Сенсорное устройство для измерения плотности биологической текучей среды и/или мембранного сопротивления
Изобретение относится к медицине, а именно к медицинской технике, и может быть использовано для измерения плотности биологической текучей среды неинвазивным способом. Датчик содержит генератор импульсов для генерирования импульса и передачи импульса на кожу человека. Температурный датчик для измерения температуры вблизи зоны, в которой импульс воздействует на кожу человека. Преобразователь для приема импульса от кожи человека и генерирования электрического сигнала, характеризующего скорость импульса в зависимости от состава биологической текучей среды и эластичности кожи с использованием второго закона Ньютона, F=m*a, где m означает массу представляемой текучей среды, а означает ее ускорение в м/с2 при постоянном усилии F в ньютонах (Н). Преобразователь соединен с микропроцессором, в котором электрический сигнал из преобразователя преобразуется в значения относительной плотности упомянутой биологической текучей среды. При обработке электрического сигнала микропроцессор выполнен с возможностью, посредством математического алгоритма, компенсации изменения плотности, обусловленного температурой, тем самым получая плотность при температуре, заданной при калибровке датчика. Устройство обеспечивает повышение надежности и точности скорости изменений значений глюкозы. 6 з.п. ф-лы, 19 ил., 3 табл.
Область техники, к которой относится изобретение
Настоящее изобретение относится к датчику для измерения изменения натяжения на мембране, отделяющей жидкость, например, на коже людей и животных, и любой другой мембране, отделяющей жидкость на одной из ее сторон.
Уровень техники
Целью настоящего изобретения является не измерение фактической плотности биологической текучей среды. Данное измерение может быть выполнено отбором биологической текучей среды шприцом для измерения в лаборатории посредством, например, измерителем плотности, выпускаемым компанией Mettler Toledo. Авторы настоящего изобретения измеряют относительную и изменяющуюся плотность биологической текучей среды через кожу. Плотность зависит от состава текучей среды в ее окружении внутри тела. Благодаря клеточным мембранам в тканях и мышцах, плотность или вязкость биологической текучей среды будет внутри тела выше, чем снаружи, при приложении механического воздействия к коже. Все физические объекты в теле, подобные костям, также будут влиять на измеряемую относительную плотность. В зависимости от местоположения датчика, он будет нуждаться в калибровке с использованием стандартного датчика глюкозы. Измеренное значение плотности зависит от местоположения датчика из-за структур внутри тела. После того как датчик откалибруют, он будет детектировать отклонения от упомянутой заданного значения.
Напряжение или сопротивление растяжения(ю) мембраны зависит от ряда факторов, например, эластичности мембраны и плотности жидкости, отделенной мембраной.
Особым случаем, представляющим интерес, является изменение растяжения кожи, которое можно объяснить влиянием изменения плотности биологической текучей среды. Одним подобным веществом, которое вызывает быстрое изменение состава биологических текучих сред, является глюкоза, содержащаяся в упомянутых средах. Так как изменения содержания глюкозы у больных диабетом имеют первостепенное значение для пациентов, то у больных диабетом уже несколько десятилетий принято выполнять измерение уровня глюкозы. Приблизительно 30 лет назад единственный способ измерения уровня глюкозы заключался в нанесении капли крови на полоску, при этом цвет на полоске изменялся под действием уровня глюкозы. Цвет сравнивали со шкалой, показывающей соответствующий уровень глюкозы для каждого цвета. Так как данный принцип не обеспечивал точность, в промышленности начали разрабатывать электронные устройства, которые могли бы электрически детектировать уровень глюкозы на полоске с пробой крови. С годами данная технология дала, в результате, ряд разных устройств, различных по размеру, конструкции и характеристикам.
Несмотря на то что упомянутые измерители приносят огромную пользу больным диабетом, они действуют непрерывно и все нуждаются в пробе крови. Поэтому проводились широкие исследования по разработке датчика глюкозы непрерывного действия, не нуждающегося в пробе крови.
В настоящее время существуют инвазивные датчики глюкозы, которые действуют непрерывно. Под кожу требуется ввести иглу, посредством которой внутритканевая жидкость может втягиваться в датчик, который с помощью глюкозооксидазы показывает изменяющиеся уровни глюкозы на переносном приемнике. Недостатком данной технологии является инвазивность и необходимость смены иглы время от времени. К сожалению, место ввода может также воспаляться, вследствие чего пользователи вынуждены прекращать использование устройства из-за дискомфорта.
