な解析をすることなく、血液から反射された光を受信して測定する技術を含む。   In an embodiment of the seventh main independent cut or aspect, the non-invasive measurement system measures blood glucose concentration in the biological entity by measuring light reflectance from the body's blood. Non-invasive measurement systems have techniques for illuminating blood. It also includes techniques for receiving and measuring the light reflected from the blood, substantially without special analysis of the reflected light.

明細書中の本発明の全ての観点の説明から、当業者は虹彩又は身体内のどこかにある血液の存在に基づいて、１つの方法又は他の方法で動作し、これにより、光電子測定のために血液を利用可能にすることが理解できる。従って、本発明は明示的に説明された実現に限定されない。   From the description of all aspects of the invention in the specification, one of ordinary skill in the art will operate in one or other ways based on the presence of the iris or blood somewhere in the body, thereby allowing for photometric measurements. It can be understood that blood is made available for this purpose. Accordingly, the invention is not limited to the implementations explicitly described.

Ｄ．位相角及び振幅を使用した眼の中のグルコース濃度の非侵入的測定
光は電磁波である。波は平衡点からの正又は負に変位である振幅を有する。グルコース分子はその密度が増加するときに時計方向に回転する。（一方、フルクトース分子は反時計方向に回転する。非侵入測定システムはこれらの分子をそれらの回転に基づいて識別できる。）この時計方向の回転は偏光に影響を与える。１つの実施の形態では、本発明は偏光に影響する回転を考慮する。より多くのグルコースが血液内にあれば、より多くの光が反射される。特に、偏光により、反射光のフラッシュが存在する（グルコースの反射部分が光に当る時）、そして反射が無い（グルコースが回転して光が例えば光を吸収する血液に当る時）、反射光の別のフラッシュ、等がある。異なる角度で反射する光は回転しているように見え、従って、振幅が変化する。 D. Non-invasive measurement of glucose concentration in the eye using phase angle and amplitude Light is an electromagnetic wave. The wave has an amplitude that is positively or negatively displaced from the equilibrium point. Glucose molecules rotate clockwise as their density increases. (On the other hand, fructose molecules rotate counterclockwise. Non-intrusive measurement systems can distinguish these molecules based on their rotation.) This clockwise rotation affects polarization. In one embodiment, the present invention allows for rotation that affects polarization. If more glucose is in the blood, more light is reflected. In particular, due to polarization, there is a flash of reflected light (when the reflected part of glucose hits light) and there is no reflection (when glucose rotates and the light hits blood that absorbs light, for example) There is another flash, etc. Light that reflects at different angles appears to rotate, thus changing its amplitude.

ＣＣＤは電荷結合装置であり、その半導体は１つの出力が別の入力になるように接続されている。ＣＣＤカメラは、ＣＣＤセンサーと呼ばれる電子チップに基づいている。これらの部品は光に敏感で、コンピュータ内に写真を記憶することを可能にする。ＣＣＤチップは、井戸（ウェル）と呼ばれる光に敏感な領域の配列である。井戸（ウェル）は光により発生された電子により荷電される。ＣＣＤ配列に到達する各光要素は幾つかの電子を変位して電流源を与える。電流源はピクセルと呼ばれる小さな限定された面積に局所化される。ピクセルがＣＣＤ行列を形成する。   A CCD is a charge-coupled device, and its semiconductor is connected so that one output becomes another input. The CCD camera is based on an electronic chip called a CCD sensor. These parts are light sensitive and allow photos to be stored in the computer. A CCD chip is an array of light-sensitive areas called wells. A well is charged by electrons generated by light. Each light element that reaches the CCD array displaces several electrons to provide a current source. The current source is localized to a small limited area called a pixel. Pixels form a CCD matrix.

特に、このチップの表面層は格子を含み、格子の各セルはシリコン・ダイオードであり、そこに当る光の時間と強度に比例した電荷を作る。全てのセルに放電回路が接続されている。これらのセルの後は対応するピクセルの格子である（すなわち、ＣＣＤ行列）。各セルはオン・オフ（２進）値ではなくアナログ電圧を記憶する。ピクセルの記憶容量はまた井戸（ウェル）とも呼ばれ、そして典型的なピクセルの電荷記憶容量は何十万個の電子である。   In particular, the surface layer of this chip contains a grid, and each cell of the grid is a silicon diode, which produces a charge proportional to the time and intensity of the light impinging on it. A discharge circuit is connected to all the cells. Following these cells is a grid of corresponding pixels (ie, a CCD matrix). Each cell stores an analog voltage rather than an on / off (binary) value. The storage capacity of a pixel is also called a well, and the typical pixel charge storage capacity is hundreds of thousands of electrons.

電荷はアナログ−デジタル（Ａ／Ｄ）変換器により解釈される電圧に変換される。Ａ／Ｄ変換器において、ピクセルの電荷は、０−２５５の範囲の８ビット数に変換される。８ビット数は、ピクセル・データ数と呼ばれる。ピクセル・データ数は、各ピクセルの変換された振幅を表す。代替的な実施の形態では、ピクセル・データ数は「ストレッチ」できる。すなわち、もし、ピクセル・データ数が１６であるとすると、数０−１６が、ストレッチされたピクセル・データ数が２５５になるように０−２５５へマップされる（すなわち、１６が２５５へマップされる）。もちろん、当業者は、他のマッピング機構を使用することができることを理解する（例えば、１６を１２７へマッピングする０−３１から０−２５５へのマッピング）。   The charge is converted to a voltage that is interpreted by an analog-to-digital (A / D) converter. In the A / D converter, the pixel charge is converted to an 8-bit number in the range of 0-255. The 8-bit number is called the pixel data number. The pixel data number represents the converted amplitude of each pixel. In an alternative embodiment, the number of pixel data can be “stretched”. That is, if the number of pixel data is 16, the number 0-16 is mapped to 0-255 so that the number of stretched pixel data is 255 (ie, 16 is mapped to 255) ) Of course, those skilled in the art will appreciate that other mapping mechanisms can be used (eg, mapping from 0-31 to 0-255 mapping 16 to 127).

眼のイメージがＣＣＤ配列を形成するために使用され、これはＣＣＤ行列とも呼ばれる。ＣＣＤ行列は行列内に１つのエントリイを有する各ピクセルを表す。各エントリイは０−２５５の範囲の値を有する。位相角がＣＣＤ行列から決定される。ＣＣＤ行列の行が加算され、そしてこれらの値が合計されてＸＧＲＵ値を形成する。ＣＣＤ行列の列が加算され、そしてこれらの値が合計されてＹＧＲＵ値を形成する。ＸＧＲＵ値とＹＧＲＵ値との比が、位相角を生ずる。例えば、もし、光が対称的に当れば、ＸＧＲＵ値とＹＧＲＵ値は同じである。しかし、実質的に非対称的であると、ＸＧＲＵ値とＹＧＲＵ値は同じでない。さらに、ＸＧＲＵとＹＧＲＵの和が振幅である。   The image of the eye is used to form a CCD array, which is also called the CCD matrix. The CCD matrix represents each pixel having one entry in the matrix. Each entry has a value in the range 0-255. The phase angle is determined from the CCD matrix. The rows of the CCD matrix are added and these values are summed to form the XGRU value. The columns of the CCD matrix are added and these values are summed to form the YGRU value. The ratio between the XGRU value and the YGRU value produces the phase angle. For example, if the light hits symmetrically, the XGRU value and the YGRU value are the same. However, if it is substantially asymmetric, the XGRU value and the YGRU value are not the same. Further, the sum of XGRU and YGRU is the amplitude.

次のサンプルＣＣＤ行列は説明の目的だけに与えられる。当業者はもっと大きな行列が実際には使用されることを理解する。また、説明を簡単にするために、各ピクセルは３つの状態、０、１、２の１つに設定される。もちろん、ピクセルは８ビット・システムに対しては０−２５５であることができ、そしてピクセルはより大きなビット・システムではより大きな解像度を有することができる。次は、サンプルＣＣＤ行列である。
The following sample CCD matrix is given for illustrative purposes only. Those skilled in the art understand that larger matrices are actually used. Also, for simplicity of explanation, each pixel is set to one of three states, 0, 1, and 2. Of course, the pixels can be 0-255 for an 8-bit system, and the pixels can have a greater resolution for larger bit systems. Next is a sample CCD matrix.

非侵入的測定システムは、行情報ＹＰＡ（行の和）と列情報ＹＰＢ（列の和）とを得て真の位相角と真のＧＲＵ／真の振幅を次の様に計算する。   The non-invasive measurement system obtains the row information YPA (row sum) and the column information YPB (column sum) and calculates the true phase angle and the true GRU / true amplitude as follows.

真の位相角＝ＹＰＡ−（ＹＰＡ−ＹＰＢ) Ｘ １千万
ＹＰＢ−（ＹＰＢ−ＹＰＡ）
真のＧＲＵ／真の振幅＝ＧＲＵ−（ＹＰＡ＋ＹＰＢ）
例えば、上の行列を使用して、行の和が、（３＋５＋５＋１）＝１４＝ＹＰＡとなる。列の和が、（４＋５＋４＋２）＝１５＝ＹＰＢとなる。真の位相角は約１０７１４２８５に等しい。真の振幅がＧＲＵ−（ＹＰＡ＋ＹＰＢ）に等しく、振幅は位相角を取除くことにより計算される。真の振幅ＧＲＵは、行列が６８０Ｘ４８０である時に全てのピクセルを加算することにより計算され、一方、ＹＰＡ及びＹＰＢは縮小した大きさの行列、例えば、３８０Ｘ３８０、に対して計算される。 True phase angle = YPA- (YPA-YPB) X 10 million
YPB- (YPB-YPA)
True GRU / true amplitude = GRU− (YPA + YPB)
For example, using the above matrix, the sum of the rows is (3 + 5 + 5 + 1) = 14 = YPA. The sum of the columns is (4 + 5 + 4 + 2) = 15 = YPB. The true phase angle is equal to about 10714285. The true amplitude is equal to GRU- (YPA + YPB) and the amplitude is calculated by removing the phase angle. The true amplitude GRU is calculated by adding all the pixels when the matrix is 680 × 480, while YPA and YPB are calculated for a reduced size matrix, eg, 380 × 380.

非侵入的測定システムは、位相／振幅ルックアップ・テーブルを使用する。位相／振幅ルックアップ・テーブルは、フレーム・カズン数（ＦＲＣ）、グルコース・レベル（ＧＬ）、振幅（ＡＭＰＬ）、及び位相角（ＰＨＡＳＥ）のための列を有する。位相／振幅ルックアップ・テーブルが実験的に作成された。特に、位相／振幅テーブルが個人、ウォルター・ケー・プロニイエビックズの実験により作成された。各実験はその個人の眼のイメージを得るためにカメラを使用し、その個人のためにＧＬ値を計算し、そして位相角及び振幅を計算することを含む。従来（ワンタッチ）のグルコース・モニターが本発明の技術により見つけられたグルコース濃度の有効性を確認するために使用された。位相／振幅ルックアップ・テーブルがこの実験により位相角と振幅の対に相関関係付けられたＧＬ値を識別することにより作成された。   Non-invasive measurement systems use a phase / amplitude lookup table. The phase / amplitude lookup table has columns for frame counsel number (FRC), glucose level (GL), amplitude (AMPL), and phase angle (PHASE). A phase / amplitude lookup table was created experimentally. In particular, a phase / amplitude table was created by an experiment by an individual, Walter K Pronyebics. Each experiment involves using a camera to obtain an image of the individual's eye, calculating a GL value for that individual, and calculating a phase angle and amplitude. A conventional (one touch) glucose monitor was used to confirm the effectiveness of the glucose concentration found by the technique of the present invention. A phase / amplitude lookup table was created by identifying the GL values that were correlated by this experiment to phase angle and amplitude pairs.

