Носимое устройство и способ его изготовления

Авторы патента:

АУВЕРКЕРК Мартин (NL)

ВЕСТЕРИНК Йоанне Хенриэтта Дезире Моник (NL)

A61B5/053 - измерение электрической проводимости или сопротивления части тела

Владельцы патента RU 2612508:

КОНИНКЛЕЙКЕ ФИЛИПС Н.В. (NL)

Изобретения относятся к медицине. Носимое устройство, надеваемое на пользователя для измерения электропроводности кожи, содержит два электрода электропроводности кожи для контакта с кожей пользователя и участок эластичного материала, который окружает электроды, формирует поверхность материала и не пропускает газообразные и жидкие вещества. Способ изготовления носимого устройства, надеваемого на пользователя для измерения электропроводности кожи, заключается в обеспечении двух электродов электропроводности кожи для контакта с кожей пользователя и формировании участка эластичного материала, который окружает электроды, формирует поверхность материала и не пропускает газообразные и жидкие вещества. Достигается усовершенствованное измерение электропроводности для пользователей с разнотипной кожей и в различных окружающих условиях за счет стабильного микроклимата вблизи электродов, обеспечиваемого воздухонепроницаемым и водонепроницаемым эластичным материалом посредством формирования потом пользователя из потовых желез жидкостной пленки между кожей пользователя и электродами благодаря тому, что потери текучей среды из-за повторного впитывания в кожу и испарения текучей среды во внешнюю среду оказываются меньше, чем образование текучей среды потовыми железами. 2 н. и 14 з.п. ф-лы, 10 ил.

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Изобретение относится к носимому устройству, надеваемому на пользователя для измерения электропроводности кожи пользователя, при этом носимое устройство содержит, по меньшей мере, два электрода электропроводности кожи, в частности сухих электродов, для контакта с кожей пользователя (и измерения электропроводности кожи между упомянутыми электродами). Изобретение дополнительно относится к способу изготовления упомянутого носимого устройства.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

Как известно, электропроводность кожи пользователя зависит от уровня возбуждения пользователя. Все, что эмоционально трогает пользователя, активизирует потовые железы в коже и тем самым существеннее поддерживает путь тока через кожу. Например, в известном детекторе лжи или полиграфе применяют датчик электропроводности кожи, присоединенный к ладонной стороне руке или пальцев.

Однако электропроводность кожи можно также измерять на других частях тела пользователя. Действительно, электропроводность кожи может быть измерена во многих местах, даже с менее тонкой структурой и со сниженным отношением сигнала к шуму. Например, электропроводность кожи можно измерять на запястье пользователя с использованием запястного браслета (для измерения электропроводности кожи).

Применение запястного браслета для измерения электропроводности кожи отличается от традиционных способов измерения электропроводности кожи тем, что период измерения может быть намного продолжительнее. Упомянутый период может продолжаться больше нескольких недель. При этом требуется применение устройства сопряжения между запястным браслетом и кожей, которое не создает никаких проблем для пользователя, носящего запястный браслет, например не вызывает раздражения кожи или изменения цвета кожи.

В заявке США 2010/0268056 A1 раскрыт гибкий ремешок на запястье/кисти с датчиком для обнаружения электродермальной активности (EDA-датчика). Цепь для EDA-датчика вставлена и закреплена в гидрофобном пакете на ремешке. Для формирования пакета для цепи и формирования частей носимого ремешка применен гидрофобный воздухопроницаемый материал. Электроды размещены в гибком воздухопроницаемом материале. В некоторых вариантах осуществления материал, применяемый для упомянутого гибкого воздухопроницаемого материала, может быть таким же, как воздухопроницаемый гидрофобный материал, применяемый для формирования пакета. Запястье не является стандартным местом для измерения EDA, так как потовые железы в данном месте обычно менее чувствительны, чем потовые железы на ладонной стороне пальцев, где обычно измеряют EDA. Данная проблема в сочетании с применением сухих электродов означает, что обычно проходит, по меньшей мере, 15 минут (в зависимости от влажности и индивидуальной температуры) прежде, чем между кожей и электродами накопится достаточно влаги, чтобы продемонстрировать диапазон чувствительности на запястье.