Ранее и в настоящее время целью является разработка датчика, который не принадлежит к категории инвазивных или имплантируемых. Один из упомянутых подходов состоял в использовании поглощения пучка инфракрасного света, проходящего сквозь кожу. Однако, так как спектральное поглощение в воде намного больше, чем в глюкозе, то при данном подходе очень трудно получить надежные данные по глюкозе.
В дополнение к представлению значений глюкозы, непрерывное считывание значений будет давать еще более существенное значение для больных диабетом. Посредством непрерывного контроля эволюции значений глюкозы можно вычислить скорость, с которой значения снижаются и повышаются. По текущим отсчетам, которые дают точное число, невозможно видеть, как быстро изменяются значения. Данное положение подтверждается приведенной на Фиг. 15 диаграммой показаний за 24 часа на дату 28.12.10, полученной одним из авторов настоящего документа.
Как показано на Фиг. 15, углы 1 и 2 представляют среднее повышение значений глюкозы. При 17:00 показание демонстрирует 7,2 ммоль/л, однако, нельзя было предсказать ни значение в 18:00, ни то, насколько быстро значение снизится до 2,4 ммоль/л. При непрерывном контроле можно будет демонстрировать скорость снижения, отражаемую углом 3, и, следовательно, принять меры для предотвращения снижения до гипогликемии.
Для решения данной задачи авторы настоящего изобретения провели исследование других физических изменений крови, вызываемых изменениями уровня глюкозы, которые можно детектировать без прокалывания кожи.
Биологическая текучая среда живых людей и животных содержит тысячи разных молекул и организмов, и в то время, как концентрация некоторых из них изменяется медленно, концентрации других могут изменяться быстро. Последнее относится к глюкозе у больных диабетом, молочной кислоте у спортсменов и спортивных животных, холестерину, вирусам, бактериям, обезвоживанию и т.п. Именно концентрация всех молекул вместе со свойствами биологической жидкости обеспечивает плотность упомянутой жидкости с растворенными в ней веществами.
Целью настоящего изобретения является создание инструмента/датчика, который можно применять неинвазивно, например, на мочке уха, и в котором преобразователь передает импульс или последовательность импульсов, например колебаний, в биологическую текучую среду.
Ускорение тела подчиняется второму закону Ньютона, F=m×a (Н), где m означает массу тела в кг и a означает ускорение в м/с2.
При подаче постоянного механического импульса в текучую среду ускорения будут изменяться в соответствии с уравнением
ax=F/mx (м/с2).
Здесь F означает постоянный импульс в Н и mx означает переменную массу.
При приложении постоянного ускорения испытуемый будет испытывать воздействие переменного усилия в соответствии с уравнением
Fx=mx×a (Н).
Здесь mx означает переменную массу и a означает постоянное ускорение.
Упомянутые изменения могут считываться разными существующими элементами, например пьезоэлектрическими кристаллами, измерительными катушками, кремниевыми измерительными преобразователями давления или акселерометрами, светодиодами или другими чувствительными приемными инструментами.
Для обычных больных диабетом и для спортсменов плотность биологической текучей среды будет показателем измененного уровня глюкозы в текучей среде; измененная плотность может быть показателем повышенного уровня молочной кислоты. То же самое будет относиться к обезвоживанию, так как потеря воды будет вызывать концентрацию нормальных молекул и веществ, присутствующих в биологической текучей среде.
В нижеследующей таблице приведены значения, характерные для молекулы глюкозы.
| Число Авогадро NA= | 6,02×1023 |
| ГЛЮКОЗА a | |
| Молярная масса M=г (дальтон) | 180 |
| Удельный вес sg=г/см3 | 1,544 |
| Объем 1 моля V=M/sg=см3 | 116,58 |
| Объем каждой молекулы dV=V/NA=см3 | 1,93655×10-22 |
| Упаковочный коэффициент х=% | 47,6 |
| Диаметр молекулы D=(6×V/3,14)1/3×х=см | 1,50826×10-07 |
| Диаметр молекулы D=Å (Ангстрем) = | 1,51 |
| Концентрация в перитонеальной жидкости: | |
| ммоль/л | 5,00 |
| Масса мг/л | 900,00 |
| Масса г/л | 0,90 |
| Масса в теле со средней массой 80 кг (I) = г | 72,00 |
| Осмотическое давление χ=2,58 Mo = (кПа) | 12,90 |
| Осмотическое давление ρ=2,58 Mo = мбар | 129,00 |
| Молярная концентрация ммоль/л | 1 |
| Осмотическое давление ρ = мбар | 25,4 |
На Фиг. 16 приведен график, демонстрирующий изменение плотности воды, обусловленное изменениями уровня глюкозы от 1 до 20 ммоль/литр.