さらに、非侵入的測定システムはカズン・テーブルを使用する。カズン・テーブルは、ＦＲＣ数（フレーム・カズン）、グルコース・レベル（ＭＧ／ＧＬ）、振幅（ＡＭＰＬ）、位相角（ＰＨＡＳＥ）のための列及び８つのカズンのための列を有する。当業者には理解できるように、テーブルは他の列、例えば、８カズンよりも大きい追加の列を有することができる。カズンは同様な位相角と振幅値とを有するノードを表す。ＮＯＤＥＴＡＢＬＥＤＡＴＡグラフは、位相角対振幅のグラフである。グラフ中の最上線は、振幅に対する位相角の比をプロットする。カズン・テーブルのカズン・ノードは比のプロット上のほぼ同じ水平軸にあるノードである。例えば、ＦＲＣ１０に対して、カズンはＦＲＣ２５、ＦＲＣ２８、ＦＲＣ２３、ＦＲＣ２９、及びＦＲＣ１８である。これらフレーム・カズンの各々は同様な振幅に対する位相角の比を有する。   In addition, non-intrusive measurement systems use a cousin table. The cousin table has columns for FRC number (frame cousin), glucose level (MG / GL), amplitude (AMPL), phase angle (PHASE) and 8 cousins. As can be appreciated by those skilled in the art, the table may have other columns, for example, additional columns greater than 8 counsel. Cosn represents a node having a similar phase angle and amplitude value. The NODETABLEDATA graph is a graph of phase angle versus amplitude. The top line in the graph plots the ratio of phase angle to amplitude. The cousin node of the cousin table is a node on the same horizontal axis on the ratio plot. For example, for FRC10, the couns are FRC25, FRC28, FRC23, FRC29, and FRC18. Each of these frame coins has a similar phase angle to amplitude ratio.

Ｄ１．処理の概観
本発明の１つの実施の形態は、血液グルコース・レベルを識別するために位相角と振幅を使用する。この節は擬似コードと共に本発明のこの実施の形態の処理ステップの概観を与える。擬似コードを与える前に読者がこれらのステップを良く理解できるようにここで処理ステップのいくつかのみが説明される。一般に、位相／振幅ルックアップ・テーブルを使用する時、非侵入的測定システムは次のステップを実行する。 D1. Processing Overview One embodiment of the present invention uses phase angle and amplitude to identify blood glucose levels. This section gives an overview of the processing steps of this embodiment of the invention along with pseudo code. Only some of the processing steps are described here so that the reader can better understand these steps before giving the pseudo code. In general, when using a phase / amplitude lookup table, a non-invasive measurement system performs the following steps:

１．中心明るさにより眼のイメージを取り
２．空間フィルタを適用し
３．自動レベル制御を実行し
４．真のＧＲＵ見つけ
５．自動精密同調し
６．識別されたグルコース数を表示する
写真は、白黒ビデオ又は電子静止フレーム・カメラにより取ることができる。代替的な実施の形態では、カラー・カメラ又はカスタムＣＣＤが使用できる。さらに別の実施の形態では、量子井戸赤外線配列又はメルカド・テルル（ｍｅｒｃａｄ ｔｅｌｌｕｒｉｄｅ）配列などの他の検出器、又は専用の無線受信器を使用できる。 1. Take the image of the eye according to the central brightness 2. 2. Apply a spatial filter 3. Perform automatic level control. 4. Find true GRU Automatic precision tuning 6. A photo displaying the identified glucose number can be taken by black and white video or an electronic still frame camera. In alternative embodiments, a color camera or a custom CCD can be used. In yet another embodiment, other detectors, such as quantum well infrared arrays or mercad telluride arrays, or dedicated radio receivers can be used.

１つの実施の形態では、較正マスクが使用される。較正マスクがカメラのレンズと眼の間に置かれる。例えば、１つの較正マスクは、円形のガラス片である。角が円に触れる正方形を円上に描くと想像する。そして、解析されるべき材料（例えば、グルコース）の反射性小片が正方形の片と円の周の間の垂直線上に置かれて、小片の一端が正方形に触り、小片の他端が円に触る。解析されるべき材料はマスク上に置かれて、そして密封される。マスクはレンズ・システム及びＣＣＤがマスクを見ることができ、そしてマスクが光源により照射されるように置かれる。   In one embodiment, a calibration mask is used. A calibration mask is placed between the camera lens and the eye. For example, one calibration mask is a circular piece of glass. Imagine drawing a square on the circle whose corners touch the circle. A reflective piece of material to be analyzed (eg glucose) is then placed on the vertical line between the square piece and the circumference of the circle, one end of the piece touching the square and the other end of the piece touching the circle . The material to be analyzed is placed on the mask and sealed. The mask is placed so that the lens system and CCD can see the mask and the mask is illuminated by the light source.

反射性小片は既知の位相角と振幅値を有する。各小片は異なる位相角と振幅値を有する。例えば、各小片は３５ｍｇ／ｄｌから始まり５ｍｇ／ｄｌ増分を表す。小片は例えば、５０ピクセルの大きさである。使用される小片の数はカバーされるべきピクセル数により小片の大きさを割ったものである。比較はグルコース・レベルの計算の正確性の増加を助ける。眼の写真が取られる時、計算された位相角と振幅値がこれらの小片と比較される。特に、小片は大変低いグルコース値に対する振幅と位相角とを与え、これにより大変低いグルコース読取りを正確にする。小片上にはグルコース量が眼で確認でき、それが虹彩反射と比較できる。振幅と位相角の両方が実際であり（導出されたものではない）、これによりエラーを除去して、そして品質制御を与え、そして自己検査を可能にする。   The reflective piece has a known phase angle and amplitude value. Each piece has a different phase angle and amplitude value. For example, each piece starts at 35 mg / dl and represents a 5 mg / dl increment. The small piece is, for example, 50 pixels in size. The number of pieces used is the size of the piece divided by the number of pixels to be covered. The comparison helps increase the accuracy of the glucose level calculation. When an eye photograph is taken, the calculated phase angle and amplitude values are compared to these pieces. In particular, the strip provides amplitude and phase angle for very low glucose values, thereby making very low glucose readings accurate. On the small piece, the amount of glucose can be visually confirmed, which can be compared with the iris reflection. Both amplitude and phase angle are real (not derived), which eliminates errors and gives quality control and allows self-inspection.

当業者には理解されるように、グルコース検出のためにスペクトル応答を増強した最適品質を有するカスタム・シリコン配列（例えば、ＣＣＤ）を製造できる。ＣＣＤとカスタム・シリコン配列は、ｘ線及び他の高エネルギー粒子に対して感受性を高めるために特別に処理され、修正され、又は増強できる。この場合、非侵入的測定システムは光波の代わりに、ｘ線又は他の高エネルギー粒子を処理する。さらに、ＣＣＤとカスタム・シリコン配列は異なるタイプのミネラルを検出又は強調するために紫外線に対して感受性を有するように特別に処理、修正、又は増強できる。   As will be appreciated by those skilled in the art, custom silicon arrays (eg, CCDs) with optimal quality with enhanced spectral response can be manufactured for glucose detection. CCDs and custom silicon arrays can be specially processed, modified or enhanced to increase sensitivity to x-rays and other high energy particles. In this case, the non-invasive measurement system processes x-rays or other high energy particles instead of light waves. In addition, CCDs and custom silicon arrays can be specially processed, modified, or enhanced to be sensitive to ultraviolet light to detect or enhance different types of minerals.

当業者には理解されるように、非侵入的測定システムはまた腫瘍を見付けそして血栓を見付けて直すためにも使用できる。特に、ＣＣＤの前にその感受性を増強するために増倍型光電管を置くことができる。そして、ＣＣＤの積分時間と同期された高強度光が個人を通じて光を送るために使用できる。高強度光源の光の量は肉を貫通できる。例えば、非侵入的測定システムは乳がんを検出するために使用できる。   As will be appreciated by those skilled in the art, non-invasive measurement systems can also be used to find tumors and to re-find thrombus. In particular, a photomultiplier tube can be placed in front of the CCD to enhance its sensitivity. High intensity light synchronized with the integration time of the CCD can then be used to send light through the individual. The amount of light from the high intensity light source can penetrate the meat. For example, a non-invasive measurement system can be used to detect breast cancer.

次に、非侵入的測定システムは写真を取った後に空間フィルタを適用することができる。空間フィルタが低パス・モードで使用される時、高周波数成分として出現されやすい望ましくないイメージ特徴を減少する。すなわち、空間フィルタは非グルコース情報から「雑音」を生成するイメージの部分を取り出す。使用されたフィルタ・パラメータは、３Ｘ３ピクセル領域で動作する。フィルタはピクセルのグループ（例えば、９ピクセル）を取り、ピクセルの値を平均し、そしてグループ内の各ピクセルの値をその値に設定する。例えば、もし、９ピクセル中２つが明るく（すなわち、１に設定）、残りの７ピクセルが明るくない（すなわち、０に設定）場合、平均はゼロである。そして９ピクセルの全てがゼロに設定される。例えば、眼の組織は高周波数で出現し、低パス・フィルタはこれらの成分をイメージ配列から取除く。高パス・フィルタはイメージ配列内のこれらの成分を強調する。「高パス」されたデータは、個人を独特に識別するのに処理できる。これは個人を彼らの虹彩の独特の性質により識別するために「虹彩指紋」として使用できる。このように、個々の眼のイメージは特定の患者に自動的に相関関係付けることができる。   The non-invasive measurement system can then apply a spatial filter after taking the picture. When the spatial filter is used in low pass mode, it reduces unwanted image features that are likely to appear as high frequency components. That is, the spatial filter extracts the portion of the image that produces “noise” from the non-glucose information. The filter parameters used operate in the 3X3 pixel area. The filter takes a group of pixels (eg, 9 pixels), averages the pixel values, and sets the value of each pixel in the group to that value. For example, if 2 out of 9 pixels are bright (ie set to 1) and the remaining 7 pixels are not bright (ie set to 0), the average is zero. All 9 pixels are then set to zero. For example, eye tissue appears at high frequencies, and a low pass filter removes these components from the image array. High pass filters emphasize these components in the image array. “High pass” data can be processed to uniquely identify an individual. This can be used as an “iris fingerprint” to identify individuals by the unique nature of their iris. In this way, individual eye images can be automatically correlated to a particular patient.

非侵入的測定システムは自動レベル制御を実行できる。自動レベル制御は全ピクセルの平均が較正された平均（すなわち、較正されたデータに相関関係付けられた平均又は所望の平均）の平均に等しいことを保証する試みである。１つの実施の形態では、値３５が、実験により最良の値であると見出された。   Non-invasive measurement systems can perform automatic level control. Automatic level control is an attempt to ensure that the average of all pixels is equal to the average of the calibrated average (ie, the average correlated to the calibrated data or the desired average). In one embodiment, the value 35 has been found by experimentation to be the best value.

カメラとＡ／Ｄ変換器がこの平均付近でグルコース検出について適当な振幅を戻す。他のカメラと変換器に対してはこの数は異なるであろう。例えば、もし、データ数が３５であれば、自動レベル制御はピクセルの平均を見つける。もし、平均が平均データ数（例えば、３５）よりも低ければ、自動レベル制御は各ピクセルに１を加える。もし、平均がデータ数（例えば、３５）よりも高ければ、自動レベル制御は各ピクセルから１を引く。加算又は引算処理後、自動レベル制御は新しい平均を見つける。もし、新しい平均が３５又はその付近であれば、自動レベル制御は完了する。そうでなければ、自動レベル制御は、新しい平均が３５又はその付近になるまで、各ピクセルに１を加え又は引いて新しい平均を計算し続ける。   The camera and A / D converter return the proper amplitude for glucose detection near this average. This number will be different for other cameras and transducers. For example, if the number of data is 35, automatic level control finds the average of the pixels. If the average is lower than the average number of data (eg 35), automatic level control adds 1 to each pixel. If the average is higher than the number of data (eg 35), automatic level control subtracts 1 from each pixel. After the addition or subtraction process, automatic level control finds a new average. If the new average is at or near 35, automatic level control is complete. Otherwise, automatic level control continues to calculate new averages by adding or subtracting 1 to each pixel until the new average is at or near 35.

