Неинвазивный датчик для определения функциональных характеристик роговицы, устройство, содержащее упомянутый датчик, и его применение



Неинвазивный датчик для определения функциональных характеристик роговицы, устройство, содержащее упомянутый датчик, и его применение
Неинвазивный датчик для определения функциональных характеристик роговицы, устройство, содержащее упомянутый датчик, и его применение
Неинвазивный датчик для определения функциональных характеристик роговицы, устройство, содержащее упомянутый датчик, и его применение
Неинвазивный датчик для определения функциональных характеристик роговицы, устройство, содержащее упомянутый датчик, и его применение
Неинвазивный датчик для определения функциональных характеристик роговицы, устройство, содержащее упомянутый датчик, и его применение
Неинвазивный датчик для определения функциональных характеристик роговицы, устройство, содержащее упомянутый датчик, и его применение

 


Владельцы патента RU 2576370:

КОНСЕХО СУПЕРИОР ДЕ ИНВЕСТИГАСИОНЕС СЬЕНТИФИКАС (КСИС) (ES)
УНИВЕРСИДАД ДЕ ВАЛЬЯДОЛИД (ES)

Группа изобретений относится к области медицины. Датчик для измерения импеданса содержит n микроэлектродов, расположенных на подложке, при этом n составляет от 4 до 30. Размер и схема расположения микроэлектродов подходят для того, чтобы микроэлектроды контактировали с роговицей одновременно. Микроэлектроды выбирают для выполнения измерения группами по 4 в виде 2 внешних микроэлектродов и 2 внутренних микроэлектродов. Устройство для измерения импеданса содержит датчик, соединенный с оборудованием для многочастотного измерения импеданса. Применение датчика и устройства для измерения импеданса с целью определения функциональных характеристик роговицы. Применение данной группы изобретений позволит повысить точность диагностики состояния роговицы. 4 н. и 24 з.п. ф-лы, 5 ил., 1 табл.

 

Цель изобретения

Целью настоящего изобретения является датчик и устройство, содержащее упомянутый датчик, для получения полезных данных для диагностики состояния роговицы неинвазивным способом.

В частности, целью изобретения является устройство, которое позволяет измерять импеданс роговицы на разных частотах, чтобы установить корреляцию между импедансом и проницаемостью эндотелия и эпителия и степенью стромальной гидратации, для определения тем самым функциональных характеристик роговицы.

Существующий уровень техники

Роговица является прозрачной полусферической структурой, расположенной перед глазом, которая допускает прохождение света и защищает радужную оболочку и хрусталик. Последний имеет форму вогнутого диска со средним диаметром 11,5 мм для человека и обладает важными преломляющими оптическими свойствами, обеспечивающими приблизительно 70% от общей фокусирующей способности глаза.

Роговица состоит из трех слоев: внешний слой является эпителием роговицы, состоящим из многослойного неороговевающего эпителия с очень высокой регенерационной способностью, промежуточный слой является стромой, самым большим слоем из трех, и однослойный эндотелий является внутренним слоем, состоящим из единственного слоя клеток. Две мембраны, отделяющие строму от двух других слоев роговицы, различаются следующим образом: Десцеметова оболочка, отделяющая строму от эндотелия, и Боуменова мембрана, отделяющая строму от эпителия.

Эпителий составляет 10% суммарной толщины роговицы (приблизительно 550 микрометров для человека) и образован несколькими слоями клеток, действующими как защитный барьер против внешних факторов. Транспорт ионов сквозь клетки эпителиального слоя является одним из свойств, ответственных за регуляцию функционирования роговицы.

Строма человека образована 200-250 слоями коллагеновых волокон, расположенных параллельно поверхности роговицы. Строма, в конечном итоге, отвечает за биомедицинские свойства роговицы, а также ее кривизну и прозрачность. Для сохранения своей прозрачности строма не содержит капилляров для питания роговицы, так что питательные вещества подаются сквозь эпителий и эндотелий. С другой стороны, степень гидратации стромы непосредственно связана с прозрачностью роговицы, пребывающей в постоянном состоянии дегидратации.

Эндотелий состоит из монослоя кубовидных клеток, образующих гексагональную мозаику, и поддерживает прозрачность ткани путем регуляции стромальной гидратации. С одной стороны, существует поток за счет диффузии между эндотелиальными клетками, регулируемой соединениями между клетками (плотными соединениями). С другой стороны, эндотелиальные клетки специализируются на выкачивании воды из стромы в стекловидное тело и тем самым создают активный поток посредством жидкостного насоса и обеспечивают гомеостаз роговицы. В отличие от эпителия, особенностью эндотелия роговицы является его неспособность к регенерации клеток. Упомянутая особенность приводит к потере клеточной популяции с возрастом, а также уменьшению их толщины, так как клетки вынуждены покрывать всю заднюю поверхность роговицы, что в результате приводит к потере последней способности регулировать стромальную гидратацию. Упомянутое старение может происходить особенно тяжело при дистрофиях и в результате заболевания, операции глаза или применения глазных лекарств.

На фиг.1 показаны разные слои, составляющие роговицу, а также основные механизмы регуляции степени стромальной гидратации: диффузия сквозь эпителий, диффузия и откачивание сквозь эндотелий. Хотя исследование проницаемости данных слоев представляет большой интерес с клинической точки зрения, до настоящего времени проводились исследования только на основе измерений in vitro, обычно на тканях, изъятых и помещенных в специальные сенсорные устройства. Проведены также некоторые исследования, в ходе которых выполнялись измерения in vivo на животных, но с использованием высокоинвазивных способов, которые обычно предполагают повреждение ткани для дальнейших исследований и невозможность выполнения данных измерений в клинике на пациентах. В клинической практике часто применяют измерение толщины роговицы (пахиметрию) в качестве косвенного измерения дисфункции роговицы.