В документе США 7052472 B1 раскрыта система для обнаружения симптомов гипогликемии в форме запястного браслета с системой измерения электропроводности. Эластометрический запястный ремешок содержит растягиваемую выемку для фиксации электронного модуля. Электроды для контакта с кожей пользователя с целью измерения электропроводности кожи расположены сверху электронного модуля на части, которая приклеена снаружи растягиваемой выемки и не окружена последней.

В заявке США 2008/0214901 A1 раскрыта носимая система контроля, содержащая, по меньшей мере, одну пару измерительных электродов, опорный электрод и электронный модуль. Множество электродов и электронный модуль закрыты одной адгезивной мембраной. Адгезивная мембрана может быть гибкой водонепроницаемой воздухопроницаемой и/или биосовместимой мембраной для поддержки адгезии узла к телу.

Проблема с упомянутыми приспособлениями может быть в том, что для некоторой процентной составляющей пользователей сигнал измерения электропроводности кожи слишком слаб для регистрации. Таким образом, для некоторых пользователей можно получить очень неудовлетворительное измерение электропроводности кожи или совсем ничего не получить. В качестве решения в заявке США 2008/0214901 A1 предлагается применить усилитель с очень высоким импедансом.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Целью изобретения является создание, в частности, для долговременного использования или измерения носимого устройства, надеваемого на пользователя для измерения электропроводности кожи пользователя, которое обеспечивает усовершенствованное измерение электропроводности кожи, в частности, для множества разных пользователей, имеющих разнотипную кожу, или, по существу, для каждого пользователя, и/или в различных окружающих средах. Дополнительной целью изобретения является создание способа изготовления упомянутого носимого устройства.

В соответствии с первым аспектом изобретения предлагается носимое устройство, надеваемое на пользователя для измерения электропроводности кожи пользователя, которое содержит, по меньшей мере, два электрода электропроводности кожи для контакта с кожей пользователя и участок эластичного материала, который окружает электроды электропроводности кожи и формирует поверхность материала. Эластичный материал участка эластичного материала не пропускает газообразные и жидкие вещества.

В соответствии с дополнительным аспектом изобретения предлагается способ изготовления носимого устройства, надеваемого на пользователя для измерения электропроводности кожи пользователя, при этом способ содержит этап обеспечения, по меньшей мере, два электрода электропроводности кожи для контакта с кожей пользователя и этап формирования участка эластичного материала, который окружает электроды электропроводности кожи и формирует поверхность материала. Эластичный материал участка эластичного материала не пропускает газообразные и жидкие вещества.

Основная идея изобретения заключается в обеспечении носимого устройства, в частности запястного браслета, наручного браслета, лодыжечного браслета или чего-то подобного, содержащего участок эластичного материала, окружающий (в частности, охватывающий по окружности) электроды электропроводности кожи, который выполнен из эластичного материала, который не пропускает газообразные и жидкие вещества, чтобы между кожей и электродами формировалась жидкостная пленка, когда носимое устройство надето на пользователя. В частности, эластичный материал не пропускает любые газообразные и жидкие вещества, например, и в том числе, воду, водяной пар и/или воздух. Так как эластичный материал не пропускает воздух, то эластичный материал является, в частности, воздухонепроницаемым. Так как эластичный материал не пропускает воду, то эластичный материал является, в частности, водонепроницаемым. Жидкостная пленка образуется потом пользователя из потовых желез. Благодаря применению эластичного материала, который не пропускает газообразные и жидкие вещества, обеспечивается, что потери текучей среды из-за повторного впитывания в кожу и испарения текучей среды во внешнюю среду оказываются меньше, чем образование текучей среды потовыми железами. Тем самым обеспечивается надежное измерение электропроводности кожи, по существу, для каждого пользователя и во многих различных внешних условиях. Значения электропроводности кожи всегда находятся в пределах измеримого диапазона. Таким образом, можно значительно сократить число или избавиться от так называемых «не-респондеров» при измерении электропроводности кожи. Стабильная жидкостная пленка создает стабильный микроклимат в непосредственном окружении или вблизи электродов электропроводности кожи (в частности, между электродами). Следовательно, применение участка эластичного материала, окружающего электроды для измерения электропроводности кожи, создает влажный микроклимат, приводящий к тому, что данные измерения электропроводности кожи или датчика остаются в пределах измеримого диапазона для, по существу, всех пользователей все время. Тем самым можно обеспечить высокий уровень электропроводности кожи для кожи всех типов и всех окружающих сред.