非侵入的測定システムは真のＧＲＵ又は真の振幅を計算する。真のＧＲＵは、位相角部分を除去した振幅である。特に、非侵入的測定システムは、真のＧＲＵをＧＲＵ値、位相角値として計算する。以下に説明するように、この振幅は最も近い振幅を得るために位相／振幅ルックアップ・テーブルとつり合わせられる。   The non-invasive measurement system calculates true GRU or true amplitude. True GRU is the amplitude with the phase angle portion removed. In particular, a non-invasive measurement system calculates a true GRU as a GRU value, a phase angle value. As explained below, this amplitude is balanced with a phase / amplitude look-up table to obtain the closest amplitude.

１つの実施の形態では、もし、位相角（すなわち、ＸＧＲＵとＹＧＲＵの比）が、位相／振幅ルックアップ・テーブル内の位相角と正確に一致することがわかれば、本発明は自動精密同調を実行せずに、位相角と振幅と対応するＧＬＵ値を選択する。もし、正確な一致がなければ、自動精密同調が実行される。   In one embodiment, if the phase angle (ie, the ratio of XGRU to YGRU) is found to exactly match the phase angle in the phase / amplitude look-up table, the present invention uses automatic fine tuning. Without executing, the GLU value corresponding to the phase angle and amplitude is selected. If there is no exact match, automatic fine tuning is performed.

別の実施の形態では、正確な一致が見つかることはまれなので、最初の検査なしに常に自動精密同調が実行される。自動精密同調はイメージ行列を調整することを含む。本発明は、イメージ行列と共に見つけられた位相角と位相／振幅ルックアップ・テーブル内の比較のために利用可能な位相角との間に近い一致を得るように試みる。例えば、もし、ＸＧＲＵとＹＧＲＵの比により見つけられた位相角が１４０２００００であれば、本発明は、１４０１７７５４（すなわち、位相／振幅ルックアップ・テーブル内のノード１３）又は１４０４７６８６（すなわち、位相／振幅ルックアップ・テーブル内のノード１４）のいすれかに値が到達する予に微調整を試みる。   In another embodiment, an exact match is rarely found, so automatic fine tuning is always performed without first inspection. Automatic fine tuning involves adjusting the image matrix. The present invention attempts to obtain a close match between the phase angle found with the image matrix and the phase angle available for comparison in the phase / amplitude lookup table. For example, if the phase angle found by the ratio of XGRU to YGRU is 14020000, then the present invention can use 14017754 (ie, node 13 in the phase / amplitude lookup table) or 14047686 (ie, phase / amplitude look-up). Attempts to fine tune the value before reaching any of the nodes 14) in the up table.

自動精密同調は、３進法技術を使用する。３進法技術により、もし、１／４がイメージ行列に加えられる場合、１が各第４ピクセルに加えられる。そして、新位相角が計算される。この位相角が記録される。これが１８パス行なわれ、１８回の各々で量が加えられる（例えば、第１パスで０．１が加えられ、第２パスで別の０．１が加えられる、等）。１８パスの各々において、値がイメージ行列中のピクセルに追加される。そして、位相角が計算される。そして、位相／振幅ルックアップ・テーブル内で近い一致が探される。これは位相／振幅ルックアップ・テーブル内の選ばれたエントリイに対応するＦＲＣ値を生ずる。次に、ＦＲＣ値がカズン・テーブルへの索引として使用される。そして、パスで計算された位相角とびカズン及び選択されたＦＲＣの各々についての位相角の間で比較が行われる。計算された位相角に近い位相角を持つＦＲＣが、位相角エラー（ＭＮＰ）及び振幅エラー（ＭＮＡ）と一緒に、配列内に記憶される。この配列は１８パスに対応した１８の値を生ずる。平均位相角が１８の記憶された値から計算される。そして、これが一致した位相角、振幅、及び対応したＧＬＵを見付けるたろに位相／振幅ルックアップ・テーブルと比較される。ＧＬＵ値はまた、カズン・テーブルの索引として使用される。１８パスが４つのフレーム・カズン（ＦＲＣ）に対して実行される。この結果は４つの最終値であり、これら４つから１つが選択される。   Automatic precision tuning uses ternary technology. With ternary techniques, if 1/4 is added to the image matrix, 1 is added to each fourth pixel. A new phase angle is then calculated. This phase angle is recorded. This is done for 18 passes, and the amount is added each time 18 times (eg, 0.1 is added in the first pass, another 0.1 is added in the second pass, etc.). In each of the 18 passes, a value is added to the pixel in the image matrix. Then, the phase angle is calculated. A close match is then sought in the phase / amplitude lookup table. This yields an FRC value corresponding to the selected entry in the phase / amplitude lookup table. The FRC value is then used as an index into the Cousins table. A comparison is then made between the phase angle calculated in the pass and the phase angle for each of the selected FRCs. FRCs with phase angles close to the calculated phase angle are stored in the array along with phase angle error (MNP) and amplitude error (MNA). This array yields 18 values corresponding to 18 passes. The average phase angle is calculated from the 18 stored values. This is then compared to the phase / amplitude lookup table as it finds the matched phase angle, amplitude, and corresponding GLU. The GLU value is also used as an index for the Cousins table. Eighteen passes are performed for four frame counsels (FRC). The result is four final values, one of which is selected.

１８ステップの各々について、１３６のＧＬＵ値を有するフレーム・カズン（ＦＲＣ）１３から開始する。ＧＬＵ値１３６が範囲の真中に近いから、ＦＲＣ１３が使用される。ＦＲＣ１３はまた、８つのカズンを有する（カズン・テーブル中に可能な最大のカズン）。そして、各カズンについて、位相角と位相／振幅ルックアップ・テーブル内の位相角との間の比較が行なわれる。処理の間に、カズンの１つが位相角により１３６に最も近いものとして識別される。これはＦＲＣ内の各カズンについて１８の値を生ずる。そして、イメージ位相角に最もしばしば近いＦＲＣが選択される。１つの実施の形態では、４つの繰返しが存在する。１つはＦＲＣ１３と共に開始され、次はＦＲＣ１４と共に、次はＦＲＣ１５と共に、最後はＦＲＣ１６と共に開始される。これらのフレーム・カズンはそれらが有するカズンの数のため多くの比較をカバーする。４つの結果の内、位相／振幅ルックアップ・テーブルに最も一致したものが選ばれる答えである。この答えが、例えば、コンピュータに接続されたモニター上に表示される。   For each of the 18 steps, start with Frame Cousins (FRC) 13 with a GLU value of 136. Since the GLU value 136 is close to the middle of the range, FRC13 is used. FRC 13 also has 8 cousins (the largest cousin possible in the cousin table). Then, for each cousin, a comparison is made between the phase angle and the phase angle in the phase / amplitude lookup table. During processing, one of the coins is identified as being closest to 136 by the phase angle. This yields 18 values for each cousin in the FRC. The FRC that is most often closest to the image phase angle is then selected. In one embodiment, there are four iterations. One is started with FRC13, the next with FRC14, the next with FRC15, and finally with FRC16. These frame cousins cover many comparisons because of the number of cousins they have. Of the four results, the one that best matches the phase / amplitude lookup table is the answer chosen. This answer is displayed, for example, on a monitor connected to the computer.

焦点は位相角に置かれて振幅には置かれない。何故ならば、振幅は環境要素の影響を受け易いからである。そして、位相角と振幅が位相／振幅ルックアップ・テーブルのエントリイと最も近く一致したＧＬＵが最終結果である。   The focus is on the phase angle and not on the amplitude. This is because the amplitude is susceptible to environmental factors. The final result is the GLU whose phase angle and amplitude most closely match the entry in the phase / amplitude lookup table.

次の擬似コードは、非侵入測定システムにより実行される処理を反映する。幾つかのステップは特定の制御が制御パネル上で設定される時に生ずる。これらの制御は以下に説明される。   The following pseudo code reflects the processing performed by the non-intrusive measurement system. Some steps occur when specific controls are set on the control panel. These controls are described below.

１．中心明るさを持つ眼球のイメージを取る
２．パーソナル・コンピュータ（ＰＣ）のスクリーン大きさと一致した６４０Ｘ４８０ピクセルにイメージの幾何学を調節する
３．もし、プログラム可能レベル・バイアスが設定されれば（０−２５５の範囲内で）、イメージについてレベル・バイアスを実行する
４．もし、ガンマ・ストレッチが設定されれば、ガンマ・ストレッチを実行する（すなわち、非線形ストレッチを生成する）（普通、眼の測定に対して設定される。そして皮膚測定に対して設定される）
５．もし、前ストレッチが設定されれば、第１線形ストレッチを実行する
６．識別された形状の瞳孔マスクを作成する（すなわち、「Ｌ」形状又は矩形形状）
７．角タブ・カッター（外来の光等を除去するためにボックスの角をゼロ・アウトする）
８．もし、フィルタが設定されれば、選択されたプログラム可能低又は高パス・フィルタを使用する
９．もし、設定されれば、中心を見付ける
１０．もし、第２フィルタが設定されれば、選択されたプログラム可能低又は高パス・フィルタを使用する
１１．もし、ストレッチが設定されれば、フロント・パネル（すなわち、ユーザ・インターフェイス）からストレッチを選択する
１２．もし、イメージ回転器が設定されれば（すなわち、３進法技術の代わりに使用できる）、イメージを回転する
１３．もし、自動レベル制御が設定されれば、自動レベル制御を実行し
１４．もし、手動精密同調が設定されれば、手動精密同調を実行する（すなわち、イメージをバイアスするための３進法技術）
１５．もし、自動精密同調が設定されれば、自動精密同調を実行する（すなわち、３進法重みがここで加えられる）
１６．もし、ビットマップ・イメージ・フォーマットが設定されれば、フォーマットをビットマップ・ヘッダー等を取除くｘ−ｙイメージ・フォーマット（すなわち、ｘ−ｙ配列）に変える。 1. 1. Take an image of an eyeball with central brightness. 2. Adjust the image geometry to 640 × 480 pixels, which matches the screen size of the personal computer (PC). 3. If a programmable level bias is set (within 0-255), perform level bias on the image. If gamma stretch is set, perform gamma stretch (ie generate a non-linear stretch) (usually set for eye measurements and set for skin measurements)
5). 5. If the previous stretch is set, perform the first linear stretch Create a pupil mask of the identified shape (ie, “L” shape or rectangular shape)
7). Corner tab cutter (zero out corner of box to remove extraneous light etc.)
8). 8. If a filter is set, use the selected programmable low or high pass filter. If set, find the center 11. If the second filter is set, use the selected programmable low or high pass filter. 11. If stretch is set, select stretch from the front panel (ie, user interface) If an image rotator is set (ie can be used instead of ternary technology), rotate the image. 13. If automatic level control is set, execute automatic level control. If manual fine tuning is set, perform manual fine tuning (ie, ternary technique to bias the image)
15. If automatic fine tuning is set, perform automatic fine tuning (ie, ternary weights are added here)
16. If a bitmap image format is set, the format is changed to an xy image format (ie, an xy array) that removes a bitmap header or the like.