Как можно видеть из Фиг. 16, изменения являются, как предполагалось, линейными. Поскольку изменения начинаются с пятого знака после запятой, датчик должен обладать достаточно высокой чувствительностью для регистрации упомянутых изменений.
Однако плотность также зависит от температуры из-за коэффициента расширения жидкостей, который следует учитывать и компенсировать. Объем жидкости расширяется в соответствии со следующим уравнением:
Vx=V1×(1+μ(t2-t1)) (дм3)
где V1 означает рассматриваемый опорный объем, μ = коэффициент расширения, который для воды составляет 0,18×10-3, t2 означает повышение температуры, и t1 означает опорную температуру. Общее уравнение плотности имеет вид ρ=m/V, где m означает массу для данного объема V. Таким образом, для массы m (кг) при объеме V1 плотность будет изменяться согласно уравнению
ρx=m/Vx=m/(V1×μ(t2-t1)) (кг/дм3)
Изменение плотности воды в диапазоне от 15 до 49°C показано на Фиг. 17.
Изменение плотности, обусловленное температурой, компенсируют посредством математического алгоритма в процессоре, который обрабатывает зарегистрированные данные от импульса, с получением, тем самым, плотности при температуре, при калибровке датчика. Калибровка датчика выполняется посредством регулировки заданного значения при уровне глюкозы, заданном стандартным глюкометром, при этом заданное значение температуры автоматически настраивается термометром, встроенным в датчик. На основании данного заданного значения датчик детектирует изменения, вызванные изменением давления в коже и растворенными веществами в биологической жидкости, и температурой.
Раскрытие изобретения
Настоящее изобретение обеспечивает датчик для измерения плотности тела или сопротивления мембраны, например, кожи человека, неинвазивным способом, при этом датчик содержит генератор импульсов, температурный датчик и преобразователь для регистрации скорости импульса в зависимости от биологической текучей среды и эластичности кожи, при этом упомянутый преобразователь соединен с микропроцессором, в котором сигнал из преобразователя преобразуется в значения относительной плотности упомянутой биологической текучей среды.
В предпочтительном варианте осуществления настоящего изобретения устройство генерации импульсов генерирует импульс в форме механического импульса, колебательного усилия, импульса сжатого(ой) воздуха/жидкости или звуковой волны.
В одном варианте осуществления изобретения сгенерированный импульс является механическим импульсом, который может быть сгенерирован электромагнитом или магнитострикционным материалом, при этом детектирование импульса регистрируется измерительной катушкой или переменным конденсатором, светодиодом, акселерометром, микрофоном или любым другим чувствительным приемным устройством, способным контролировать влияние механического импульса.
В другом варианте осуществления изобретения механический импульс может быть единственным импульсом, последовательностью импульсов или колебаниями.
В другом варианте осуществления изобретения механический импульс может быть сгенерирован пневматическим или гидравлическим импульсом.
В другом варианте осуществления изобретения зарегистрированные значения просчитывают для получения скорости изменений значений глюкозы, при этом скорость демонстрируется на устройстве отображения цифровыми величинами и/или графиками вместе с соответствующими предупреждениями и рекомендациями для пользователя.