Исследование пассивных электрических свойств разных слоев роговицы широко применяют при исследованиях in vitro для оценки их проницаемости. Однако способы, применяемые при упомянутых исследованиях, не применимы для измерений in vivo. Клеточные и неклеточные среды имеют разные свойства по отношению к электрическому току. В общем, ткани состоят из клеток, внедренных во внеклеточную среду. При низких частотах, <1 кГц, ток распределен во внеклеточной среде (по существу, ионном растворе с резистивными свойствами), а при высоких частотах, >100 кГц, ток может проходить сквозь клеточные оболочки и внутриклеточную среду (свойства мембраны являются емкостными, и внутриклеточная среда является резистивной). На фиг.2 графически показано упомянутое различие свойств в зависимости от частоты. На основании приведенных свойств биологических тканей состояние разных слоев роговицы можно анализировать с использованием измерений, основанных на пассивных электрических свойствах роговицы, например в случае измерений импеданса.

Сущность изобретения

Настоящее изобретение предлагает датчик для измерения импеданса, пригодный для определения функциональных характеристик роговицы, а также устройство, содержащее упомянутый датчик.

В связи с этим первый аспект изобретения относится к датчику для измерения импеданса, содержащему n микроэлектродов, при этом n составляет от 4 до 30, упомянутые микроэлектроды расположены на подложке, размер и схема расположения микроэлектродов подходят для того, чтобы микроэлектроды контактировали с роговицей одновременно, и причем микроэлектроды выбирают для выполнения измерения группами по 4 в виде 2 внешних микроэлектродов и 2 внутренних микроэлектродов.

Второй аспект настоящего изобретения относится к устройству для измерения импеданса, содержащему вышеописанный датчик и многочастотное оборудование для измерения импеданса, соединенное либо физически, проводами, либо телеметрическими средствами с упомянутым датчиком.

Третий аспект изобретения относится к применению вышеописанных датчика или устройства, содержащего упомянутый датчик, для измерения импеданса с целью определения функциональных характеристик роговицы.

Термин «микроэлектроды» относится к микроэлектродам, которые нуждаются только в контакте с поверхностью роговицы, для измерения импеданса. С другой стороны, формулировка «подходящие размер и конфигурация, чтобы они контактировали с роговицей одновременно» означает, что для успешного измерения импеданса все применяемые микроэлектроды должны иметь электрический контакт с роговицей, что предполагает ограничения на размер и схему относительного расположения микроэлектродов.

Для выполнения измерения датчик в соответствии с изобретением подсоединяют к оборудованию для измерения импеданса. Данные устройства работают посредством подачи электрического тока в среду, импеданс которой подлежит измерению микроэлектродами, при этом вызванный электрический потенциал одновременно снимают другими микроэлектродами. На основании упомянутых данных вычисляют импеданс ткани.

Получены доказательства, что повышение проницаемости в эндотелиальном и эпителиальном слоях, которые образованы клетками, обусловлено обычно увеличением внутриклеточных пространств или уменьшением числа клеток, что вызывает снижение импеданса. Упомянутое повышение проницаемости эндотелиального и эпителиального слоев, в свою очередь, вызывает усиление стромальной гидратации, что также имеет следствием снижение импеданса вследствие повышения ионной концентрации.

Оборудование для измерения импеданса содержит средство для подачи электрического тока переменной частоты в роговицу и средство для одновременного съема вызванного потенциала, чтобы получать данные об импедансе ткани при многочастотном измерении в диапазоне 10 Гц-1 МГц.

Измерения, выполняемые в разных частотных диапазонах и с подходящими микроэлектродами, приводят к значениям импеданса, которые позволяют получать выводы относительно функционального состояния разных слоев роговицы.

Наблюдения показали, что в случае частоты <1 кГц измеренная проводимость зависит главным образом от проводимости эпителиального слоя. Вследствие низкой проводимости упомянутого слоя при низких частотах величина электрического тока, который может протекать через упомянутый слой, фактически равна нулю, так что регистрируемое падение напряжения зависит от проводимости эпителия роговицы.

В частотном диапазоне >1 кГц и <100 кГц анализ измерения импеданса усложняется, так как включает в себя несколько факторов. Проводимость клеточных слоев (эпителия и эндотелия) на два порядка величины выше, чем проводимость остальных слоев, что допускает протекание тока значительной величины в бесклеточные слои (строму и стекловидное тело). С другой стороны, проводимость стекловидного тела выше, чем проводимость стромы, и поэтому электрический ток будет стремиться к протеканию через данный слой. Величина тока, который может пересекать эндотелий и распространяться через стекловидное тело, непосредственно зависит от проводимости эндотелия, а также от его проницаемости. Следовательно, если ток, распространяющийся через стекловидное тело, увеличивается, то регистрируемый импеданс снижается, что указывает на повышение проницаемости эндотелия.

Если частота изменяется в диапазоне >100 кГц, то электрический ток способен протекать сквозь клетки, так что измерение импеданса зависит от проводимости стромы и стекловидного тела, так как они являются более крупными слоями. Проводимость стекловидного тела можно считать постоянной, так что изменения измеренного импеданса связаны с изменениями проводимости стромы, и данные изменения, в свою очередь, зависят от степени их гидратации.

В конкретном варианте осуществления изобретения микроэлектроды расположены на подложке планарно.