１７．ＧＲＵを計算する（すなわち、ＣＣＤ配列内の全てのｘ行及びｙ列を加算する）
１８．イメージを６８０ｘ４８０から４８０ｘ４８０へ変換する
１９．３８０ピクセル（端の使用はデータに影響を与えるので避ける。端に黒余白を残して、各軸の端から５０ピクセルだけオフセットした内側）を使用して、ｘ軸及びｙ軸を加算し、そして１よりも大きい値を得るために最大を最小で割る
２０．以下を計算することにより、行情報ＹＰＡ（行の和）、列ＹＰＢ（列の和）を得る 真の位相角＝ＹＰＡ−（ＹＰＡ−ＹＰＢ） Ｘ １千万
ＹＰＢ−（ＹＰＢ−ＹＰＡ）
真のＧＲＵ／振幅＝ＧＲＵ−（ＹＰＡ＋ＹＰＢ）
２１．４つのＦＲＣ値の各々について１８パスにより、自動精密同調を実行する
２２．最良の真の位相角及び真の振幅の一致を選択する
２３．結果を表示する Ｄ．２制御及びテーブル 図１６は、本発明の１つの実施の形態の制御パネル１６００を示す。位相／振幅ルックアップ・テーブル１６０２及び１６０４は異なるオプションのために較正されている。位相／振幅ルックアップ・テーブル１６０２は、自動レベル制御（ＡＬＣ）及び高パス・フィルタ（ＨＰ）を使用して低い明るさ（ＬＯＷＮＯＤＥＳ）に対して較正されていることを意味するＬＯＷＮＯＤＥＳＡＬＣＨＰである。位相／振幅ルックアップ・テーブル１６０４は低い明るさ（ＬＯＷＮＯＤＥＳ）に対して較正されていることを意味するＬＯＷＮＯＤＥＳである。ＲＥＳＴＯＲＥＬ制御は大きいベース・テーブルにより位相／振幅ルックアップ・テーブルを回復する。ベース・テーブルは、位相／振幅ルックアップ・テーブルであり、大きい場合はそれはグルコース・レベルの全範囲を有することを意味し、そして小さい場合はそれはグルコース・レベルの全範囲を有さないことを意味する。ＲＥＳＴＯＲＥＳ制御は、小さいベース・テーブルにより位相／振幅ルックアップ・テーブルの回復を可能にする。ＡＭＰＬＴＢＬ制御は索引（例えば、１５）及びその索引に対応する値を表示する。ＰＨＡＳＥＴＢＬ制御は、その索引に対応する索引と値を表示する。 17. Calculate GRU (ie, add all x rows and y columns in the CCD array)
18. Use 19.380 pixels to convert the image from 680x480 to 480x480 (use of edges will be avoided as it will affect the data, leaving black margins at the edges and offset by 50 pixels from the edges of each axis) 21. Add the x and y axes and divide the maximum by the minimum to get a value greater than 1 By calculating the following, row information YPA (row sum) and column YPB (column sum) are obtained. True phase angle = YPA− (YPA−YPB) X 10 million
YPB- (YPB-YPA)
True GRU / Amplitude = GRU- (YPA + YPB)
21.4 Perform automatic fine tuning with 18 passes for each of the FRC values22. 23. Select best true phase angle and true amplitude match D. Display results 2 Control and Table FIG. 16 shows a control panel 1600 according to one embodiment of the present invention. The phase / amplitude lookup tables 1602 and 1604 are calibrated for different options. The phase / amplitude lookup table 1602 is LOWNODESALCHP which means that it is calibrated for low brightness (LOWNODES) using automatic level control (ALC) and high pass filter (HP). The phase / amplitude lookup table 1604 is LOWNODES, which means it is calibrated for low brightness (LOWNODES). The RESTOREEL control recovers the phase / amplitude lookup table with a large base table. The base table is a phase / amplitude lookup table, where large means it has the full range of glucose levels, and small means it has no full range of glucose levels To do. The RESTORES control allows the recovery of the phase / amplitude lookup table with a small base table. The AMPLTBL control displays an index (eg, 15) and the value corresponding to that index. The PHASETBL control displays the index and value corresponding to that index.

ＴＡＰＡヒストグラム１６０６は、入力するソースの全エネルギーを表示する。バー１６０８、ＦＲＣ値の処理を示す。ＭＸＤＡＴＡヒストグラム１６１０は、１−４５０ミリグラムの範囲のｘ軸を有し、１−１８ステップで見つかった統計的分布を表示する。ＭＸＨＤ制御は、ＦＲＣ値を保持する配列のデータを表示する。ＰＥＡＫ制御は、ヒストグラム１６１０からのピーク値を表示する。ＲＥＳＤ制御は、自動精密同調により選択された４つのＦＲＣに対応する４つのグルコース・レベルを表示する。ＲＥＳ制御は、最後にＦＲＣ処理されたグルコース・レベルを表示する。ＡＶＤ制御は、４ＦＲＣステップの各々の対する平均ｍｇ／ｄｌ値を表示する。ＡＶＸ制御は平均振幅を表示する。ＭＮＸ制御は最小振幅を表示する。ＭＡＸ制御は最大振幅を表示する。２ＣＹＬ／１ＣＹＬ制御は、１又は２サイクルの間の切換えを可能にする。ＰＡＵＳＥ制御は、処理の一時停止を可能にする。ＰＨＡＳＥＡＴＭＡＣＨ制御は、一致により選択された位相角を表示する。   A TAPA histogram 1606 displays the total energy of the input source. Bar 1608, FRC value processing. MXDATA histogram 1610 has an x-axis in the range of 1-450 milligrams and displays the statistical distribution found in steps 1-18. MXHD control displays data in an array that holds FRC values. PEAK control displays the peak value from the histogram 1610. The RESD control displays four glucose levels corresponding to the four FRCs selected by automatic fine tuning. The RES control displays the last FRC processed glucose level. The AVD control displays the average mg / dl value for each of the 4 FRC steps. AVX control displays the average amplitude. The MNX control displays the minimum amplitude. The MAX control displays the maximum amplitude. The 2CYL / 1CYL control allows switching between 1 or 2 cycles. The PAUSE control allows the process to be paused. The PHASE AT MACH control displays the phase angle selected by coincidence.

エラー制御Ｔ１−Ｔ５は、あるエラー状態発生時に光る。Ｔ１制御は、位相コードが低すぎる時に光る。Ｔ２制御は、ＡＶＸとＭＮＸが同じ時に光る（すなわち、これらが平均及び最小振幅である）。Ｔ３制御は、ＭＸ及びＭＮが同じ時に光る（すなわち、これらは見つけられた最小及び最大グルコース・レベルである）。Ｔ４制御は、ＭＸＡＭＰ及びＭＮＡＭＰが同じ時に光る。Ｔ５は、位相コードが領域外の時に光る。   Error controls T1-T5 are illuminated when a certain error condition occurs. T1 control glows when the phase code is too low. T2 control shines when AVX and MNX are the same (ie, they are average and minimum amplitude). T3 control glows when MX and MN are the same (ie, these are the minimum and maximum glucose levels found). T4 control shines when MXAMP and MNAMP are the same. T5 shines when the phase code is out of range.

制御パネルの上に戻ると、ＰＴＷＥＥＫ制御は、位相角値を特定の値に強制的にすることができる位相ツイークである。ＡＲＷＥＥＫ制御は、振幅値を強制的に特定の値にすることができる振幅ツイークである。第１フィルタに対して、ＦＩＬＴＥＲ１制御はフィルタ無し、低パス・フィルタ、又は高パス・フィルタを可能にする。第２フィルタに対して、ＦＩＬＴＥＲ２制御はフィルタ無し、低パス・フィルタ、又は高パス・フィルタを可能にする。ＦＵＬＬ／ＰＡＲＴ制御は、ルックアップ処理において使用されるべき位相／振幅テーブルの一部を選択する。ＦＵＬＬはＦＲＣ０−３７からのルックアップを可能にし、そしてＰＡＲＴはＦＲＣ１０−１８からのルックアップを可能にする。   Returning to the top of the control panel, PTWEEK control is a phase tweak that can force the phase angle value to a specific value. The ARWEEK control is an amplitude tweak that can force the amplitude value to a specific value. For the first filter, FILTER1 control allows no filter, low pass filter, or high pass filter. For the second filter, FILTER2 control allows no filter, low pass filter, or high pass filter. The FULL / PART control selects a portion of the phase / amplitude table to be used in the lookup process. FULL allows lookup from FRC 0-37, and PART allows lookup from FRC 10-18.

ＸＰＯＳ制御は、イメージ上のマウスのＸ位置の読取りを与える。そして、ＹＰＯＳ制御は、イメージ上のカーソルのＹ位置の読取りを与える。ＸＰＯＳとＹＰＯＳは一緒に、特定ピクセルの選択を可能にする。ＤＮ制御はカーソル下に位置するピクセルのデータ数を表示する。ＤＥＬＴＡ制御は、Ａ及びＢフレーム間の線又は行イメージ・セグメント和の間の差を示す。図１１に示される２つのは系図内に示されるピクセルの累積値が存在する。   The XPOS control provides a reading of the mouse's X position on the image. The YPOS control then gives a reading of the Y position of the cursor on the image. Together, XPOS and YPOS allow selection of specific pixels. The DN control displays the data number of the pixel located under the cursor. DELTA control indicates the difference between line or row image segment sums between A and B frames. There are two pixel accumulation values shown in the genealogy shown in FIG.

ＰＵＰＬ／ＮＯＲＭ制御は使用されない。Ａ−Ｂ／ＮＯＲＭ制御は、２つのイメージを引算する（例えば、フレームＡ−フレームＢ）。ＳＩＧ制御は、高パス・フィルタの１バージョンである、端検出フィルタである。ＦＬＩＰ／ＰＨＡＳＥ制御は、位相角の反転を可能にする。ＩＴＥＲ制御は１８パスの繰返しを表示する。ＰＨＡＳＥＡ及びＰＨＡＳＥＢは、それぞれ２つのイメージ、イメージＡ及びイメージＢの比である。ＳＵＧＡＲ制御は、グルコース・レベルを表示する。ＥＲＲＯＲＡ制御は、エラーが発生した時に光る。ＥＲＲＯＲＡ制御が光る時、ＳＵＧＡＲ表示は消される。   PUPL / NORM control is not used. AB / NORM control subtracts two images (eg, frame A-frame B). SIG control is an edge detection filter, which is a version of the high pass filter. FLIP / PHASE control allows for reversal of the phase angle. The ITER control displays 18-pass repetition. PHASEA and PHASEB are the ratio of two images, Image A and Image B, respectively. The SUGAR control displays the glucose level. ERRORA control is illuminated when an error occurs. When the ERRORA control is illuminated, the SUGAR display is turned off.

グラフの右側に移動すると、ＡＬＩＮＥＳグラフ１６１２は、イメージＡに対してＳＭＸ／ＳＭＹ制御によりどちらかが選択されたかに依存してＣＣＤ行列からのＹ値の和又はＸ値の和のいずれかを表示する。   Moving to the right side of the graph, the ALINES graph 1612 displays either the sum of Y values or the sum of X values from the CCD matrix, depending on which of the images A is selected by SMX / SMY control. To do.

ＮＥＧ制御は、第２フレーム（例えば、イメージＢに対して）が第１フレーム（例えば、イメージＡに対して）のＧＲＵよりも小さいＧＲＵを有する時に光る。ＳＴＲ制御は、主線形ストレッチをオンにする。ＣＯＬ制御は、表示されているイメージに対して偽カラー又は黒／白を表示する。ＢＡＬ制御は、もし、処理するべき虹彩ピクセルが少なければ（例えば、瞳孔が大きすぎる）、瞳孔の幾何学に基づいて平衡する。Ａ／Ｂ制御は、２つのチャンネル（すなわち、２つのイメージ）を１度に処理できる。Ｂ／Ｗ制御は、全てのチャートに対して、黒い背景又は白い背景のいずれかを可能にする。   NEG control shines when the second frame (eg, for image B) has a smaller GRU than the GRU of the first frame (eg, for image A). STR control turns on the main linear stretch. The COL control displays false color or black / white for the displayed image. BAL control balances based on pupil geometry if there are fewer iris pixels to process (eg, the pupil is too large). A / B control can process two channels (ie, two images) at once. B / W control allows either a black background or a white background for all charts.

ＣＬＮ制御は、手動操作を早くするためにイメージＢファイル名をイメージＡファイル名にクローンすることを可能にする。これは手で情報をタイプすることを回避する。ＡＬＣ制御は、自動レベル制御を設定する。ＩＮＰ制御は、処理されたイメージではなく、入力されたイメージを表示する。３Ｄ制御は、偽光強度マップのために３Ｄ表示フォーマットを選択するのに使用される。ＰＳ制御は前ストレッチである（どんな他の処理が起こる前）。ＰＣＵＴ制御は、瞳孔カッターを設定する。ＣＡＬ制御は、線形ストレッチのために瞳孔較正をオンにする。   CLN control allows to clone the image B file name to the image A file name for faster manual operation. This avoids typing information by hand. ALC control sets automatic level control. The INP control displays the input image, not the processed image. 3D control is used to select a 3D display format for the false light intensity map. PS control is pre-stretch (before any other processing occurs). PCUT control sets the pupil cutter. CAL control turns on pupil calibration for linear stretching.