Предпочтительные варианты осуществления изобретения определены в зависимых пунктах формулы изобретения. Следует понимать, что заявленный способ изготовления имеет сходные и/или идентичные предпочтительные варианты осуществления, как заявленное носимое устройство, и определенные в зависимых пунктах формулы изобретения.

В одном варианте осуществления участок эластичного материала расположен так, что вблизи электродов электропроводности кожи герметизируется воздушная полость, когда электроды электропроводности кожи контактируют с кожей пользователя. Благодаря герметизации воздушной полости обеспечивается герметичное уплотнение небольшой зоны, окружающей электроды для измерения электропроводности кожи, относительно внешней атмосферы. Данное уплотнение дополнительно повышает качество измерения электропроводности кожи.

В одном варианте осуществления эластичный материал является полимером или резиной. Данные материалы особенно пригодны для применения в качестве эластичного материала.

В другом варианте осуществления эластичный материал является смесью полиуретановой смолы с особым соотношением компонентов смеси. Как оказалось, применение именно особого соотношения компонентов смеси полиуретановой смолы влияет на характеристики материала, в частности на проницаемость для газообразных и жидких веществ.

В модификации данного варианта осуществления смесь полиуретановой смолы изготавливают из полиэфирполиола на основе простого эфира и 4,4’-дифенилметандиизоцианата (известного также как CAS 101-68-8) в соотношении приблизительно 100:40. Данная особая смесь полиуретановых смол оказалась особенно подходящей. В частности, данный материал известен как материал типа 6120, изготавливаемый, например, компанией MTT Technologies Group.

В другом варианте осуществления электроды электропроводности кожи выступают из поверхности материала. Выступ электродов электропроводности кожи позволяет создавать герметизированную воздушную полость.

В модификации данного варианта осуществления электроды электропроводности кожи выступают на 50-1000 мкм от поверхности материала, в частности на 100-700 мкм. Приведенные расстояния выступания оказались особенно подходящими для герметизации воздушной полости.

В другом варианте осуществления носимое устройство дополнительно содержит корпусной участок, выполненный из неэластичного материала. Применение неэластичного материала для корпусного участка обеспечивает более надежное устройство.

В модификации данного варианта осуществления эластичный материал участка эластичного материала является смесью полиуретановой смолы с особым соотношении компонентов смеси, и при этом корпусной участок выполнен из такой же смеси полиуретановой смолы с отличающимся соотношением компонентов смеси. Благодаря применению такой же смеси полиуретановой смолы с отличающимися соотношениями компонентов смеси упрощают способ изготовления и/или улучшают соединение между участком эластичного материала и корпусным участком.

В другом варианте осуществления носимое устройство дополнительно содержит блок измерения электропроводности кожи, выполненный с возможностью измерения электропроводности кожи пользователя между электродами для измерения электропроводности кожи. Тем самым обеспечен датчик электропроводности кожи. Датчик электропроводности кожи встроен в носимое устройство, например запястный браслет, наручный браслет, лодыжечный браслет или подобное устройство. В частности, блок измерения или датчик электропроводности кожи может содержать генератор напряжения для подачи напряжения между, по меньшей мере, двумя электродами для измерения электропроводности кожи, чувствительный блок для измерения тока между, по меньшей мере, двумя электродами и/или вычислительный блок для вычисления электропроводности кожи по измеренному току. Измеренная электропроводность кожи формирует с течением времени данные электропроводности кожи.