В другом конкретном варианте осуществления изобретения датчик содержит 10 микроэлектродов.

Проводящие микроэлектроды могут быть выполнены из металлического или неметаллического материала, предпочтительно из биосовместимого материала.

В конкретном варианте осуществления изобретения микроэлектроды выполнены из металлического материала, выбранного из золота, платины, никеля, алюминия, титана, нитрида титана, хрома и их возможных сплавов.

В другом конкретном варианте осуществления изобретения микроэлектроды выполнены из неметаллического материала, выбранного из углеродных нанотрубок, графена и проводящих полимеров.

Упомянутые микроэлектроды могут быть модифицированы с использованием технологических процессов, которые повышают рабочие характеристики микроэлектродов. Поэтому, например, возможно осаждение углеродных нанотрубок или электроосаждение черной платины золота для улучшения контакта с тканью и возможно осаждение гидрогелей, например полигидроксиметилметакрилата (pHEMA), для стабилизации вышеописанных технологических процессов.

В другом конкретном варианте осуществления изобретения упомянутые микроэлектроды имеют удлиненную форму и расположены параллельно вдоль их длинной стороны, при этом микроэлектроды сконфигурированы либо для подачи электрического тока, либо для измерения потенциала.

С другой стороны, подложка, на которой расположены микроэлектроды, выполнена из биосовместимого материала и может быть жесткой или гибкой, предпочтительно прозрачной, что позволяет человеку выполнять измерение, с наблюдением за тем, контактируют ли микроэлектроды с поверхностью роговицы. Аналогично жесткая подложка может быть, по существу, плоской или иметь угол искривления, который позволяет подогнать подложку к поверхности роговицы. В случае жесткой подложки материал выбирают из кремния, карбида кремния, стекла и ПП (печатной платы из материала RF4). В случае гибкой подложки материал выбирают из полимеров, например: SU8, полиметилметакрилата (PMMA), полидиметилсилоксана (PDMS), полиимида, полиэтиленнафталата (PEN), полиэтилентерефтала (PET), полистирола, циклоолефинового полимера (COP) и поликарбоната.

В конкретном варианте осуществления изобретения подложка является жесткой, и микроэлектроды имеют длину 2 мм и ширину 0,3 мм.

В другом конкретном варианте осуществления изобретения подложка является гибкой, и микроэлектроды имеют длину 1 мм и ширину 0,3 мм.

В конкретном варианте осуществления изобретения, обозначенном как «вариант осуществления 1», датчик для измерения импеданса содержит n микроэлектродов, при этом n составляет от 4 до 30, расположенных на подложке, причем размер и схема расположения микроэлектродов подходят для того, чтобы микроэлектроды контактировали с роговицей одновременно, и причем микроэлектроды выбирают для выполнения измерения группами по 4 в виде 2 внешних микроэлектродов и 2 внутренних микроэлектродов.

Вариант осуществления 2. Датчик для измерения импеданса в соответствии вариантом осуществления 1, в котором микроэлектроды расположены на подложке планарно.

Вариант осуществления 3. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-2, в котором датчик содержит 10 микроэлектродов.

Вариант осуществления 4. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-2, в котором микроэлектроды выполнены из металлического материала, выбранного из золота, платины, никеля, алюминия, титана, нитрида титана, хрома и их возможных сплавов.

Вариант осуществления 5. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-3, в котором микроэлектроды выполнены из неметаллического материала, выбранного из углеродных нанотрубок, графена и проводящих полимеров.

Вариант осуществления 6. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-5, в котором микроэлектроды имеют удлиненную форму и расположены параллельно вдоль их длинной стороны.

Вариант осуществления 7. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-6, в котором ширина We каждого электрода составляет от 0,03 мм до 1 мм.

Вариант осуществления 8. Датчик для измерения импеданса по варианту осуществления 7, в котором ширина We каждого электрода равна 0,3 мм.

Вариант осуществления 9. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-8, в котором длина Le электрода составляет от 0,03 мм до 11 мм.

Вариант осуществления 10. Датчик для измерения импеданса по варианту осуществления 9, в котором длина Le электрода равна 1 мм или 2 мм.

Вариант осуществления 11. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-10, в котором ширина узла электродов, выбранных для выполнения измерения, или расстояние между средними линиями внешних микроэлектродов, Ws, составляет от 0,2 мм до 11 мм.

Вариант осуществления 12. Датчик для измерения импеданса по варианту осуществления 11, в котором ширина узла электродов, выбранных для выполнения измерения, или расстояние между средними линиями внешних микроэлектродов, Ws, равна 1 мм для эпителия, 1,8 мм для стромы и 5 мм для эндотелиального слоя.

Вариант осуществления 13. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-12, в котором отношение микроэлектродного зазора, Nre=Sei/Se, где Sei является расстоянием между средними линиями внутренних микроэлектродов, и Se является расстоянием между средними линиями внутреннего электрода и ближайшего внешнего электрода, составляет от 0,1 до 20.

Вариант осуществления 14. Датчик для измерения импеданса по варианту осуществления 13, в котором отношение микроэлектродного зазора, Nre, равно 3.

Вариант осуществления 15. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-14, в котором подложка, на которой расположены микроэлектроды, выполнена из жесткого материала, выбранного из кремния, карбида кремния, стекла и ПП (печатной платы из материала RF4).

Вариант осуществления 16. Датчик для измерения импеданса по варианту осуществления 15, в котором микроэлектроды имеют длину 2 мм и ширину 0,3 мм.