Таким образом, настоящее изобретение обеспечивает датчик для измерения плотности биологической текучей среды посредством генерирования импульса или импульсов, которые воздействуют на кожу, при этом преобразователь будет принимать скорость импульса, которая зависит от состава биологической текучей среды и эластичности кожи. Импульс может быть механическим импульсом, колебанием или импульсом сжатого(ой) воздуха/жидкости или импульсом от любого другого средства, например звуковой волной, которая будет зарегистрирована приемным устройством, которое может быть измерительной катушкой, микрофоном, кремниевым преобразователем давления, натяжной накладкой, акселерометрами, светодиодами или другими чувствительными инструментами. Температурный датчик, касающийся кожи, будет непрерывно регистрировать температуру вблизи зоны, в которой импульс воздействует на кожу, и преобразователь подает результаты в микропроцессор или специализированную интегральную схему (ASIC), которая содержит алгоритм, который вычисляет относительную плотность, которая зависит от состава текучей среды. Одним подобным веществом, которое вызывает быстрое изменение состава биологических текучих сред, является глюкоза, содержащаяся в упомянутых средах. Поэтому результаты показаний, полученные вследствие изменения содержания глюкозы, являются оценками уровня глюкозы. Как показано на Фиг. 14, данные по глюкозе могут передаваться беспроводным методом или по проводам во внешний приемник, в котором показания демонстрируются на устройстве отображения в виде значений глюкозы, выраженных в ммоль на литр или любых других единицах измерения, например мг на литр. Датчик может содержать средства сигнализации о высоком и низком уровнях глюкозы. Поскольку сенсорное устройство нуждается в калибровке пользователем с использованием стандартного датчика глюкозы, то датчик может принимать упомянутую калибровку с использованием системы Bluetooth, которая дает пользователю возможность передавать калибровочные данные по сотовому телефону. Сотовый телефон может быть также устройством, применяемым для отображения данных по глюкозе. Микроконтроллер или специализированная интегральная схема (ASIC) в датчике глюкозы запрограммирован(а) для интерпретации входных данных типа калибровочных данных или других данных, которые вынуждают упомянутый микроконтроллер или схему ASIC реагировать на значения глюкозы, как описано далее. Приемное устройство будет содержать клавиатуру, позволяющую пользователю передавать информацию в датчик глюкозы, и программное обеспечение, необходимое для выполнения упомянутой операции.
Программное обеспечение, которое работает с данными, переданными из вышеупомянутого датчика глюкозы, включает в себя альтернативное отображение сигналов (цифровыми величинами и/или графиками), предупредительных сигналов и различные вычисления статистических данных, например средних значений уровня глюкозы, скорости, с которой повышаются или снижаются значения. В случае гипо/гипергликемии сигнал опасности будет выдаваться при предварительно заданных значениях. То же самое происходит в случае, если скорость повышения и снижения больше или меньше, чем предварительно заданные значения. Если температура слишком высока, то предупредительный текст, предпочтительно, информирует пользователя, что отображенное значение может быть неверным, если пользователь страдает от обезвоживания или низкого уровня солей. Пользователь может также добавлять информацию о физической нагрузке и о том, пищу какого типа пользователь будет принимать дополнительно к количеству инсулина, и типе инъецированного инсулина или таблеток, так что значения глюкозы оказываются понятными. В предпочтительном варианте осуществления программное обеспечение может обеспечивать комментарии и предложения о том, что делать.
Настоящее изобретение обеспечивает также датчик для измерения сопротивления мембраны, например, кожи, содержащей составную или простую текучую среду с одной из ее сторон, вызванного изменением мембраны, и характеристик текучей среды, обусловленных изменением эластичности мембраны и состава текучей среды. Например, измерения характеристик, наблюдаемых при изменении уровня глюкозы у больных диабетом и молочной кислоты у людей и животных, посредством измерения изменений ускорения или давления мембраны и биологических текучих сред в соответствии со вторым законом Ньютона с использованием механического(их) импульса и/или колебаний, подводимых к ткани, которая может быть мочкой уха. Изменения плотности биологических текучих сред и эластичности мембран являются показателем изменений эластичности мембран и концентрации растворенных веществ в текучих средах, подлежащих регистрации относительно заданного значения.
В соответствии с настоящим изобретением, механический импульс может генерироваться электромагнитом с железным сердечником, который становится магнитным, при возбуждении электромагнита, и в котором создающий импульс элемент может быть постоянным магнитом, имеющим такой же полюс, как полюс в железном штоке, что вынуждает постоянный магнит выталкиваться из железного сердечника. Импульс можно также генерировать магнитострикционным материалом, который расширяется под влиянием магнитного поля. Детектирование импульса можно регистрировать измерительной катушкой или переменным конденсатором.
Другой способ реализации настоящего изобретения будет состоять в приложении колебательного усилия к мембране, при этом гашение колебаний и их амплитуда зависят от затухания в текучей среде, которое вызывается изменениями плотности биологических текучих сред и эластичности мембраны. Амплитуды будут представлять меру изменений эластичности мембраны и концентрации растворенных веществ в текучих средах, подлежащих регистрации от установленного значения, которая демонстрируется в виде изменения уровня глюкозы либо в ммоль/литр или мг/дл, или в любых других единицах измерения.
Колебательное усилие можно генерировать магнитным или пьезоэлектрическим вибратором, амплитуды которого можно измерять либо небольшим самоиндукционным линейным или кольцевым генератором, либо любым другим приемником, например микрофоном, который может детектировать изменения измененных амплитуд, вызываемые изменением эластичности мембраны, обусловленным изменениями состава жидкости с одной из ее сторон.