В модификации данного варианта осуществления носимое устройство дополнительно выполнено с возможностью определения стрессового периода или события по измеренной электропроводности кожи (данным электропроводности кожи) пользователя. Тем самым можно распознавать стрессовые периоды в жизни пользователя. Стрессовый(ое) период или событие можно определить, например, по конкретной крутизне нарастания и/или конкретной крутизне снижения электропроводности кожи (данных электропроводности кожи). Например, стрессовый(ое) период или событие можно определить посредством определения максимума электропроводности кожи (данных электропроводности кожи), в частности максимума с более крутой крутизной нарастания и более отлогой крутизной снижения. В одной модификации само носимое устройство содержит процессорный блок, сконфигурированный с возможностью определения стрессового периода или события. В альтернативной модификации процессорный блок является отдельной частью, и носимое устройство содержит (беспроводной) передатчик для передачи данных электропроводности кожи в отдельную часть.

В модификации данного варианта осуществления блок измерения электропроводности кожи расположен, по меньшей мере, частично в корпусе. Таким образом, можно защитить электрическую цепь блока измерения электропроводности кожи.

В дополнительном варианте осуществления эластичный материал имеет эластичность, которая достаточна для следования форме запястья пользователя. Тем самым носимое устройство можно надеть на запястье пользователя. Таким образом, носимое устройство является запястным браслетом, выполненным с возможностью надевания на запястье пользователя. Измерение электропроводности кожи на запястье с использованием запястного браслета является малозаметным способом измерения.

В дополнительном варианте осуществления электроды электропроводности кожи расположены так, чтобы контактировать с ладонной стороной запястья. На ладонной стороне запястья присутствует обычно немного волос. Следовательно, можно обеспечить более надежное измерение электропроводности кожи.

В дополнительном варианте осуществления способ дополнительно содержит этап формирования корпусного участка, выполненного из неэластичного материала. Тем самым можно обеспечить более надежное устройство.

В дополнительном варианте осуществления участок эластичного материала формируют методом литьевого прессования. Данный метод представляет особенно удобный способ формирования участка эластичного материала, в частности, когда эластичный материал является полимером или резиной.

В дополнительном варианте осуществления на первом этапе литьевого прессования формируют корпусной участок, и на втором этапе литьевого прессования формируют участок эластичного материала. Данный подход обеспечивает двухэтапный процесс литьевого прессования, который особенно выгоден.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Приведенные и другие аспекты изобретения наглядно поясняются на примере нижеописанного(ых) варианта(ов) осуществления. На нижеприведенных чертежах

Фиг.1 – первый пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной блоком измерения или датчиком электропроводности кожи;

Фиг.2 – второй пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной блоком измерения или датчиком электропроводности кожи, не соответствующим изобретению;

Фиг.3 – сечение носимого устройства в соответствии с вариантом осуществления;

Фиг.4 – вид в перспективе носимого устройства в соответствии с первым вариантом осуществления;

Фиг.5 – вид в перспективе носимого устройства в соответствии со вторым вариантом осуществления;

Фиг.6 – схема способа изготовления в соответствии с вариантом осуществления;

Фиг.7 – вид в перспективе части носимого устройства, при выполнении способа, показанного на фиг.6;

Фиг.8 – первый пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной носимым устройством в соответствии с вариантом осуществления;

Фиг.9 – второй пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной носимым устройством в соответствии с вариантом осуществления; и

Фиг.10 – третий пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной носимым устройством в соответствии с вариантом осуществления.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

На фиг.1 приведен первый пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной блоком измерения или датчиком электропроводности кожи, например, встроенным в носимое устройство, раскрытое в настоящей заявке или измеренной упомянутым устройством. Ось x обозначает время t за период длительностью несколько часов, в настоящем случае, от приблизительно 16 часов (4 часов дня) до 22:30 часов (10:30 часов вечера). Таким образом, записанная кривая электропроводности кожи формируется в течение нескольких часов. На фиг.1 ось y обозначает измеренные значения электропроводности кожи, называемые также кожно-гальванической реакцией (GSR) или электродермальной активностью (EDA), измеренные в мкСм. Каждая точка фазы электропроводности кожи отражает значение электропроводности кожи, измеренное блоком измерения или датчиком электропроводности кожи в данный конкретный момент времени t. Электропроводность кожи (или значения GSR или EDA) является мерой электрической проводимости кожи, которая изменяется с изменением ее уровня влажности, следовательно, активности потовых желез. Эмоциональные события представляются как максимумы с более крутой крутизной нарастания и более отлогой крутизной снижения. На фиг.1 каждый максимум соответствует реакции симпатической нервной системы на эмоционально возбуждающее событие (передаваемой блуждающим нервом в потовые железы кожи).