ＴＡＢＳ制御は、４角タブ・マスクを設定する。ＬＰＡＴ制御は、瞳孔のために正方形又はＬ形状マスクを選択できる。ＢＯＸ制御は、イメージの一部をボックスするために使用される。ＡＭＰ／ＰＨＳ制御は、最良の可能な一致を求める時に、位相／振幅テーブル内を索引する振幅又は位相角のいずれかを選択するのに使用できる。ＳＴＯＰ制御はプログラムを停止する。ＳＮＡＰ制御は、スクリーンの写真をスナップしてそれをビットマップとして記憶するために別のプログラムを呼出す。ＳＡＶＥ制御は、ビットマップとして表示されたイメージを直接に記憶する。ＮＯＤＥＳＤＢＬ制御は、２つの他のテーブルを選択するために、高輝度又は低輝度位相／振幅ルックアップ・テーブルを選択するＨＩ／ＬＯＷ制御を変更できる。ＤＬＴＡ制御は、最終結果が同じ比較偏光に基づいて選択される場合、比較を行なわせる。もし、入力する位相角が最も近いテーブル・エントリイよりも高く、そして振幅がそのテーブル・エントリイよりも低ければ、比較は拒絶される。ＰＯＬ制御は偏光のためである。特に、位相／振幅ルックアップ・テーブルの値の比較の際、もし、ＢＩがセットされると、答えは実際値の上又は下である。もし、ＭＯＮがセットされると、値は見つけられたより低い値である。ＢＬＩＮＥＳグラフ１６１４は、イメージＢに対して、ＳＭＸ／ＳＭＹ制御によりどちらが選択されたかに依存して、イメージ行列からＹ値の和又はＸ値の和のいずれかを表示する。   The TABS control sets a square tab mask. LPAT control can select a square or L-shaped mask for the pupil. BOX control is used to box part of the image. AMP / PHS control can be used to select either the amplitude or phase angle to index in the phase / amplitude table when seeking the best possible match. STOP control stops the program. The SNAP control calls another program to snap a picture of the screen and store it as a bitmap. The SAVE control directly stores an image displayed as a bitmap. The NODESSDBL control can change the HI / LOW control to select a high intensity or low intensity phase / amplitude lookup table to select two other tables. DLTA control allows a comparison to be made if the final result is selected based on the same comparative polarization. If the incoming phase angle is higher than the nearest table entry and the amplitude is lower than that table entry, the comparison is rejected. POL control is for polarization. In particular, when comparing values in the phase / amplitude lookup table, if BI is set, the answer is above or below the actual value. If MON is set, the value is lower than found. The BLINES graph 1614 displays either the sum of the Y values or the sum of the X values from the image matrix, depending on which is selected by SMX / SMY control for image B.

ＰＡＴＨＡ及びＦＩＬＥＮＡＭＥＡは、イメージＡの記憶位置を見つけるために使用されるパスとフアイル名を与える。ＰＡＴＨＢ及びＦＩＬＥＮＡＭＥＢは、イメージＢの記憶位置を見つけるために使用されるパスとフアイル名を与える。ＧＡＭＡ制御はガンマ・ストレッチ制御である。ＦＭＯＤＥ制御は、フィルタ範囲モードを操作することを可能にする。   PATHA and FILENAMEA give the path and file name used to find the location of image A. PATHB and FILENAMEB give the path and file name used to find the location of image B. GAMA control is gamma stretch control. FMODE control makes it possible to operate the filter range mode.

制御パネルの中心に戻ると、いくつかのＰＨＡＳＥＤＩＦ制御が存在する。Ｂ−Ａ制御は、Ａ及びＢイメージ・チャンネルの間の位相角の差である。Ｔ−Ａ制御は、現在の振幅の一致により索引付けされたテーブル位相角と入力された位相角との間の差を示す。ＰＰＳＮ制御は、カズン・テーブル走査の際に見つかった最良の位相角の一致に基づく最良のＦＲＣ一致を示す。ＡＰＳＮ制御は、カズン・テーブル走査の際に見つかった最良の振幅一致に基づく最良のＦＲＣ一致を示す。ＡＭＰＬ制御は、現在の振幅の一致により索引付けされたテーブル振幅と入力振幅との間の差を示す。ＭＮＰ制御は位相角エラーを表示する。ＭＮＡ制御は、振幅エラーを表示する。   Returning to the center of the control panel, there are several PHASEDIF controls. B-A control is the phase angle difference between A and B image channels. TA control shows the difference between the table phase angle indexed by the current amplitude match and the input phase angle. The PPSN control shows the best FRC match based on the best phase angle match found during the counsel table scan. The APSN control shows the best FRC match based on the best amplitude match found during the counsel table scan. The AMPL control shows the difference between the table amplitude indexed by the current amplitude match and the input amplitude. The MNP control displays a phase angle error. The MNA control displays an amplitude error.

ＴＧＲＵＡ制御は、イメージＡについて真のＧＲＵを表示する。ＴＧＲＵＢ制御は、イメージＢについて真のＧＲＵを表示する。ＴＢ−Ａ制御は、ＡとＢイメージ・チャンネル間の真のＧＲＵの差を示す。ＭＸＡＭＰ制御は最大振幅を表示し、ＭＮＡＭＰ制御は最小振幅を表示する。ＭＸ制御は、最大ＧＬＵ値を表示する。ＭＮ制御は、最小ＧＬＵ値を示す。ＵＦＭ制御はフィルタが適用される前の平均を表示する。ＥＲＤ制御は、もし、どんなエラー指示子Ｔ１−Ｔ１５がオンになれば、セットされて、ＥＲＲＯＲＡ制御を設定する。ＰＵＦＭ１制御は、ＡＬＣが適用される前の平均を表示する。ＡＶ制御は、ＭＸ及びＭＮの平均を表示する。ＣＳＮ制御は、比較のためにＣＳＮテーブル（すなわち、カズン・テーブル）が使用されるべきか又は主ＦＲＣ値が使用されるべきかを示す。１０Ｘ制御は、１８パスの各々において、ＣＣＤ配列にどれだけ追加されるかを示す。ＡＵＴＯＴＵＮＥ制御は、前行列（すなわち、位相角及び振幅をデコードする前の振幅の掃引）又は後行列（すなわち、位相角及び振幅をデコードした後の振幅の掃引）のいずれかを選択することを可能にする。ＭＮＰＤ制御はＭＮＰ値を保持する。ＭＮＡＤ制御はＭＮＡ値を保持する。   The TGRUA control displays the true GRU for image A. The TGRUB control displays the true GRU for image B. TB-A control shows the true GRU difference between A and B image channels. MXAMP control displays the maximum amplitude and MNAMP control displays the minimum amplitude. MX control displays the maximum GLU value. The MN control indicates the minimum GLU value. The UFM control displays the average before the filter is applied. The ERD control is set if any error indicators T1-T15 are turned on to set the ERRORA control. The PUFM1 control displays the average before ALC is applied. AV control displays the average of MX and MN. The CSN control indicates whether a CSN table (i.e., a cousin table) or a main FRC value should be used for comparison. The 10X control shows how much is added to the CCD array in each of the 18 passes. AUTOTUNE control allows you to select either the front matrix (ie, sweep of amplitude before decoding phase angle and amplitude) or the back matrix (ie, sweep of amplitude after decoding phase angle and amplitude) To. The MNPD control holds the MNP value. The MNAD control holds the MNA value.

上に戻ると、ＩＭＡＧＥ制御は、入力写真を正確にそのまま使用するか又は写真を４８０Ｘ６８０に規格化することが利用できる。ＬＩＮＥ／ＦＲＡＭＥ制御は、ライン又はフレームを獲得できる。ＹＰＡ制御はＸＧＲＵを表示する。ＹＰＢ制御はＹＧＲＵを表示する。ＳＥＱ制御は、１８パスにより処理するＦＲＣ値の数を選択を可能にし、これを０−３７の範囲にすることができる。ＦＲＣ制御は開始するためのＦＲＣ値の選択を可能にする。ＦＩＮＥＧＡＩＮ制御は３進法ゲインからのオフセットを強制する手動精密同調である。ＰＵＰＩＬＢＩＡＳ制御は、瞳孔大きさ補償器である。ＷＩＮＤＯＷＬＯ及びＷＩＮＤＯＷＨＩ制御は、それぞれ、０−２５５の間の低い及び高い値の選択を可能にし、この結果により範囲内の特定のピクセルが処理のために選択される。   Returning to the top, IMAGE control can be used to use the input photo exactly as it is or normalize the photo to 480 × 680. The LINE / FRAME control can acquire a line or a frame. The YPA control displays XGRU. The YPB control displays YGRU. SEQ control allows selection of the number of FRC values to process with 18 passes, which can be in the range of 0-37. FRC control allows selection of an FRC value to initiate. FINEGAIN control is a manual precision tuning that forces an offset from the ternary gain. PUPILBIAS control is a pupil size compensator. The WINDOWLO and WINDOWHI controls allow selection of low and high values between 0-255, respectively, so that specific pixels within the range are selected for processing.

ＬＯＳ制御は、２次ストレッチについて低限界を設定し、ＨＩＳ制御は２次ストレッチについて高限界を設定する。ＬＯＰ制御は一次ストレッチについて低限界を設定し、ＨＩＰ制御は一次ストレッチについて高限界を設定する。ＯＦＦＳＥＴＡ制御は、全体イメージＡに数値オフセットを置き、ＯＦＦＳＥＴＢ制御は、全体イメージＢに数値オフセットを置く。ＢＩＡＳＡ制御はイメージＡの計算された瞳孔平均への追加を可能にし、ＢＩＡＳＢ制御はイメージＢの瞳孔平均への追加を可能にする。   The LOS control sets a low limit for the secondary stretch, and the HIS control sets a high limit for the secondary stretch. LOP control sets a low limit for the primary stretch and HIP control sets a high limit for the primary stretch. The OFFSETA control places a numerical offset in the entire image A, and the OFFSETB control places a numerical offset in the entire image B. BIASA control allows image A to be added to the calculated pupil average, and BIASB control allows image B to be added to the pupil average.

ＲＯＴ制御はイメージを回転するために使用される。ＭＥＡＮＡ制御はイメージＡの平均を表示し、ＤＥＶＡ制御は標準偏差を示す。ＭＥＡＮＢ制御はイメージＢの平均を表示し、ＤＥＶＢ制御は標準偏差を示す。ＧＲＵＡ制御はイメージＡのＧＲＵを表示し、ＧＲＵＢ制御はイメージＢのＧＲＵを表示する。Ｂ−Ａは、イメージＡとイメージＢの間の生ＧＲＵ差を制御する。ＰＵＰＩＬＡは、イメージＡの瞳孔の明るさ（平均前）を表示する。ＰＵＰＩＬＢは、イメージＢの瞳孔の明るさ（平均前）を表示する。しきい値制御は、どの値からＧＲＵが加算されるべきかを示す。ＧＬＩＭ制御は、どの値の後でシステムは加算をしないかを示す。ＬＥＶＥＬＡ制御はイメージＡの平均の瞳孔の明るさであり、ＬＥＶＥＬＢ制御はイメージＢの平均の瞳孔の明るさである。   ROT control is used to rotate the image. The MEANA control displays the average of image A, and the DEVA control shows the standard deviation. MEANB control displays the average of image B, and DEVB control shows the standard deviation. The GRUA control displays the GRU of image A, and the GRUB control displays the GRU of image B. B-A controls the raw GRU difference between image A and image B. PUPILA displays the brightness of the pupil of image A (before average). PUPILB displays the brightness (before average) of the pupil of image B. The threshold control indicates from which value the GRU should be added. The GLIM control indicates what value the system does not add after. LEVELA control is the average pupil brightness of image A, and LEVELB control is the average pupil brightness of image B.