Настоящее изобретение обеспечивает также конструкцию датчика для измерения по меньшей мере одного свойства тканевого объекта, при этом конструкция содержит первый и второй удлиненные несущие элементы, соединенные на их соответствующих базовых секциях и продолжающиеся от них, по существу, в одинаковых направлениях, и содержащие средство для фиксации соответствующих первых секций из секций первого и второго удлиненных несущих элементов, расположенных дистально от базовых секций, к соответствующим противоположным сторонам тканевого объекта, причем первый несущий элемент содержит в его первой секции первый преобразователь, содержащий вход возбуждения и содержащий приводной элемент, содержащий подвижный элемент, выполненный с возможностью его ускорения в направлении первой секции второго несущего элемента при подаче энергии возбуждения на вход возбуждения, чтобы иметь возможность передачи, по меньшей мере, части энергии возбуждения в тканевый объект, и второй несущий элемент содержит в его первой секции второй преобразователь, содержащий выход сигнала и содержащий приемный элемент, выполненный с возможностью его ускорения в направлении первой секции первого несущего элемента для подачи энергии на выход сигнала в ответ на ускорение подвижного элемента, чтобы иметь возможность передачи на выход сигнала принятого сигнала, содержащего, по меньшей мере, часть энергии возбуждения, принятой из тканевого объекта.
В предпочтительном варианте осуществления настоящего изобретения датчик содержит вышеописанную конструкцию, и приемопередатчик и схема обработки сигнала соединены с входом возбуждения и выходом сигнала и выполнены с возможностью a) подачи энергии возбуждения в форме одного импульса, последовательности импульсов или изменения в соответствии с предварительно заданной временной диаграммой, b) подготовки и сохранения данных принятого сигнала и c) обработки сохраненных данных принятого сигнала относительно временной диаграммы с целью определения изменения.
Краткое описание чертежей
Нижеописанные чертежи поясняют принцип изобретения, однако, следует понимать, что для использования принципа при детектировании изменений плотности биологической текучей среды в качестве показателя детектирования изменения концентрации растворенного вещества в жидкости можно применить любую конструкцию, не выходящую за пределы объема настоящего изобретения, которое ограничено исключительно формулой изобретения настоящего изобретения.
Ниже приведено подробное описание изобретения со ссылкой на прилагаемые чертежи, на которых:
Фиг. 1 - изображение варианта осуществления изобретения, в котором применяют постоянный импульс;
Фиг. 2 - принципиальная монтажная схема варианта осуществления, изображенного на Фиг. 1;
Фиг. 3 - изображение другого варианта осуществления изобретения;
Фиг. 4 - дополнительная разновидность варианта осуществления, изображенного на Фиг. 1;
Фиг. 5 - компоновка генератора импульсов в варианте осуществления, изображенном на Фиг. 4;
Фиг. 6 - форма импульса, генерируемого генератором импульсов, изображенным на Фиг. 5;
Фиг. 7 - изображение другого варианта осуществления изобретения;
Фиг. 8 - компоновка принципиальной монтажной схемы варианта осуществления, изображенного на Фиг. 7;
Фиг. 9 - разновидность принципа, представленного на Фиг. 7;
Фиг. 10 - принципиальная монтажная схема варианта осуществления, изображенного на Фиг. 9;
Фиг. 11 - изображение еще одного варианта осуществления изобретения;
Фиг. 12 - изображение варианта осуществления инструмента, содержащего настоящий датчик;
Фиг. 13 - изображение другого варианта осуществления инструмента, содержащего датчик в соответствии с изобретением.
Фиг. 14 – изображение еще одного варианта осуществления изобретения;
Фиг. 15 – диаграмма показаний значений глюкозы за 24 часа на дату 28.12.10, полученная одним из авторов настоящего документа;
Фиг. 16 – график, демонстрирующий изменение плотности воды, обусловленное изменениями уровня глюкозы от 1 до 20 ммоль/литр;
Фиг. 17 – график, демонстрирующий изменение плотности воды в диапазоне от 15 до 49°C.