Электропроводность кожи обратно пропорциональна электрическому сопротивлению кожи. Роговой слой кожи формирует электрический барьер, обуславливающий высокое сопротивление кожи. Таким образом, сопротивление кожи состоит, в основном, из сопротивления рогового слоя. Потовые железы функционируют как токопроводящие каналы в данном барьере из рогового слоя. Между числом потовых желез и значением электропроводности кожи существует связь или зависимость.

Однако для некоторой процентной составляющей пользователей значение или сигнал измерения электропроводности кожи может быть слишком низким для регистрации. На фиг.2 приведен данный пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной блоком измерения или датчиком электропроводности кожи, не соответствующим изобретению. Значения или сигнал электропроводности кожи, показанный на фиг.2 являются слишком низкими для регистрации в течение большей части времени. На записанной кривой электропроводности кожи, показанной на фиг.2, записаны только эффекты сильных эмоциональных событий или стресс-факторов.

Диапазон электропроводностей кожи среди всего народонаселения оказывается очень большим. Например, пользователь с сухой кожей обычно характеризуется такой низкой электропроводностью кожи, что при измерении электропроводности кожи пользователя сигнал оказывается ниже диапазона блока измерения или датчика электропроводности кожи. Эффект сухой кожи, очевидно, состоит в том, что активность потовых желез является настолько слабой, что только сильные эмоциональные события или стресс-факторы вызывают реакцию электропроводности кожи. В холодных и/или сухих окружающих средах кожа обычно высыхает, что аналогичным образом приводит к ухудшению реакции электропроводности кожи на эмоциональные события или стресс-факторы.

На фиг.3 показано сечение носимого устройства 10, надеваемого на пользователя для измерения электропроводности кожи пользователя в соответствии с вариантом осуществления. Носимое устройство 10 содержит два электрода 12 электропроводности кожи для контакта с кожей 2 пользователя. В варианте осуществления, показанном на фиг.3, применено как раз два электрода 12 для измерения электропроводности кожи. Как можно видеть на фиг.3, кожа 2 содержит роговой слой в качестве верхнего слоя кожи. Кроме того, кожа 2 содержит нижерасположенные слои 6 кожи. Потовые железы 8 продолжаются от нижерасположенных слоев 6 кожи через роговой слой 4 к верхней поверхности кожи 2. Таким образом, потовые железы 8 функционируют как токопроводящие каналы в роговом слое 4.

Носимое устройство 10 содержит участок 14 эластичного материала, который окружает электроды 12 электропроводности кожи и формирует поверхность 16 материала. В частности, участок 14 эластичного материала охватывает электроды 12 по окружности. Эластичный материал участка 14 эластичного материала не пропускает газообразные и жидкие вещества. Например, эластичный материал не пропускает воду, водяной пар и/или воздух. При этом между кожей 2 и электродами 12 формируется жидкостная пленка 21, когда носимое устройство 10 надето на пользователя. Жидкостная пленка 21 образуется потом пользователя из потовых желез 8. Тем самым обеспечивается, что потери текучей среды из-за повторного впитывания в кожу 2 (или рогового слоя 4) и испарения текучей среды во внешнюю среду 19 оказываются меньше, чем образование текучей среды потовыми железами 8. В частности, так как эластичный материал не пропускает воздух, то эластичный материал является, в частности, воздухонепроницаемым. В частности, так как эластичный материал не пропускает воду, то эластичный материал является, в частности, водонепроницаемым. Тем самым можно обеспечить стабильный микроклимат в непосредственной окрестности или близости электродов 12 для измерения электропроводности кожи. Таким образом, применение участка 14 эластичного материала, окружающего электроды 12 для измерения электропроводности кожи, создает влажный микроклимат, приводящий к тому, что данные измерения или датчика электропроводности кожи остаются в пределах измеримого диапазона для, по существу, всех пользователей все время. Тем самым можно обеспечить высокий уровень электропроводности кожи для кожи всех типов и всех окружающих сред. Жидкостная пленка 21 сформирована, в частности, в зоне между двумя электродами 12. Таким образом, эластичный материал (например, полимер или резина) может находиться между электродами 12.