Вариант осуществления 17. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-14, в котором подложка, на которой расположены микроэлектроды, выполнена из гибкого материала, выбранного из материала SU8, полиметилметакрилата (PMMA), полидиметилсилоксана (PDMS), полиимида, полиэтиленнафталата (PEN), полиэтилентерефтала (PET), полистирола, циклоолефинового полимера (COP) и поликарбоната.

Вариант осуществления 18. Датчик для измерения импеданса по варианту осуществления 17, в котором микроэлектроды имеют длину 1 мм и ширину 0,3 мм.

Вариант осуществления 19. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 15-18, в котором подложка является прозрачной.

Вариант осуществления 20. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-19, в котором датчик выполнен в форме линзы с приспособлением к опоре или с приспособлением к контейнеру, который может вмещать изолированные роговицы.

Вариант осуществления 21. Устройство для измерения импеданса, содержащее датчик по любому из вариантов осуществления 1-20 и оборудование для многочастотного измерения импеданса.

Вариант осуществления 22. Устройство для измерения импеданса по варианту осуществления 21, в котором датчик и оборудование для многочастотного измерения импеданса соединены проводами.

Вариант осуществления 23. Устройство для измерения импеданса по варианту осуществления 21, в котором датчик и оборудование для многочастотного измерения импеданса соединены телеметрическими средствами.

Вариант осуществления 24. Применение датчика по любому из вариантов осуществления 1-20 или устройства, содержащего упомянутый датчик, по любому из вариантов осуществления 21-23, для измерения импеданса с целью определения функциональных характеристик роговицы.

Вариант осуществления 25. Применение датчика по варианту осуществления 24 для определения функциональных характеристик эпителия, при этом, ширина выбранного узла электродов, Ws, меньше чем 1,5 мм и частота, при которой выполняют измерение, ниже чем 1 кГц.

Вариант осуществления 26. Применение датчика по варианту осуществления 24 для определения функциональных характеристик эндотелия, при этом ширина выбранного узла электродов, Ws, больше чем 3 мм и частота, при которой выполняют измерение, содержится в диапазоне от 1 кГц до 100 кГц.

Вариант осуществления 27. Применение датчика по варианту осуществления 24 для определения функциональных характеристик стромы, при этом ширина выбранного узла электродов, Ws, содержится в диапазоне от 1,5 мм до 3 мм и частота, при которой выполняют измерение, выше чем 100 кГц.

На фиг.3А показана диаграмма разных слоев, определяющих датчик, подложку и микроэлектроды.

Датчик может выполняться разными способами для его реализации с целью выполнения измерений импеданса. Предполагается возможность изготовления датчика в форме линзы с приспособлением датчика к держателю или к контейнеру, который может вмещать изолированные роговицы.

Получены также доказательства, что измеренные значения импеданса зависят от геометрии применяемых микроэлектродов. Аналогично вклад электрических свойств каждого слоя роговицы в суммарный измеренный импеданс различается. Можно утверждать, что слои, расположенные ближе к микроэлектродам, обладают более высокой чувствительностью, так что изменение их электрических свойств будет приводить к большему изменению суммарного импеданса. Поэтому глубина выполняемого измерения зависит от относительного расстояния между микроэлектродами.

Датчик в соответствии с настоящим изобретением имеет преимущество в том, что измерение импеданса роговицы на разных частотах для установления корреляции между импедансом и проницаемостью эндотелия и эпителия и степенью стромальной гидратации можно выполнить с использованием одного и того же вышеописанного датчика посредством подходящего сочетания четырех микроэлектродов из нескольких микроэлектродов, присутствующих в датчике, так как датчик позволяет модулировать величину относительного расстояния между микроэлектродами. Поэтому на фиг.3B показано, как применение разных микроэлектродов позволяет определять проницаемость разных слоев роговицы. Конструкция и применение микроэлектродов соответствует некоторым параметрам.

Максимальные и минимальные значения параметров, определяющих геометрию микроэлектродов, указаны ниже, и обеспечены оптимальные значения, при которых датчик определяет изменения в трех основных слоях роговицы. На фиг.4 показаны упомянутые параметры датчика, сформированного десятью микроэлектродами. В случае, если микроэлектроды имеют одинаковую длину и ширину и расположены параллельно 2 внешним микроэлектродам (I+, I-) и 2 внутренним микроэлектродам (V+, V-), при этом возможна также схема расположения микроэлектродов как внешних микроэлектродов (V+, V-) и 2 внутренних микроэлектродов (I+, I-). Смотри фиг.5.

Параметры:

We означает ширину каждого электрода и составляет от 0,03 мм до 1 мм, предпочтительно равно 0,3 мм,

Le означает длину электрода и составляет от 0,03 мм до 11 мм, предпочтительно равно 1 мм или 2 мм,

Ws означает ширину узла электродов, выбранных для выполнения измерения, или расстояние между средними линиями внешних микроэлектродов и составляет от 0,2 мм до 11 мм. Предпочтительное значение данного параметра зависит от слоя, о котором требуется получить информацию, предпочтительно равное 5 мм в случае эндотелиального слоя, 1 мм в случае эпителия и 1,8 мм в случае стромы.

Nre означает отношение микроэлектродного зазора, при этом Nre=Sei/Se, где Sei является расстоянием между средними линиями внутренних микроэлектродов, и Se является расстоянием между средними линиями внутреннего электрода и ближайшего внешнего электрода и составляет от 20 до 0,1, предпочтительно 3.