Осуществление изобретения
На Фиг. 1 изображен инструмент с постоянным импульсом F. Прибор состоит из корпуса H, который собран со вторым корпусом B, содержащим зажимное устройство, при этом корпус H вмещает катушку F с железным штоком G и переменный резистор или конденсатор E, прикрепленный к ударному телу D. При пропускании импульса тока из источника питания через катушку, катушка ускорит железный шток относительно резистора или конденсатора, соединенного с ударным телом, к мочке A уха. Разные плотности будут обеспечивать разные показания переменного резистора или конденсатора, при этом показания могут обеспечиваться в значениях уровня глюкозы. Инструмент следует откалибровать перед использованием, что выполняют путем измерения уровня глюкозы стандартным глюкометром. При представлении значения уровня глюкозы, прибор будет представлять отклонение показаний от заданного значения.
На Фиг. 1A представлена принципиальная монтажная схема данного решения, на которой I обозначает таймер, который считывает время импульса, J обозначает источник питания, который быстро разряжается с пропусканием тока через катушку. Мощность разряда является одинаковой для каждого импульса, что можно обеспечить токовым разрядом из нагруженного конденсатора. E означает переменный резистор или конденсатор, который детектирует усилие задействованного штока. Усилие передается в микропроцессор K, который вычисляет сигнал и передает его в передатчик L, который передает сигнал либо беспроводным методом, либо по проводам в приемник M, который демонстрирует детектированный сигнал в форме отклонений от заданного значения. Если предварительно измеренный уровень глюкозы был, например, 5 ммоль/литр, то демонстрируемое импульсное значение при данном уровне глюкозы представляется как такое же значение для любого значения, которое дал импульс, например, x. При значении x+z, представляется численное значение больше чем 5.
На Фиг. 2 изображен такой же инструмент, как на Фиг. 1, но в котором переменный резистор или конденсатор заменен кремниевым преобразователем давления или кремниевым акселерометром O, который регистрирует давление или ускорение, созданное постоянным импульсом.
Импульс будет ускорять преобразователи относительно кожи, и регистрируемое давление зависит от плотности смещаемой ткани. При использовании акселерометра ускорение зависит от массы смещаемой ткани; при этом в обоих случаях плотность является функцией содержания глюкозы.
Принципиальная монтажная схема будет аналогичной принципиальной монтажной схеме на Фиг. 1A.
На Фиг. 3 приведена еще одна компоновка, в которой опора P мочки уха с обеих сторон является кольцеобразной, и в которой ударная часть (преобразователь давления) на железном штоке в исходном положении не касается кожи до того, как генератор импульсов не приведется в действие. Следует понимать, что генератор импульсов может быть быстродействующим ускорителем любого типа, например, пьезоэлектрическим генератором импульсов, в котором расширение пьезоэлектрического кристалла обеспечивает механическое перемещение. Пьезоэлектрический кристалл можно также заменить другим материалом, который расширяется под влиянием магнитного поля, например, материалом терфонол, который является сплавом тербия, диспрозия и железа. Принципиальная монтажная схема будет приблизительно такой же, как на Фиг. 1.
Следует понимать, что этот принцип можно применить к любой конфигурации, которая может быть описана законами Ньютона.
Зарегистрированные данные могут передаваться в переносной инструмент, например сотовый телефон, посредством системы BlueTooth.
На Фиг. 4 приведен пример компоновки в соответствии с примером на Фиг. 1, и на Фиг. 4A приведена принципиальная монтажная схема, соответствующая примеру на Фиг. 4.
Подвижному постоянному магниту S сообщается магнитный импульс, сгенерированный пусковой катушкой F, содержащей закрепленный и неподвижный железный сердечник Q. Когда подвижный магнит перемещается, один его полюс будет создавать в измерительной катушке Т ток катушки, при этом значения напряжения и тока (V и I) зависят от скорости магнита, которая, в свою очередь, зависит от сопротивления на конце магнита, обусловленного изменением плотности смещаемой текучей среды в мочке уха. Для обеспечения одинакового механического сопротивления подвижного магнита данный магнит изображен закрепленным к гибкой пружине R, которая сохраняет его упругие свойства со временем. Давление датчика на мочку уха регулируется винтовым устройством U.
На Фиг. 4A представлена принципиальная монтажная схема для примера на Фиг. 4 с источником I питания и конденсатором V, который размыкается для отвода заряда резистором W. Измерительная катушка обозначена через T, при этом генерируемый ток измеряется гальваноскопом X, и значения тока демонстрируются на устройстве Z считывания.
На Фиг. 5 изображена реально осуществимая компоновка генератора импульсов, и на Фиг. 6 представлена форма импульса, сгенерированного генератором импульсов.