Участок 14 эластичного материала расположен так, что вблизи электродов 12 электропроводности кожи герметизируется воздушная полость 18, когда электроды 12 электропроводности кожи контактируют с кожей 2 пользователя, как показано на фиг.3. Благодаря герметизации воздушной полости 18 обеспечивается герметичное уплотнение небольшой зоны, окружающей электроды 12 для измерения электропроводности кожи, относительно внешней атмосферы 19. Воздушная полость 18 формируется, в частности, в зоне между двумя электродами 12.

Эластичный материал может быть, в частности, полимером или резиной. В частности, эластичный материал может быть смесью полиуретановой смолы с особым соотношением компонентов смеси, например смесью полиуретановой смолы, изготовленной из полиэфирполиола на основе простого эфира и 4,4’-дифенилметандиизоцианата (известного также как CAS 101-68-8) в соотношении приблизительно 100:40. Данный материал известен также как материал типа 6120, изготавливаемый, например, компанией MTT Technologies Group. Эластичный материал, в частности, имеет эластичность, которая достаточна для следования форме запястья пользователя. При этом носимое устройство 10 может быть обеспечено в форме запястного браслета, выполненного с возможностью надеваемого на запястье пользователя.

Как можно видеть на фиг.3, носимое устройство 10 при надевании на пользователя прижимается к коже 2 пользователя таким образом, что к коже 2 прижимаются края носимого устройства 10 или участка 14 эластичного материала. Кроме того, как показано на фиг.3, электроды 12 электропроводности кожи выступают из поверхности 16 материала на расстояние d. В частности, электроды 12 электропроводности кожи могут выступать на 50-1000 мкм из поверхности 16 материала. В частности, расстояние может быть 100-700 мкм. Электроды 12 электропроводности кожи могут быть двумя отдельными элементами, разделенными некоторым расстоянием, как показано на фиг.3. В альтернативном варианте два электрода электропроводности кожи могут быть объединены в одном элементе, если данные электроды изолированы между собой.

Как можно видеть в варианте осуществления на фиг.3, носимое устройство 10 дополнительно содержит корпусной участок 20, выполненный из неэластичного материала. В частности, если эластичный материал участка 14 эластичного материала является смесью полиуретановой смолы с особым соотношением компонентов смеси, как пояснялось выше, то корпусной участок 20 может быть выполнен из такой же смеси полиуретановой смолы, но с другим соотношением компонентов смеси.

На фиг.4 приведен вид в перспективе носимого устройства 10 в соответствии с первым вариантом осуществления. На фиг.5 приведен вид в перспективе носимого устройства в соответствии со вторым вариантом осуществления. Каждое из носимых устройств 10, показанных на фиг.4 и 5, может быть носимым устройством 10, описанным со ссылкой на фиг.3. В каждом из вариантов осуществления, показанных на фиг.4 и 5, носимое устройство является запястным браслетом, содержащим встроенный в него блок измерения или датчик электропроводности кожи. Носимое устройство 10 содержит блок измерения электропроводности кожи, при этом блок измерения электропроводности кожи выполнен с возможностью измерения электропроводности кожи пользователя между двумя электродами 12 для измерения электропроводности кожи.