С другой стороны, получены доказательства, что при изменении ширины датчика Ws изменяется чувствительность датчика к конкретному слою, так как данный параметр определяет глубину измерения. С изменением ширины датчика вышеописанные частотные диапазоны немного изменяются с перемещением к более высоким частотам при уменьшении ширины датчика.

При использовании датчиков с шириной Ws>3 мм можно определять изменения в трех слоях роговицы.

При использовании датчиков с шириной 1,5 мм<Ws<3 мм можно определять изменения в строме и эпителии, при этом данный диапазон оптимален для определения изменений проводимости стромы.

При использовании датчиков с шириной Ws<1,5 мм можно определять изменения только в эпителиальном слое.

Как поясняется выше, функциональное состояние каждого слоя роговицы коррелируется с измерением импеданса роговицы в зависимости от ширины (Ws) узла выбранных электродов и частоты, при которой выполняют измерение. Поэтому ниже приведена сводная таблица значений упомянутых двух параметров для случая с каждым слоем роговицы.

Эпителий Эндотелий Строма
Ws Ws<1,5 мм Ws>3 мм 1,5 мм<Ws<3 мм
Частота Частота <1 кГц 1 кГц < Частота < 100 кГц Частота >100 кГц

Краткое описание чертежей

Фиг.1 - схематическое изображение разных слоев, образующих роговицу (слез, клеточного эпителия, неклеточной стромы, клеточного эндотелия и стекловидного тела), и основных механизмов регуляции степени стромальной гидратации. Жирная линия изображает поток посредством диффузии стекловидного тела в строму сквозь эндотелий, штриховая линия изображает поток выкачиванием из стромы в стекловидное тело сквозь эндотелий, и наполовину штриховая линия изображает поток посредством диффузии слез в строму сквозь эпителий.

Фиг.2 - схематическое изображение свойств электрического тока при разных частотах при протекании сквозь клеточные слои. Штриховые линии представляют низкие частоты, <1 кГц, и наблюдается, что ток распределен во внеклеточной среде. Жирные линии представляют высокие частоты, >100 кГц, и наблюдается, что ток протекает сквозь клеточную оболочку и внутриклеточную среду.

Фиг.3A - схема разных слоев, определяющих датчик, подложку и микроэлектроды. Фиг.3B представляет, как применения одного и того же датчика посредством удобного сочетания микроэлектродов из нескольких микроэлектродов, присутствующих в датчике, позволяет току распространяться в разные слои роговицы.

Фиг.4 - изображение примера датчика с 10 микроэлектродами, с описанием разных параметров геометрии датчика: We, ширины микроэлектрода; Le, длины микроэлектрода; Ws, ширины узла микроэлектродов, выбранных для выполнения измерения; Se, расстояния между средними линиями внутреннего микроэлектрода и ближайшего внешнего микроэлектрода; Sei, расстояния между средними линиями внутренних микроэлектродов.

Фиг.5 - изображение примера датчика, сформированного четырьмя микроэлектродами, расположенными на подложке, с подробным описанием двух внешних микроэлектродов (I+, I-) и двух внутренних микроэлектродов (V+, V-) для четырехточечного измерения импеданса.

Описание предпочтительного варианта осуществления

Предпочтительный вариант осуществления устройства, являющегоя целью изобретения, описан ниже со ссылкой на прилагаемые чертежи.

В приведенном примере применен датчик с 10 микроэлектродами, выполненными из золота, осажденного на стеклянной подложке. Для предотвращения следов, обусловленных электрическим контактом с роговицей, микроэлектроды были покрыты изолирующим слоем SiO2-Si3N4 (300 нм + 700 нм). Форма микроэлектродов и изолирующего слоя образована с использованием фотолиторафических способов, стандартных среди способов микротехнологий.

Корреляцию между результатами измерения импеданса роговицы и функционированием разных слоев роговицы проверяли путем экспериментальных испытаний на кроликах. Поэтому функциональные изменения в роговице создавали посредством введения бензалкония хлорида (ВАС), разбавленного до 0,05% по объему. Данное соединение разрывает соединения между клетками и, тем самым, повышает проницаемость слоев роговицы.

Для обнаружения изменений в эпителиальном слое выбрали конфигурацию микроэлектродов с Ws 1 мм и Nre 3. Оборудование для измерения импеданса подводило ток 10 мкА, 100 Гц, между внешними микроэлектродами и регистрировало разность потенциалов на внутренних микроэлектродах с получением, тем самым, результата измерения импеданса роговицы. Результат измерения, полученный при 100 Гц, составлял 10 кОм ± 2 кОм для здоровой роговицы и 4 кОм ± 1 кОм для роговицы с измененным эпителиальным слоем. При повторении того же способа для обнаружения изменений в эндотелиальном слое выбрали конфигурацию микроэлектродов с Ws 5 мм и Nre 3, и при 10 кГц были получены результат измерения 2 кОм ± 0,5 кОм для здоровой роговицы и результат измерения 200 Ом ± 100 Ом для роговицы с измененным эндотелиальным слоем. С помощью того же экспериментального способа измерили повышение стромальной гидратации из-за повышения проницаемости эндотелия роговицы. С данной целью выбрали конфигурацию микроэлектродов с Ws 1,8 мм и Nre 3, при этом при 1 МГц получили результат измерения 250 Ом ± 20 Ом для здоровой роговицы и результат измерения 80 Ом ± 20 Ом для роговицы с измененным стромальным слоем.

1. Датчик для измерения импеданса, содержащий n микроэлектродов, расположенных на подложке, при этом n составляет от 4 до 30, причем размер и схема расположения микроэлектродов подходят для того, чтобы микроэлектроды контактировали с роговицей одновременно, и причем микроэлектроды выбирают для выполнения измерения группами по 4 в виде 2 внешних микроэлектродов и 2 внутренних микроэлектродов.

2. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором микроэлектроды расположены на подложке планарно.

3. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором датчик содержит 10 микроэлектродов.

4. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором микроэлектроды выполнены из металлического материала, выбранного из золота, платины, никеля, алюминия, титана, нитрида титана, хрома и их возможных сплавов.

5. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором микроэлектроды выполнены из неметаллического материала, выбранного из углеродных нанотрубок, графена и проводящих полимеров.

6. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором микроэлектроды имеют удлиненную форму и расположены параллельно вдоль их длинной стороны.

7. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором ширина We каждого микроэлектрода составляет от 0,03 мм до 1 мм.

8. Датчик для измерения импеданса по п. 7, в котором ширина We каждого микроэлектрода равна 0,3 мм.

9. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором длина Le микроэлектрода составляет от 0,03 мм до 11 мм.

10. Датчик для измерения импеданса по п. 9, в котором длина Le микроэлектрода равна 1 мм или 2 мм.

11. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором ширина группы микроэлектродов, выбранных для выполнения измерения, или расстояние между средними линиями внешних микроэлектродов, Ws, составляет от 0,2 мм до 11 мм.

12. Датчик для измерения импеданса по п. 11, в котором ширина группы микроэлектродов, выбранных для выполнения измерения, или расстояние между средними линиями внешних микроэлектродов, Ws, равно 1 мм для слоя эпителия роговицы, 1,8 мм для стромы и 5 мм для эндотелиального слоя роговицы.

13. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором отношение микроэлектродного зазора Nre=Sei/Se, где Sei является расстоянием между средними линиями внутренних микроэлектродов, и Se является расстоянием между средними линиями внутреннего микроэлектрода и ближайшего внешнего микроэлектрода, составляет от 0,1 до 20.

14. Датчик для измерения импеданса по п. 13, в котором отношение микроэлектродного зазора, Nre, равно 3.

15. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором подложка, на которой расположены микроэлектроды, выполнена из жесткого материала, выбранного из кремния, карбида кремния, стекла и материала RF4.

16. Датчик для измерения импеданса по п. 15, в котором микроэлектроды имеют длину 2 мм и ширину 0,3 мм.

17. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором подложка, на которой расположены микроэлектроды, выполнена из гибкого материала, выбранного из материала SU8, полиметилметакрилата (РММА), полидиметилсилоксана (PDMS), полиимида, полиэтиленнафталата (PEN), полиэтилентерефтала (PET), полистирола, циклоолефинового полимера (СОР) и поликарбоната.

18. Датчик для измерения импеданса по п. 17, в котором микроэлектроды имеют длину 1 мм и ширину 0,3 мм.

19. Датчик для измерения импеданса по любому из пп. 15-18, в котором подложка является прозрачной.

20. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором датчик выполнен в форме линзы с приспособлением к опоре или с приспособлением к контейнеру, который может вмещать изолированные роговицы.

21. Устройство для измерения импеданса, содержащее датчик по любому из пп. 1-20, соединенный с оборудованием для многочастотного измерения импеданса.

22. Устройство для измерения импеданса по п. 21, в котором датчик и оборудование для многочастотного измерения импеданса соединены проводами.

23. Устройство для измерения импеданса по п. 21, в котором датчик и оборудование для многочастотного измерения импеданса соединены телеметрическими средствами.

24. Применение датчика по любому из пп. 1-20 для измерения импеданса с целью определения функциональных характеристик роговицы.

25. Применение датчика по п. 24 для определения функциональных характеристик слоя роговицы эпителия, при этом ширина выбранной группы микроэлектродов Ws меньше чем 1,5 мм и частота, при которой выполняют измерение, ниже чем 1 кГц.

26. Применение датчика по п. 24 для определения функциональных характеристик слоя эндотелия роговицы, при этом ширина выбранной группы микроэлектродов Ws больше чем 3 мм и частота, при которой выполняют измерение, содержится в диапазоне от 1 кГц до 100 кГц.

27. Применение датчика по п. 24 для определения функциональных характеристик слоя стромы роговицы, при этом ширина выбранной группы микроэлектродов Ws содержится в диапазоне от 1,5 мм до 3 мм и частота, при которой выполняют измерение, выше чем 100 кГц.

28. Применение устройства для измерения импеданса по любому из пп. 21-23 для определения функциональных характеристик роговицы.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к медицинской технике. Биотехническая система контроля биоимпеданса состоит из ЭВМ и мобильного блока, содержащего активный и пассивный электроды и их токоподводы, электронный модуль, аккумуляторный блок питания и беспроводный интерфейс, подключенный к выходу электронного модуля и осуществляющий через радиоканал связь мобильного блока с ЭВМ.

Группа изобретений относится к ветеринарии и касается управления состоянием массы домашнего животного, в частности кошек и собак. Предложенные варианты способа включают предварительное определение безжировой массы тела или телесного жира с учетом выбранных физических данных домашнего животного и расчетом показателей по определенным уравнениям.

Изобретение относится к медицине, диагностике, способам измерения кожно-гальванической реакции в наружных слуховых проходах. Способ может быть использован для контроля состояния бодрствования и сна слушающего и управления воспроизведением в зависимости от уровня восприятия слушающего.