図１７は、本発明の１つの実施の形態のための別の制御パネルを示す。この制御パネルはカズン・テーブル１７０２を表示する。カズン・テーブルは、ＦＲＣ数（フレーム・カズン）、グルコース・レベル（ＭＧ／ＤＬ）、振幅（ＡＭＰＬ）、位相角（ＰＨＡＳＥ）についての列、及び８つのカズンについての列を有する。カズンは、ＮＯＤＥＴＡＢＬＥＤＡＴＡグラフ１７０４を使用して導出される。ＮＯＤＥＴＡＢＬＥＤＡＴＡグラフは、位相角対振幅のグラフである。グラフの上線１７０６は、振幅に対する位相角の比をプロットする。真中の線１７０８は振幅をプロットし、底線１７１０は位相角をプロットする。カズン・テーブル１７０２内のカズン・ノードは、比のプロットのほぼ水平な軸のノードである。例えば、ＦＲＣ１０に対しては、カズンはＦＲＣ２５、ＦＲＣ２８、ＦＲＣ２３、ＦＲＣ２９、及びＦＲＣ１８である。これらフレーム・カズンの各々は同様な振幅に対する位相角の比を有する。   FIG. 17 shows another control panel for one embodiment of the present invention. The control panel displays a counsel table 1702. The cousin table has columns for FRC number (frame cousin), glucose level (MG / DL), amplitude (AMPL), phase angle (PHASE), and 8 cousins. Cousin is derived using the NODETABLEDATA graph 1704. The NODETABLEDATA graph is a graph of phase angle versus amplitude. The upper line 1706 of the graph plots the ratio of phase angle to amplitude. The middle line 1708 plots the amplitude and the bottom line 1710 plots the phase angle. The cousin node in the cousin table 1702 is a node on the approximately horizontal axis of the ratio plot. For example, for FRC10, the couns are FRC25, FRC28, FRC23, FRC29, and FRC18. Each of these frame coins has a similar phase angle to amplitude ratio.

図１８は、異なる設定に対して較正されたさまざま位相／振幅ルックアップ・テーブルを示す。例えば、ＬＯＷＮＯＤＥＳＡＬＣテーブル中、ＬＯＷＮＯＤＥＳは低輝度を言う。そしてＡＬＣは自動レベル制御が使用されたことを示す。ＨＩＧＨＮＯＤＥＳは、高輝度が存在することを示す。ＢＡＳＥは、値のＳＭＡＬＬ範囲又は値のＬＡＲＧＥ（又は全て）範囲のいずれかにより較正されたベース線テーブルを言う。ＤＯＵＢＬＥＦＩＬＴＥＲは、２つのフィルタが設定されたことを示す。ＣＯＵＳＩＮＳは、カズン・テーブルが使用されたことを示す。   FIG. 18 shows various phase / amplitude lookup tables calibrated for different settings. For example, in the LOWNODESALC table, LOWNODES means low luminance. ALC then indicates that automatic level control has been used. HIGHNODES indicates the presence of high brightness. BASE refers to a baseline table calibrated by either the SMALL range of values or the LARGE (or all) range of values. DOUBLEFILTER indicates that two filters have been set. COUSINS indicates that the counsel table has been used.

図１９は、イメージＡとイメージＢのヒストグラムを示す。Ａ１ヒストグラム１９００は低パス・フィルタが適用された後のイメージＡを反映する。Ａ２ヒストグラム１９０２は低パス・フィルタ前のイメージＡを反映する。Ａ３ヒストグラム１９０４はガンマ・ストレッチ（もし、可能化されたら）後のイメージＡを反映する。Ｂ１ヒストグラム１９０６は低パス・フィルタが適用された後のイメージＢを反映する。Ｂ２ヒストグラム１９０８は低パス・フィルタ前のイメージＢを反映する。Ｂ３ヒストグラム１９１０はガンマ・ストレッチ（もし、可能化されたら）後のイメージＢを反映する。   FIG. 19 shows histograms of image A and image B. The A1 histogram 1900 reflects the image A after the low pass filter has been applied. A2 histogram 1902 reflects image A before the low pass filter. A3 histogram 1904 reflects image A after gamma stretching (if enabled). B1 histogram 1906 reflects image B after the low pass filter has been applied. B2 histogram 1908 reflects image B before the low pass filter. B3 histogram 1910 reflects image B after gamma stretching (if enabled).

Ｄ．３フロー・チャート及び代替的な実施の形態
図２０Ａ−２０Ｃは、本発明の１つの実施の形態による非侵入的測定システムで実行されるステップを説明する。ブロック２０００で、非侵入的測定システムは中心明るさにより眼のイメージを取る。ブロック２００２で、非侵入的測定システムは、パーソナル・コンピュータ（ＰＣ）のスクリーン大きさと一致するようにイメージの幾何学的形状を６４０Ｘ４８０に調節する。ブロック２００４で、プログラム可能レベル・バイアスが設定されると（０−２５５の範囲内で）、非侵入的測定システムはイメージについてレベル・バイアスを実行する。ブロック２００６で、ガンマ・ストレッチが設定されれば、非侵入的測定システムがガンマ・ストレッチを実行する（すなわち、非線形ストレッチを作る）。ガンマ・ストレッチは普通、眼の測定には設定されず、皮膚の測定には設定される。 D. 3 Flow Chart and Alternative Embodiments FIGS. 20A-20C illustrate steps performed in a non-invasive measurement system according to one embodiment of the present invention. At block 2000, the non-invasive measurement system takes an image of the eye with central brightness. At block 2002, the non-invasive measurement system adjusts the image geometry to 640 × 480 to match the screen size of the personal computer (PC). At block 2004, when a programmable level bias is set (within 0-255), the non-intrusive measurement system performs a level bias on the image. At block 2006, if a gamma stretch is set, the non-invasive measurement system performs the gamma stretch (ie, creates a non-linear stretch). Gamma stretch is usually not set for eye measurements, but for skin measurements.

ブロック２００８で、もし、前ストレッチが設定されれば、非侵入的測定システムは第１線形ストレッチを実行する。ブロック２０１０で、非侵入的測定システムは指定された形状の瞳孔マスクを生成する。１つの実施の形態では、ユーザは、「Ｌ」形状又は正方形形状のいずれかを選択する。他の実施の形態では、楕円又は円形が与えられるが、それは別途の処理資源を必要とするだろう。ブロック２０１２で、角タブ・カッター（外部光等を取除くためにボックスの角をゼロ・アウトする）。ブロック２０１４で、もし、第１フィルタが設定されれば、非侵入的測定システムは選択されたプログラム可能低又は高パス・フィルタのいずれかを使用する。ブロック２０１６で、もし、中心決めが設定されれば、非侵入的測定システムは中心を見つける。ブロック２０１８で、もし、第２フィルタが設定されれば、非侵入的測定システムは選択されたプログラム可能低又は高パス・フィルタのいずれかを使用する。ブロック２０２０で、もし、ストレッチが設定されれば、非侵入的測定システムは制御パネルからの入力からのストレッチを制御する。ブロック２０２２で、もし、イメージ回転が設定されれば、非侵入的測定システムはイメージを回転する（すなわち、これは３進法技術の代わりに使用できる）。   At block 2008, if a pre-stretch is set, the non-invasive measurement system performs a first linear stretch. At block 2010, the non-invasive measurement system generates a pupil mask of the specified shape. In one embodiment, the user selects either an “L” shape or a square shape. In other embodiments, an ellipse or circle is provided, which would require additional processing resources. At block 2012, a corner tab cutter (zero out the corner of the box to remove external light, etc.). At block 2014, if the first filter is set, the non-invasive measurement system uses either the selected programmable low or high pass filter. At block 2016, if the centering is set, the non-invasive measurement system finds the center. At block 2018, if a second filter is set, the non-invasive measurement system uses either the selected programmable low or high pass filter. At block 2020, if a stretch is set, the non-intrusive measurement system controls the stretch from the input from the control panel. At block 2022, if image rotation is set, the non-intrusive measurement system rotates the image (ie, it can be used instead of ternary techniques).

ブロック２０２４で、もし、自動レベル制御が設定されれば、非侵入的測定システムは自動レベル制御を実行する。ブロック２０２６で、もし、手動精密同調が設定されれば、非侵入的測定システムは手動精密同調を実行する（すなわち、イメージをバイアスするための３進法技術）。ブロック２０２８で、もし、自動精密同調が設定されれば、非侵入的測定システムは自動精密同調を実行する（すなわち、ここで３進法重みが追加される）。ブロック２０３０で、もし、ビットマップ・イメージ・フォーマットが設定されれば、非侵入的測定システムはビットマップ・ヘッダー等を取除く、ｘ−ｙイメージ・フォーマット（すなわち、ｘ−ｙ配列）へフォーマットを変換する。   At block 2024, if automatic level control is set, the non-invasive measurement system performs automatic level control. At block 2026, if manual fine tuning is set, the non-invasive measurement system performs manual fine tuning (ie, a ternary technique for biasing the image). At block 2028, if automatic fine tuning is set, the non-intrusive measurement system performs automatic fine tuning (ie, ternary weights are added here). At block 2030, if the bitmap image format is set, the non-intrusive measurement system removes the bitmap header etc., and converts the format to xy image format (ie, xy array). Convert.

ブロック２０３２で、非侵入的測定システムはＧＲＵを計算する（すなわち、イメージ配列内の全てのｘ行及びｙ列を加算することにより）。ブロック２０３４で、非侵入的測定システムはイメージを６８０Ｘ４８０から４８０Ｘ４８０ピクセルへ変換する。ブロック２０３６で、３８０ピクセルを使用して（すなわち、非侵入的測定システムはデータに影響を与えるため、端に黒い余白を残して各軸の端から５０ピクセルをオフセットすることにより、端の使用さける）、非侵入的測定システムはｘ行及びｙ列を加算して、１よりも大きい値を得るために最大を最小により割る。ブロック２０３８で、次式を計算することにより、行情報ＹＰＡ（行の和）及び列情報ＹＰＢ（列の和）を得る。   At block 2032, the non-intrusive measurement system computes a GRU (ie, by adding all x rows and y columns in the image array). At block 2034, the non-invasive measurement system converts the image from 680 × 480 to 480 × 480 pixels. At block 2036, using 380 pixels (ie, non-intrusive measurement systems will affect the data, thus avoiding end use by offsetting 50 pixels from the end of each axis leaving a black margin at the end. ), A non-invasive measurement system adds x rows and y columns and divides the maximum by the minimum to obtain a value greater than one. At block 2038, row information YPA (row sum) and column information YPB (column sum) are obtained by calculating:

真の位相角＝ＹＰＡ−（ＹＰＡ−ＹＰＢ） Ｘ １千万
ＹＰＢ−（ＹＰＢ−ＹＰＡ）
真のＧＲＵ／振幅＝ＧＲＵ−（ＹＰＡ＋ＹＰＢ）
ブロック２０４０で、非侵入的測定システムは、各４ＦＲＣ値に対して１８パスにより自動精密同調実行する。ブロック２０４２で、非侵入的測定システムは最良の真の位相角及び真の振幅の一致を選択する。ブロック２０４６で、非侵入的測定システムは結果を表示する。 True phase angle = YPA- (YPA-YPB) X 10 million
YPB- (YPB-YPA)
True GRU / Amplitude = GRU- (YPA + YPB)
At block 2040, the non-invasive measurement system performs automatic fine tuning with 18 passes for each 4FRC value. At block 2042, the non-invasive measurement system selects the best true phase angle and true amplitude match. At block 2046, the non-invasive measurement system displays the results.

節Ｄで説明した本発明の実施の形態は本発明の範囲を逸脱することなく修正できる。例えば、本発明の技術は図２に関して説明されたようなネットワーク環境で実施できる。   The embodiments of the invention described in Section D can be modified without departing from the scope of the invention. For example, the techniques of the present invention can be implemented in a network environment as described with respect to FIG.