В каждом из вариантов осуществления, показанных на фиг.4 и 5, носимое устройство 10 в форме запястного браслета содержит часть 22 материала запястного браслета и корпусной участок 20. Часть 22 материала запястного браслета может быть обмотана вокруг запястья пользователя. Следует понимать, что носимое устройство 10 может быть также надето на любую другую подходящую часть тела, например лодыжку, ногу или руку. В каждом из вариантов осуществления, показанных на фиг.4 и 5, два электрода 12 электропроводности кожи встроены в часть 22 материала запястного браслета. Как уже пояснялось со ссылкой на фиг.3, носимое устройство 10 содержит участок 14 эластичного материала, который окружает электроды 12 электропроводности кожи и формирует поверхность материала. Эластичный материал участка 14 эластичного материала не пропускает газообразные и жидкие вещества, когда электроды 12 электропроводности кожи контактируют с кожей (на запястье) пользователя. При этом между кожей и электродами 12 формируется жидкостная пленка, когда носимое устройство 10 надето на пользователя. Жидкостная пленка образуется потом пользователя из потовых желез. Обеспечивается условие, что потери текучей среды из-за повторного впитывания в кожу и испарения текучей среды во внешнюю среду оказываются меньше, чем образование текучей среды потовыми железами. Кроме того, участок эластичного материала расположен так, что вблизи электродов 12 электропроводности кожи герметизируется воздушная полость, когда электроды 12 электропроводности кожи контактируют с кожей (на запястье) пользователя.

В каждом из вариантов осуществления, показанных на фиг.4 и 5, участок 14 эластичного материала входит в состав части 22 материала запястного браслета или формирует упомянутую часть. Часть 22 материала запястного браслета может также содержать, по меньшей мере, один дополнительный участок материала, например участок текстильного материала. Дополнительный участок материала может пропускать газообразные и/или жидкие вещества, в частности может быть проницаемым. Участок 14 эластичного материала может быть включен в состав упомянутого дополнительного участка материала. Электроды 12 электропроводности кожи могут быть расположены так, чтобы контактировать с ладонной стороной запястью, на которой находится обычно немного волос, когда носимое устройство 10 надето или применяется пользователем. Следовательно, можно обеспечить более надежное измерение электропроводности кожи. Кроме того, на ладонной стороне запястья плотность потовых желез меньше, чем, например, на ладони руки. Вследствие образования стабильной жидкостной пленки, устройство, описанное в настоящей заявке, обеспечивает удовлетворительный баланс между образованием текучей среды и потерями текучей среды, например, на ладонной стороне запястья.

Носимое устройство 10 дополнительно содержит блок измерения электропроводности кожи, выполненный с возможностью измерения электропроводности кожи пользователя между электродами 12 для измерения электропроводности кожи. Следовательно, носимое устройство 10 содержит датчик электропроводности кожи. В частности, блок измерения или датчик электропроводности кожи может содержать генератор напряжения для подачи напряжения между, по меньшей мере, двумя электродами для измерения электропроводности кожи, чувствительный блок для измерения тока между, по меньшей мере, двумя электродами и/или вычислительный блок для вычисления электропроводности кожи по измеренному току. Блок измерения электропроводности кожи в варианте осуществления, показанном на фиг.4 или 5, расположен в корпусном участке 20, выполненном из неэластичного материала. Таким образом, можно защитить электрическую цепь блока измерения электропроводности кожи. Электроды 12 электропроводности кожи подсоединены к блоку измерения электропроводности кожи проводами, вмонтированными в часть 22 материала запястного браслета в варианте осуществления, показанном на фиг.4 или 5.

Измеренная электропроводность кожи формирует с течением времени данные электропроводности кожи. Данные электропроводности кожи могут сохраняться, например, в памяти носимого устройства 10 или могут передаваться (беспроводным способом) во внешний блок с использованием (беспроводного) передатчика. В одном примере носимое устройство 10 дополнительно выполнено с возможностью определения стрессового периода или события по измеренным данным электропроводности кожи пользователя. Тем самым можно распознавать стрессовые периоды в жизни пользователя. Стрессовый(ое) период или событие можно определить, например, по конкретной крутизне нарастания и/или конкретной крутизне снижения данных о коже. Например, стрессовый(ое) период или событие можно определить посредством определения максимума данных электропроводности кожи, в частности максимума с более крутой крутизной нарастания и более отлогой крутизной снижения. В одном примере носимое устройство 10 содержит процессорный блок, сконфигурированный с возможностью определения стрессового периода или события. В другом примере процессорный блок является отдельной частью, и носимое устройство 10 передает данные электропроводности кожи в отдельную часть посредством (беспроводного) передатчика.