Изобретение относится к медицине и может быть использовано в педиатрии, неврологии, неонатологии. Способ прогнозирования риска развития неврологического дефицита у доношенных новорожденных с гипоксически-ишемическим поражением головного мозга включает клиническое и нейросонографическое выявление тяжелых проявлений на 2-12 сутки жизни ребенка.
Изобретение относится к медицине, телемедицине, флебологии, физиологии. Проводят исследование напряжения путем измерения потенциалов с помощью электродов, подсоединенных к вольтметру, в участках, расположенных в области кожных покровов бедра и голени с локализацией расширенных подкожных вен.
Изобретение относится к медицине, диагностике, может быть использовано для комплексной скрининг-оценки состояния здоровья пациентов. Аппаратно-программный комплекс оценки функциональных резервов организма включает хотя бы одно терминальное устройство (ТУ) пациента - компьютер с загруженным программным приложением для психологического тестирования, хранилищем данных с базами данных (БД) пациентов, их антропометрических показателей, результатов выполненных тестов, БД тестов, БД текстовых, графических и звуковых объектов, используемых в тестах.

Изобретение относится к медицине, функциональной диагностике и может быть использовано для доклинического, доврачебного обследования, определения функционального состояния органов и систем организма, постановки предварительного диагноза.

Изобретение относится к медицине, электропунктурной скрининг-диагностике и может быть использован в различных областях медицины, психологии, спорта, где требуется мониторирование состояния человека на длительном промежутке времени с оперативной коррекцией его показателей.

Изобретение относится к медицинской технике. Устройство для коррекции характеристик сна содержит датчик для регистрации электродермальной активности ЭДА, связанный с блоками анализа и выделения сигналов кожно-гальванической реакции КГР, генератор стимулирующих электрических импульсов, накожные электроды и модуль управления.

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к средствам для проведения сердечно-легочной реанимации человека. Устройство для контроля сердечно-легочной реанимации содержит ультразвуковой преобразователь, блок электродов, подключенных через интерфейс к процессору, связанному с дисплеем, блоком памяти, звуковым сигнализатором, блоком светодиодных сигнализаторов, блоком связи с центральным пультом управления, блоком выбора режима работы, блоком связи с Интернет и, через USB-интерфейс, с блоком программного обеспечения верхнего уровня.

Изобретение относится к медицинской технике. Способ измерения сопротивления участка тела человека по двум каналам реализуют с помощью реографа, содержащего два четырехконтактных датчика (1, 2), генератор высокочастотных сигналов (4) и блок обработки и отображения (5). При этом используют первый (6) и второй (7) синхронные детекторы. Первый датчик (1) измеряет сопротивление вдоль артерий и вен участка тела, второй датчик (2) - поперек артерий и вен того же самого участка тела. Высокочастотное напряжение второго сигнального выхода генератора (4) сдвинуто по фазе относительно высокочастотного напряжения первого сигнального выхода на 90 градусов. Первый сигнальный выход генератора (4) подает напряжение на токовые контакты первого датчика (1), второй сигнальный выход генератора (4) - на токовые контакты второго датчика (2). Потенциальные контакты первого датчика (1) подают напряжение на вход первого синхронного детектора (6), потенциальные контакты второго датчика (2) - на вход второго синхронного детектора (7). Вход управления первого синхронного детектора (6) управляется первым сигнальным выходом генератора (4), вход управления второго синхронного детектора (7) - вторым сигнальным выходом генератора (4). Выходы синхронных детекторов (6, 7) подают напряжения на входы блока обработки и отображения (5), который подсчитывает разностный Up=U1*k-U2*(1-k) и суммарный Uc=U1*k+U2*(1-k) сигналы, где U1 и U2 - выходные сигналы первого (6) и второго (7) синхронных детекторов, коэффициент k лежит в диапазоне от 0 до 1 и непрерывно подстраивается блоком обработки и отображения (5) таким образом, чтобы среднее значение сигнала Up за интервал времени 10 секунд было равно нулю. При попадании коэффициента k в диапазон от 0 до 0,1 или от 0,9 до 1 блок обработки и отображения (5) выдает сигнал о неисправности контактного датчика. Блок обработки и отображения (5) подсчитывает сопротивление тела Rв человека вдоль артерий и вен Rв=Uр/Iв и сопротивление Rп поперек артерий и вен Rп=Uс/Iп, где Iв и Iп - высокочастотные токи, протекающие по первому и второму сигнальному выходу генератора (4). Блок обработки и отображения (5) формирует двумерный график, вдоль вертикальной оси которого откладывается сопротивление Rв, вдоль горизонтальной оси - Rп. Достигается повышение точности измерения пульсовой волны за счет обеспечения возможности записи изменения сопротивления тела человека отдельно от пульсовой волны в сосудах (артериях и венах) и от изменения наполнения капилляров. 1 ил.
Варианты изобретения относятся к медицине, фтизиатрии. Диагностируют туберкулезный спондилит путем использования рентгеновской компьютерной томографии (РКТ) или магнитно-резонансной томографии (МРТ). При этом при РКТ идентифицируют наличие таких признаков, как деструкция тела позвонка на две трети его высоты (Дркт) и односторонняя паравертебральная тень (Тркт). Наличие признака обозначают как «1», отсутствие - как «0», полученные значения признаков подставляют в уравнение дискриминантного анализа: -1,34+1,70×Дркт+1,43×Тркт. При значении уравнения >0,42 ставят диагноз «туберкулезный спондилит», <0,42 диагноз «туберкулезный спондилит» отвергают. В случае использования МРТ идентифицируют наличие таких признаков, как деструкция тела позвонка на две трети его высоты (Дмрт) и двухсторонняя паравертебральная тень (Тмрт), наличие признака обозначают как «1», отсутствие - как «0», полученные значения признаков подставляют в уравнение дискриминантного анализа: -1,43+1,81×Дмрт+1,45×Тмрт. При значении уравнения >0,45 ставят диагноз «туберкулезный спондилит», <0,45 диагноз «туберкулезный спондилит» отвергают. Способ позволяет диагностировать данную патологию неинвазивно, в условиях целостного организма, в течение 1-2 часов. 2 н.п. ф-лы, 4 пр.