Ｅ．皮膚、血液及び爪床のグルコース濃度の非侵入的測定
非侵入的測定システムは、皮膚（例えば、手首又は胃）、血液（例えば、組織上の血液の一滴）、又は爪床からのグルコース濃度を測定することができる。これらの場合の各々について、非侵入的測定システムは一般に節Ｄに説明された、位相角と振幅がグルコース・レベルに相関関係付けられる技術を使用する。 E. Non-invasive measurement of glucose concentrations in the skin, blood and nail bed Non-invasive measurement systems measure glucose concentrations from the skin (eg wrist or stomach), blood (eg a drop of blood on tissue), or nail bed. Can be measured. For each of these cases, the non-invasive measurement system generally uses the technique described in Section D where the phase angle and amplitude are correlated to the glucose level.

皮膚と共に使用される時、より低い光レベルが使用される（すなわち、眼はより光を吸収する）。特に、非侵入的測定システムを使用して光波を手首の部分に送信する実験が成功的に実行された。手首は、光波を反射するグルコース分子を含む多くの血管を含む。ＣＣＤカメラが手首からの反射光波を受信して、受信光波を表すピクセルの行列を形成するために使用された。次に、非侵入的測定システムは、ピクセルの行列にガンマ１ストレッチを適用した。これは対数的再マッピング技術と呼ばれ、低い端でのより良い解像度を生ずる、より低いレベルのピクセル（小ピクセル値）により多くのコントラストを与え、より高いレベルのピクセル（大ピクセル値）により少ないコントラストを与える。非侵入的測定システムは、位相角と振幅を得るためにピクセルの「ストレッチされた」行列を処理する。位相角と振幅から、非侵入的測定システムはグルコース・レベルを見つける。本発明の範囲を逸脱することなくこの処理は修正できることが理解される。例えば、図１６の制御は瞳孔カッターが位相角及び振幅を計算する前に適用されるように設定できる。   When used with skin, lower light levels are used (ie, the eye absorbs more light). In particular, experiments that successfully transmit light waves to the wrist using a non-invasive measurement system have been successfully performed. The wrist includes many blood vessels that contain glucose molecules that reflect light waves. A CCD camera was used to receive the reflected light wave from the wrist and form a matrix of pixels representing the received light wave. The non-invasive measurement system then applied a gamma 1 stretch to the pixel matrix. This is called a logarithmic remapping technique, yielding better resolution at the lower edges, giving more contrast to lower level pixels (small pixel values) and less to higher level pixels (large pixel values) Give contrast. Non-invasive measurement systems process a “stretched” matrix of pixels to obtain phase angles and amplitudes. From the phase angle and amplitude, the noninvasive measurement system finds the glucose level. It will be understood that this process can be modified without departing from the scope of the present invention. For example, the control of FIG. 16 can be set to be applied before the pupil cutter calculates the phase angle and amplitude.

胃の部分の写真を撮るために非侵入的測定装置が実験的に使用されて成功した。特に、胃の部分に光波を送信するために非侵入的測定装置が使用される実験が成功した。胃は光波を反射するグルコース分子を含む多くの血管を含む。ＣＣＤカメラが胃からの反射光波を受信して、受信光波を表すピクセルの行列を形成するために使用された。次に、ガンマ３ストレッチが適用された。これはより緩やかな効果を持つガンマ・ストレッチと呼ばれ、低い端でのより良い解像度を生ずる、より低いレベルのピクセル（小ピクセル値）により多くのコントラストを与え、より高いレベルのピクセル（大ピクセル値）により少ないコントラストを与える。非侵入的測定システムは、位相角と振幅を得るためにピクセルの「ストレッチされた」行列を処理する。位相角と振幅から、非侵入的測定システムはグルコース・レベルを見つける。本発明の範囲を逸脱することなくこの処理は修正できることが理解される。例えば、図１６の制御は瞳孔カッターが位相角及び振幅を計算する前に適用されるように設定できる。   A non-invasive measuring device has been successfully used experimentally to take a picture of a portion of the stomach. In particular, experiments have been successful in which non-invasive measurement devices are used to transmit light waves to the stomach area. The stomach contains many blood vessels that contain glucose molecules that reflect light waves. A CCD camera was used to receive the reflected light wave from the stomach and form a matrix of pixels representing the received light wave. Next, a gamma 3 stretch was applied. This is called a gamma stretch with a more gradual effect, giving more contrast to lower level pixels (small pixel values), resulting in better resolution at the lower edges, and higher level pixels (large pixels) Value) less contrast. Non-invasive measurement systems process a “stretched” matrix of pixels to obtain phase angles and amplitudes. From the phase angle and amplitude, the noninvasive measurement system finds the glucose level. It will be understood that this process can be modified without departing from the scope of the present invention. For example, the control of FIG. 16 can be set to be applied before the pupil cutter calculates the phase angle and amplitude.

さらに、血液の小滴について非侵入的測定装置が実験的に使用されて成功した。血液の小滴は組織上又は従来（ワン・タッチ）のグルコース・モニターでテストを実行するために使用されたテスト小片上のいずれかに置かれた。テスト小片では、血液の小滴は中心から広げられて端から引込めた。そして、周縁には血液の２層が存在する。テスト小片では、より良い値が周縁からテストから得られた。血液の小滴は皮膚でのようにより少ない光でテストされた。特に、非侵入的測定システムを使用して光波を反射するグルコース分子を含む血液上に光波を送信する実験が成功的に行なわれた。ＣＣＤカメラが血液の小滴からの反射光波を受信して、受信光波を表すピクセルの行列を形成するために使用された。次に、非侵入的測定システムは、位相角と振幅を得るためにピクセルの行列を処理する。位相角と振幅から、非侵入的測定システムはグルコース・レベルを見つける。本発明の範囲を逸脱することなくこの処理は修正できることが理解される。例えば、図１６の制御は瞳孔カッターが位相角及び振幅を計算する前に適用されるように設定できる。   In addition, non-invasive measurement devices have been successfully used experimentally for blood droplets. A drop of blood was placed either on the tissue or on a test strip that was used to perform the test on a conventional (one touch) glucose monitor. In the test strip, a drop of blood was spread from the center and withdrawn from the edge. There are two layers of blood at the periphery. For the test pieces, better values were obtained from the test from the periphery. Blood droplets were tested with less light as on the skin. In particular, experiments have been successfully conducted to transmit light waves onto blood containing glucose molecules that reflect light waves using a non-invasive measurement system. A CCD camera was used to receive the reflected light waves from the blood droplets and form a matrix of pixels representing the received light waves. The non-invasive measurement system then processes the pixel matrix to obtain the phase angle and amplitude. From the phase angle and amplitude, the noninvasive measurement system finds the glucose level. It will be understood that this process can be modified without departing from the scope of the present invention. For example, the control of FIG. 16 can be set to be applied before the pupil cutter calculates the phase angle and amplitude.

さらなる実験が爪床を使用して実行された。特に、非侵入的測定システムを使用して光波を反射するグルコース分子を含む血液上に光波を送信する実験が成功的に行なわれた。ＣＣＤカメラが血液の小滴からの反射光波を受信して、受信光波を表すピクセルの行列を形成するために使用された。実験的なマスクが、指の爪の端の組織端を見るようにプログラムすることが可能なように実現された。次に、非侵入的測定システムは、位相角と振幅を得るためにピクセルの行列を処理する。すなわち、マスクされていないイメージの部分がＧＲＵ値に処理されて、増加する血液グルコースと共に単調な明るさゲインが観察された。本発明の範囲を逸脱することなくこの処理は修正できることが理解される。例えば、図１６の制御は瞳孔カッターが位相角及び振幅を計算する前に適用されるように設定できる。   Further experiments were performed using the nail bed. In particular, experiments have been successfully conducted to transmit light waves onto blood containing glucose molecules that reflect light waves using a non-invasive measurement system. A CCD camera was used to receive the reflected light waves from the blood droplets and form a matrix of pixels representing the received light waves. An experimental mask was realized that could be programmed to look at the tissue edge of the fingernail edge. The non-invasive measurement system then processes the pixel matrix to obtain the phase angle and amplitude. That is, the unmasked portion of the image was processed to GRU values and a monotonic brightness gain was observed with increasing blood glucose. It will be understood that this process can be modified without departing from the scope of the present invention. For example, the control of FIG. 16 can be set to be applied before the pupil cutter calculates the phase angle and amplitude.

非侵入的測定装置の使用の上記オプションは説明の目的のために与えられた。非侵入的測定システムは身体の他の部分（例えば、足）にも使用できる。さらに、説明は人間を用いたが、本発明の技術は他の生物学的実体に適用可能である。   The above options for the use of non-invasive measuring devices have been given for illustrative purposes. Non-invasive measurement systems can also be used on other parts of the body (eg, feet). Furthermore, although the description used humans, the techniques of the present invention are applicable to other biological entities.

Ｆ．結論
本発明の実施の形態の説明が完了した。次に、本発明を実施するためのいくつかの代替的な実施の形態を説明する。例えば、メインフレーム、ミニコンピュータ、又はパーソナル・コンピュータなどのどんなコンピュータのタイプ、時間分割メインフレーム、ローカルエリア・ネットワーク、又はスタンドアロン・パーソナル・コンピュータなどのどんなタイプのコンピュータ構成が本発明に使用できる。 F. Conclusion The description of the embodiment of the present invention has been completed. Several alternative embodiments for carrying out the present invention will now be described. For example, any type of computer configuration, such as a mainframe, minicomputer, or personal computer, any type of computer configuration, such as a time division mainframe, a local area network, or a stand-alone personal computer can be used with the present invention.

以上の本発明の実施の形態の説明は説明の目的のためになされた。網羅的又は本発明を説明された正確な形に限定する意図はない。上記の説明から数多くの修正及び変形が可能である。本発明の範囲はこの詳細な説明から限定されるのではなく、特許請求の範囲の記載からのみ限定されることを意図している。   The above description of the embodiment of the present invention has been made for the purpose of explanation. It is not intended to be exhaustive or to limit the invention to the precise form described. Numerous modifications and variations from the above description are possible. It is intended that the scope of the invention be limited not by this detailed description, but only by the claims.

Claims (12)