Нижеследующие вычисления приведены для иллюстрации принципа:
| Основное уравнение F=m×a | Н | |||
| m = ускоряемая масса | кг | |||
| a = ускорение | м/с2 | |||
| Постоянный импульс с постоянным усилием дает переменное ускорение, которое изменяется с изменением m | ||||
| ИСХОДНЫЕ ПОЛОЖЕНИЯ | ||||
| Диаметр капли текучей среды, d= | 3 | мм = | 0,03 | дм |
| Объем капли текучей среды, V=d3×3,14/6= | 0,00001413 | дм3 | ||
| Масса капли, dmx=V×sgx= | ||||
| Ударная длина, s= | 0,25 | мм = | 0,00025 | м |
| Переменное ускорение, ax=F/mx= | м/с2 | |||
| Усилие, F= | 0,00001 | Н | ||
| Время движения, tx=2×c×mx/F= | с |
| Ускорение, ax=2×c/tx2= | м/с2 | |||
| Время импульса, dT= | 1 | мс = | 0,001 | с |
| Скорость в конце импульса, v=ax×tx2/2 | 0,5000 | м/с |
Результаты вычислений представлены ниже.
Еще один принцип детектирования изменения комбинированного сопротивления мембраны и соответствующей ей жидкости состоит в приложении колебательного усилия к элементу, присоединенному к мочке уха. Посредством приложения колебательного усилия к элементу, гашение колебаний будет зависеть от гибкости мембраны, в данном случае кожи, и физических свойств биологической жидкости. Когда плотность жидкости изменяется, амплитуда колебаний будет увеличиваться при повышении плотности и наоборот и, следовательно, будет представлять собой значение изменяющегося сопротивления мочки уха.
На Фиг. 7 представлен пример данного принципа, где к мочке A уха присоединен U-образный элемент B, содержащий вибратор AA с регулируемой частотой и генератор BB, который состоит из магнитного сердечника, окруженного катушкой. Когда вибратор включают, элемент, например, на мочке уха, начинает колебаться и ускоряет магнитный сердечник. Ускорение сердечника зависит от амплитуды колебаний, которые также зависят от гашения колебаний, вызываемых колебаниями в биологической текучей среде.
На Фиг. 8 представлена компоновка принципиальной монтажной схемы для примера на Фиг. 7.
Источник CC питания приводит в действие вибратор AA, и его частота регулируется контроллером DD частоты. Генератор BB соединен с амперметром EE, который передает зарегистрированные значения тока в микропроцессор FF, который вычисляет значения и, по проводам или беспроводным методом, передает значения посредством GG в приемник HH, который представляет значения изменений колебаний в численной форме относительно предварительно заданного значения, как поясняется выше.
На Фиг. 9 представлен тот же самый принцип, как на Фиг. 7, но при этом генератор заменен микрофоном II, прикрепленным к элементу, детектирующему изменения амплитуды.
На Фиг. 10 представлена компоновка принципиальной монтажной схемы для примера на Фиг. 9.
Существует ряд патентов, в которых зависимость ускорения от плотности используют для регистрации свойства твердого тела, газа или жидкости. В патенте США 2358374 предложен инструмент для измерения плотности жидкости и/или газа с помощью колеблющегося элемента (пластины), погруженного в жидкость. Авторы настоящего изобретения не погружают никакого элемента в саму текучую среду, но подводят импульс или колебание к мембране, отделяющей текучую среду, т.е. к коже живых людей или животных.
Целью настоящего изобретения является не определение численного значения фактической плотности текучей среды, а демонстрация изменения плотности текучих сред, эластичности мембран и вязкости, вызываемых изменением состава текучей среды, либо ее плотностью или вязкостью, которые обе вносят вклад в отчетливый сигнал сопротивления, который измеряется датчиком, как изложено выше. Как указано выше, датчик нуждается в калибровке посредством измерения содержания глюкозы стандартным глюкометром, в результате чего датчик будет измерять отклонение от заданного значения. Например, если измеренный уровень глюкозы равен 5,5 ммоль, то, какой бы сигнал ни выдавался датчиком, данный сигнал устанавливают равным 5,5 ммоль, и любые изменения от данного значения будут отклоняться от упомянутого заданного значения.
Еще одно средство формирования импульса, которое можно применить в соответствии с принципом изобретения, описанным в настоящем документе, характеризуется применением импульса воздуха, как показано на Фиг. 11.