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к средствам обнаружения новообразования в молочной железе женщины. Способ заключается в том, что к молочной железе прикладывают четыре закрепленных на жестком диэлектрическом основании металлических электрода, установленных на равном расстоянии друг от друга вдоль окружности, длина которой не превышает длину окружности молочной железы на установленной высоте от основания железы. Проводят основной цикл измерений, дважды пропуская измерительный ток через пару диаметрально противоположных токовых электродов при поочередном заземлении каждого из этих электродов и с одновременным измерением разности потенциалов между потенциальными электродами, расположенными на линии, ортогональной линии установки токовых электродов, результат каждого измерения разности потенциалов запоминают как относящийся к двум квадрантам проекции молочной железы на плоскость грудной клетки, смежным с заземленным токовым электродом. Полученные результаты двух измерений разности потенциалов сравнивают между собой по абсолютной величине и при разности их абсолютных значений, превышающей установленный порог, фиксируют наличие новообразования в ткани молочной железы, при этом два квадранта, которым соответствует большее по абсолютной величине значение измеренной разности потенциалов, принимают в качестве места локализации новообразования. Электроимпедансный маммограф содержит сменный электродный блок в виде диэлектрической полусферы, на внутренней поверхности которой на равном расстоянии друг от друга вдоль окружности установлены по меньшей мере четыре плоских металлических электрода, каждый из которых снабжен отдельным электрическим выводом, разделенные по меньшей мере на две группы, каждая из которых образована двумя диаметрально противоположными электродами и связана с управляемым мультиплексором-демультиплексором электронного блока, размещенного в полости ручки-держателя. Мультиплексор-демультиплексор связан через измеритель напряжения и аналого-цифровой преобразователь с микропроцессором, подключенным к индикаторному блоку, и с управляемым генератором измерительного тока. Использование изобретения позволяет расширить диапазон средств обнаружения новообразований в молочной железе. 2 н. и 6 з.п.ф-лы, 8 ил.

Изобретение относится к медицине, а именно к хирургической стоматологии, и может быть использовано для прогнозирования ранних осложнений дентальной имплантации на предоперационном этапе. Осуществляют измерения реактивного сопротивления тканей альвеолярного отростка в области предполагаемой имплантации на частотах 10 кГц и 100-120 кГц. Вычисляют отношение значений реактивного сопротивления тканей альвеолярного отростка на частоте 10 кГц к аналогичному показателю на частоте 100-120 кГц. При величине отношения более 2,3 прогнозируют отсутствие осложнений. Способ обеспечивает прогнозирование ранних осложнений дентальной имплантации на этапе предоперационного обследования за счет проведения биоимпедансной спектрометрии и количественной оценки реактивного сопротивления тканей альвеолярного отростка. 1 табл., 2 пр.

Изобретение относится к медицине, а именно к анестезиологии в стоматологии, и может быть использовано для оценки местной инъекционной анестезии пульпы зуба. Проводят графическую регистрацию пульсирующего потока крови по сосудистой системе пульпы зуба в процессе измерения его комплексного электрического сопротивления - импеданса. Позиционируют зубной электрод на поверхности коронки исследуемого зуба. Челюстной электрод позиционируют на слизистой оболочке альвеолярного отдела нижней челюсти. Регистрируют не менее трех циклов реодентограммы, находящихся на одной изолинии и имеющих одинаковую амплитуду. Определяют по ним уровень исходного показателя импеданса. Затем проводят местную инъекционную анестезию. Вновь регистрируют не менее трех циклов реодентограммы через каждые 5 минут в течение 30 минут. Время наступления анестезии определяют при увеличении уровня импеданса реодентограммы в 1,4 раза и более по сравнению с исходной величиной импеданса. Глубину анестезии определяют по периоду, в течение которого величина импеданса, соответствующая времени наступления анестезии, остается неизменной. Способ обеспечивает повышение достоверности и точности оценки местной инъекционной анестезии пульпы зуба, отсутствие болезненных ощущений при исследовании за счет проведения реодентографии и измерения уровня и времени импеданса. 1 табл., 2 пр.

Изобретение относится к устройствам для определения психофизиологического состояния человека и может быть использовано для контроля операторской деятельности человека. Цифровой биометрический комплекс оценки функционального состояния пилота воздушного судна состоит из датчика кожно-гальванической реакции и двух блоков, из которых первый размещен на теле оператора и содержит датчики температуры и сердечных сокращений, выходы которых соединены с входами первого микроконтроллера, осуществляющего циклический опрос датчиков первого блока, имеющего энергонезависимую память и связанного своим выходом с входом передающего модуля радиоканала, и второй блок состоит из приемного модуля радиоканала, выход которого соединен с входом второго микроконтроллера, выход которого соединен с интерфейсом связи с внешними устройствами. Датчик кожно-гальванической реакции связан со вторым микроконтроллером, размещен на штурвале или ручке управления, а первый блок дополнен идентификатором, выполненным с возможностью формирования кода номера устройства или фамилии пилота. Изобретение позволяет повысить оперативность получения и достоверность результатов диагностики. 1 ил.
Наверх