波データを操作するための装置であって、  A device for manipulating wave data,
生物学的実体から反射された波データを受信する受信機と、  A receiver for receiving wave data reflected from a biological entity;
前記受信された波データを処理して、前記反射された波データを、生物学的実体内の物質と相関対応させるデータ・プロセッサと、  A data processor that processes the received wave data to correlate the reflected wave data with a substance in a biological entity;
を備え、With
前記データ・プロセッサが、  The data processor is
前記反射された波に対する振幅を計算し、前記反射された波に対する位相角を計算する計算機と、A calculator that calculates an amplitude for the reflected wave and calculates a phase angle for the reflected wave;
前記振幅及び前記位相角を使用して、前記生物学的実体内のグルコース・レベルを識別する評価器と、  An evaluator that uses the amplitude and the phase angle to identify a glucose level in the biological entity;
を備え、With
前記受信機が、単色検出器配列を備え、  The receiver comprises a monochromatic detector array;
前記単色検出器配列が、白黒ＣＣＤカメラを備え、  The monochromatic detector array comprises a monochrome CCD camera;
前記装置が、手持ち携帯ユニットである、  The device is a handheld mobile unit;
装置。apparatus. 波データを操作するための装置であって、  A device for manipulating wave data,
生物学的実体から反射された波データを受信するための手段と、  Means for receiving wave data reflected from a biological entity;
前記反射された波データを、生物学的実体内の物質と相関対応させるための手段と、  Means for correlating the reflected wave data with a substance in the biological entity;
を備え、With
前記相関対応付けするための手段が、  Means for correlating the correlation;
前記反射された波に対する振幅を計算する手段と、  Means for calculating an amplitude for the reflected wave;
前記反射された波に対する位相角を計算する手段と、  Means for calculating a phase angle for the reflected wave;
前記振幅及び前記位相角を使用して、前記生物学的実体内のグルコース・レベルを識別する手段と、  Means for identifying a glucose level within the biological entity using the amplitude and the phase angle;
コンピュータに接続されるモニタにグルコース・レベルを表示する手段  Means for displaying glucose levels on a monitor connected to a computer
を備え、With
前記コンピュータが、携帯型ユニットである、  The computer is a portable unit;
装置。apparatus. 波データを操作するための装置であって、  A device for manipulating wave data,
波反射獲得システムに接続されたコンピュータと、  A computer connected to the wave reflection acquisition system;
データ記憶装置と、  A data storage device;
モニタと、  A monitor,
波データ分析プログラムと共に構成される、コンピュータ読み取り可能な媒体と、  A computer-readable medium configured with a wave data analysis program;
を備え、With
前記波データ分析プログラムが、前記コンピュータによって実行されたときに、前記コンピュータに、  When the wave data analysis program is executed by the computer, the computer
生物学的実体から反射された波データを受信し、  Receive wave data reflected from biological entities,
前記反射された波データに対する振幅を計算し、前記反射された波データに対する位相角を計算し、当該振幅及び位相角を使用して、グルコース・レベルを識別することによって、前記反射された波データを、前記生物学的実体内のグルコース・レベルと相関対応付け、  The reflected wave data is calculated by calculating an amplitude for the reflected wave data, calculating a phase angle for the reflected wave data, and using the amplitude and phase angle to identify a glucose level. To correlate with glucose levels in the biological entity;
前記モニタ上に前記グルコース・レベルを表示する、  Displaying the glucose level on the monitor;
各段階を実行させる、Let each stage run,
装置。apparatus. 波データを操作する方法において、生物学的実体から反射された波データを受信し、  In a method for manipulating wave data, receiving wave data reflected from a biological entity;
前記反射された波データを前記生物学的実体内の物質と相関関係付ける、  Correlating the reflected wave data with a substance in the biological entity;
各段階を含み、Including each stage,
前記相関付け段階が、  The correlating step comprises:
前記反射された波データについて振幅を計算する段階と、    Calculating an amplitude for the reflected wave data;
前記反射された波データについて位相角を計算する段階と、    Calculating a phase angle for the reflected wave data;
前記振幅及び位相角を使用して前記生物学的実体内のグルコース・レベルを識別する    Using the amplitude and phase angle to identify glucose levels within the biological entity
段階と、Stages,
を含み、Including
前記受信された波データによりピクセルの行列を形成する段階をさらに含み、  Further comprising forming a matrix of pixels from the received wave data;
振幅を計算する段階が、ピクセルを積分して、積分値を獲得する段階を含み、  Calculating the amplitude includes integrating the pixel to obtain an integral value;
グルコース・レベルを識別する段階が、前記積分値を、グルコース・レベルに一致させる段階を含み、  Identifying the glucose level comprises matching the integrated value to the glucose level;
一致させる段階が、ルックアップ・テーブルを用いる段階を含み、  The matching step includes using a lookup table;
前記ルックアップ・テーブルが、前記生物学的実体に対して較正される、  The lookup table is calibrated to the biological entity; 波データを操作する方法において、生物学的実体から反射された波データを受信し、
前記反射された波データを前記生物学的実体内の物質と相関関係付ける、
各段階を含み、
前記相関付け段階が、
前記反射された波データについて振幅を計算する段階と、
前記反射された波データについて位相角を計算する段階と、
前記振幅及び位相角を使用して前記生物学的実体内のグルコース・レベルを識別する
段階と、
を含み、
前記受信された波データに基づいて、ピクセルの行列を形成する段階を含む方法。
更に、前記行列の一部をマスキングする段階を含む、
方法。 In a method for manipulating wave data, receiving wave data reflected from a biological entity;
Correlating the reflected wave data with a substance in the biological entity;
Including each stage,
The correlation step comprises:
Calculating an amplitude for the reflected wave data;
Calculating a phase angle for the reflected wave data;
Using the amplitude and phase angle to identify glucose levels within the biological entity
Stages,
Including
Forming a matrix of pixels based on the received wave data.
Further comprising masking a portion of the matrix;
Method. データ記憶装置に接続されたコンピュータと、  A computer connected to the data storage device;
コンピュータにより読取り可能なコンピュータ・プログラムキャリアと、  A computer readable computer program carrier;
を含み、Including
前記コンピュータ内で波データを操作するための方法段階を実行するために前記コンピ  The compilation to perform method steps for manipulating wave data in the computer.
ュータによって実行可能な１つ又はそれよりも多い命令を具現化する波データを操作するManipulate wave data that embodies one or more instructions executable by a computer
ための装置において、In an apparatus for
前記方法が、  Said method comprises
生物学的実体から反射された波データを受信する段階と、  Receiving wave data reflected from a biological entity;
前記反射された波データを前記生物学的実体内の物質と相関関係付ける段階と、  Correlating the reflected wave data with a substance in the biological entity;
を含み、前記相関関係付け段階が、And the correlating step comprises:
前記反射された波データについて振幅を計算する段階と、    Calculating an amplitude for the reflected wave data;
前記反射された波データについて位相角を計算する段階と、    Calculating a phase angle for the reflected wave data;
前記振幅及び位相角を使用して前記生物学的実体内のグルコース・レベルを識別する    Using the amplitude and phase angle to identify glucose levels within the biological entity
段階と、Stages,
を含み、Including
前記コンピュータ内で波データを操作する段階が、更に、前記受信された波データからピクセルの行列を形成する段階を含み、  Manipulating wave data within the computer further comprises forming a matrix of pixels from the received wave data;
前記コンピュータ内で波データを操作する段階が、更に、前記行列の一部をマスキングする段階を含む、  Manipulating wave data in the computer further comprises masking a portion of the matrix.
装置。apparatus. 波データを操作する方法において、生物学的実体から反射された波データを受信し、  In a method for manipulating wave data, receiving wave data reflected from a biological entity;
前記反射された波データを前記生物学的実体内の物質と相関関係付ける、  Correlating the reflected wave data with a substance in the biological entity;
各段階を含み、Including each stage,
前記相関付け段階が、  The correlating step comprises:
前記反射された波データについて振幅を計算する段階と、    Calculating an amplitude for the reflected wave data;
前記反射された波データについて位相角を計算する段階と、    Calculating a phase angle for the reflected wave data;
前記振幅及び位相角を使用して前記生物学的実体内のグルコース・レベルを識別する    Using the amplitude and phase angle to identify glucose levels within the biological entity
段階と、Stages,
を含み、Including
前記生物学的実体が、虹彩及び瞳孔を有する眼を含み、  The biological entity includes an eye having an iris and a pupil;
更に、  Furthermore,
前記眼の瞳孔の周りの平均の明るさを計算し、  Calculate the average brightness around the pupil of the eye;
前記瞳孔の周りの前記明るさを基本線として用いて、前記虹彩をイコライズする、  Equalize the iris using the brightness around the pupil as a baseline;
段階を含み、Including stages,
更に、ホット・スポットを除去する段階を含む、  And further comprising removing hot spots.
方法。Method. データ記憶装置に接続されたコンピュータと、  A computer connected to the data storage device;
コンピュータにより読取り可能なコンピュータ・プログラムキャリアと、  A computer readable computer program carrier;
を含み、Including
前記コンピュータ内で波データを操作するための方法段階を実行するために前記コンピ  The compilation to perform method steps for manipulating wave data in the computer.
ュータによって実行可能な１つ又はそれよりも多い命令を具現化する波データを操作するManipulate wave data that embodies one or more instructions executable by a computer
ための装置において、In an apparatus for
前記方法が、  Said method comprises
生物学的実体から反射された波データを受信する段階と、  Receiving wave data reflected from a biological entity;
前記反射された波データを前記生物学的実体内の物質と相関関係付ける段階と、  Correlating the reflected wave data with a substance in the biological entity;
を含み、前記相関関係付け段階が、And the correlating step comprises:
前記反射された波データについて振幅を計算する段階と、    Calculating an amplitude for the reflected wave data;
前記反射された波データについて位相角を計算する段階と、    Calculating a phase angle for the reflected wave data;
前記振幅及び位相角を使用して前記生物学的実体内のグルコース・レベルを識別する    Using the amplitude and phase angle to identify glucose levels within the biological entity
段階と、Stages,
を含み、Including
前記コンピュータ内で波データを操作する段階が、更に、ホットスポットを除去する段階を含む、  Manipulating the wave data within the computer further comprises removing hot spots.
装置。apparatus. 波データを操作する方法において、生物学的実体から反射された波データを受信し、  In a method for manipulating wave data, receiving wave data reflected from a biological entity;
前記反射された波データを前記生物学的実体内の物質と相関関係付ける、  Correlating the reflected wave data with a substance in the biological entity;
各段階を含み、Including each stage,
前記相関付け段階が、  The correlating step comprises:
前記反射された波データについて振幅を計算する段階と、    Calculating an amplitude for the reflected wave data;
前記反射された波データについて位相角を計算する段階と、    Calculating a phase angle for the reflected wave data;
前記振幅及び位相角を使用して前記生物学的実体内のグルコース・レベルを識別する    Using the amplitude and phase angle to identify glucose levels within the biological entity
段階と、Stages,
を含み、Including
前記生物学的実体が、虹彩及び瞳孔を有する眼を含み、  The biological entity includes an eye having an iris and a pupil;
更に、  Furthermore,
前記眼の瞳孔の周りの平均の明るさを計算し、  Calculate the average brightness around the pupil of the eye;
前記瞳孔の周りの前記明るさを基本線として用いて、前記虹彩をイコライズする、  Equalize the iris using the brightness around the pupil as a baseline;
段階を含む、Including stages,
方法。Method. 波データを操作する方法において、生物学的実体から反射された波データを受信し、  In a method for manipulating wave data, receiving wave data reflected from a biological entity;
前記反射された波データを前記生物学的実体内の物質と相関関係付ける、  Correlating the reflected wave data with a substance in the biological entity;
各段階を含み、Including each stage,
前記相関付け段階が、  The correlating step comprises:
前記反射された波データについて振幅を計算する段階と、    Calculating an amplitude for the reflected wave data;
前記反射された波データについて位相角を計算する段階と、    Calculating a phase angle for the reflected wave data;
前記振幅及び位相角を使用して前記生物学的実体内のグルコース・レベルを識別する    Using the amplitude and phase angle to identify glucose levels within the biological entity
段階と、Stages,
を含み、Including
前記受信された波データに基づいて、ピクセルの行列を形成する段階を含み、  Forming a matrix of pixels based on the received wave data;
自動レベル制御を実行する段階をさらに含み、  Further comprising performing automatic level control;
前記自動レベル制御を実行する段階が、平均の所望の値を得るためにピクセル値を修正する段階を含む、  Performing the automatic level control includes modifying pixel values to obtain an average desired value;
方法。Method. 波データを操作する方法において、生物学的実体から反射された波データを受信し、  In a method for manipulating wave data, receiving wave data reflected from a biological entity;
前記反射された波データを前記生物学的実体内の物質と相関関係付ける、  Correlating the reflected wave data with a substance in the biological entity;
各段階を含み、Including each stage,
前記相関付け段階が、  The correlating step comprises:
前記反射された波データについて振幅を計算する段階と、    Calculating an amplitude for the reflected wave data;
前記反射された波データについて位相角を計算する段階と、    Calculating a phase angle for the reflected wave data;
前記振幅及び位相角を使用して前記生物学的実体内のグルコース・レベルを識別する    Using the amplitude and phase angle to identify glucose levels within the biological entity
段階と、Stages,
を含み、Including
前記生物学的実体が、皮膚を含む、  The biological entity includes skin;
方法。Method. 波データを操作する方法において、生物学的実体から反射された波データを受信し、  In a method for manipulating wave data, receiving wave data reflected from a biological entity;
前記反射された波データを前記生物学的実体内の物質と相関関係付ける、  Correlating the reflected wave data with a substance in the biological entity;
各段階を含み、Including each stage,
前記相関付け段階が、  The correlating step comprises:
前記反射された波データについて振幅を計算する段階と、    Calculating an amplitude for the reflected wave data;
前記反射された波データについて位相角を計算する段階と、    Calculating a phase angle for the reflected wave data;
前記振幅及び位相角を使用して前記生物学的実体内のグルコース・レベルを識別する    Using the amplitude and phase angle to identify glucose levels within the biological entity
段階と、Stages,
を含み、Including
前記生物学的実体が、爪床を含む、  The biological entity includes a nail bed,
方法。Method.
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