На данной фигуре показан элемент B), прикрепленный к мочке A) уха, содержащий полый элемент 1), соединенный с трубкой 7) и быстродействующим выпускным клапаном 3), соединенным с источником 2) воздуха, который может быть микрокомпрессором или другим подходящим средством для сжатия воздуха. К полому элементу 1) прикреплен датчик 5) давления, содержащий встроенный температурный датчик и электронные схемы для передачи значений во внешнее устройство 6) считывания. Когда давление в источнике 2) воздуха достигает предварительно установленного давления, давление измеряется манометром 4), который передает в клапан 3) сигнал на открывание, что дает воздуху попасть в полый элемент 1) и к мочке уха. Сжатие импульса воздуха будет зависеть от эластичности кожи и нижележащей ткани с содержащейся в ней текучей средой, плотность которой зависит от концентрации растворенных веществ в текучей среде.
Давление измеряется датчиком 5) давления. Так как импульс давления может зависеть от температуры окружающей среды, то микропроцессор, соединенный с датчиком 5) или элементом B), компенсирует сигнал посредством регистрируемой температуры до предварительно установленной средней температуры системы.
Дополнительное применение принципов возможно путем использования колебательного усилия, когда амплитуда колебаний также подчиняется второму закону Ньютона, причем гашение колебаний зависит от затухания в текучей среде, которое снова зависит от растворенных в ней веществ и, следовательно, от плотности.
Приведенный принцип колебаний можно встроить также в другие корпуса, например в кольцо на пальце.
На Фиг. 12 показана принципиальная компоновка, использующая создающий импульс ударный элемент, изображенный в форме вкладыша 10) внутри кольца, где позицией 11) обозначены устройство отображения, демонстрирующее считанное значение из процессора, и источник питания, расположенный под устройством отображения.
На Фиг. 13 показана компоновка с источником 13) колебаний, выполненным в виде ряда колебательных элементов внутри кольца, и с устройством отображения и соответствующими электронными схемами, выполненными как на Фиг. 12.
Применение колебательного усилия возможно в любой конструкции датчиков и при любом их местоположении, например, на мочке уха.
Выше приведено описание предпочтительных вариантов осуществления изобретения, однако, специалистам в данной области техники будет очевидно, что возможно использование других вариантов осуществления, включающих в себя вышеописанные принципы. Приведенные и другие примеры вышеописанного изобретения предназначены только в качестве примеров, и фактический объем изобретения должен определяться нижеприведенной формулой изобретения.
1. Датчик для измерения плотности биологической текучей среды неинвазивным способом, отличающийся тем, что он содержит генератор импульсов для генерирования импульса и передачи импульса на кожу человека, температурный датчик для измерения температуры вблизи зоны, в которой импульс воздействует на кожу человека, и преобразователь для приема импульса от кожи человека и генерирования электрического сигнала, характеризующего скорость импульса в зависимости от состава биологической текучей среды и эластичности кожи с использованием второго закона Ньютона, F=m*a, где m означает массу представляемой текучей среды, и а означает ее ускорение в м/с2, при постоянном усилии F в ньютонах (Н), при этом упомянутый преобразователь соединен с микропроцессором, в котором электрический сигнал из преобразователя преобразуется в значения относительной плотности упомянутой биологической текучей среды, причем при обработке электрического сигнала микропроцессор выполнен с возможностью, посредством математического алгоритма, компенсации изменения плотности, обусловленного температурой, тем самым получая плотность при температуре, заданной при калибровке датчика.
2. Датчик по п. 1, отличающийся тем, что генератор импульсов генерирует импульс в форме механического импульса, колебательного усилия, импульса сжатого(ой) воздуха/жидкости или звуковой волны.
3. Датчик по п. 2, отличающийся тем, что генератор импульсов генерирует механический импульс.
4. Датчик по п. 3, отличающийся тем, что механический импульс генерируется пневматическим или гидравлическим импульсом.
5. Датчик по п. 3, отличающийся тем, что механический импульс генерируется электромагнитом или магнитострикционным материалом, при этом импульс регистрируется измерительной катушкой или переменным конденсатором, акселерометром, микрофоном.
6. Датчик по п. 5, отличающийся тем, что механический импульс может быть единственным импульсом, последовательностью импульсов или колебаниями.
7. Датчик по любому из предшествующих пунктов, отличающийся тем, что зарегистрированные значения просчитывают для получения скорости изменений значений глюкозы, при этом скорость демонстрируется на устройстве отображения цифровыми величинами и/или графиками, вместе с соответствующими предупреждениями и рекомендациями для пользователя.