В варианте осуществления, показанном на фиг.4 или 5, часть 22 материала запястного браслета формирует замкнутую петлю с использованием крепежного участка 24. В варианте осуществления, показанном на фиг.4, крепежный участок имеет форму застежки-липучки, известной также как застежка Velcro^®. В варианте осуществления, показанном на фиг.5, крепежный участок 24 имеет форму штифтовой застежки, например, обычно применяемой для наручных часов. Следует понимать, что возможно применение любого другого подходящего крепежного участка 24. Как показано на фиг.5, носимое устройство 10 может дополнительно содержать кнопку 26 на внешней поверхности. Кнопку 26 можно, например, использовать для включения и/или выключения носимого устройства 10 или, в частности, для включения и/или выключения блока измерения или датчика электропроводности кожи.

На фиг.6 приведена схема способа изготовления в соответствии с вариантом осуществления. Способ предназначен, в частности, для изготовления носимого устройства, описанного выше в связи с фиг.3, 4 или 5, надеваемого на пользователя для измерения электропроводности кожи пользователя. На первом этапе S101 формируют корпусной участок 20, выполняемый из неэластичного материала, например, с использованием первого этапа литьевого прессования. В примере, данный неэластичный материал может быть смесью полиуретановой смолы, как пояснялось выше. Затем, на втором этапе S102 литьевого прессования формируют участок 14 эластичного материала. В примере, данный эластичный материал может быть смесью полиуретановой смолы, в частности, типа 6120, как пояснялось выше.

Пример данного корпусного участка 20 показан на фиг.7. На фиг.7 приведен вид в перспективе части носимого устройства 10, а именно корпусного участка 20 при выполнении способа, показанного на фиг.6. Корпусной участок 20 может быть, например, корпусным участком носимого устройства, показанного на фиг.5. Корпусной участок 20 может также содержать присоединительный участок, на котором расположен крепежный участок 24, в частности штифтовая застежка, как поясняется со ссылкой на фиг.5. Как можно видеть на фиг.7, сформированный корпусной участок 20 расположен в пресс-форме 30 для литьевого прессования, которая сформирована так, чтобы участок 14 эластичного материала можно было формировать на втором этапе литьевого прессования.

На третьем этапе S103, по меньшей мере, два электрода электропроводности кожи для контакта с кожей пользователя можно обеспечить или расположить в участке 14 эластичного материала. Таким образом, электроды 12 электропроводности кожи окружают участок 14 эластичного материала. Этап S103 обеспечения электродов 12 электропроводности кожи можно также выполнять перед вторым этапом S102 литьевого прессования.

Затем, на конечном этапе S104 в носимом устройстве размещают блок измерения электропроводности кожи. Как можно видеть на фиг.7, блок измерения электропроводности кожи (электронная цепь) можно размещать в свободном пространстве 31, сформированном в корпусном участке 20. Часть 22 материала запястного браслета или участок 14 эластичного материала может быть надежно и разъемно прикреплена к корпусному участку 20.

Когда носимое устройство 10, описанное в настоящей заявке, контактирует с кожей пользователя, в частности запястный браслет контактирует с ладонной стороной запястья пользователя, после надевания носимого устройства требуется период стабилизации длительностью несколько минут, например, по меньшей мере, 10 минут или, по меньшей мере, 15 минут. После данного периода стабилизации значения или данные электропроводности кожи становятся достаточно значительными и стабильными для измерения.

На фиг.8 приведен первый пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной носимым устройством в соответствии с вариантом осуществления, в частности носимым устройством 10, описанным в связи с вышеупомянутыми фигурами. Как можно видеть на фиг.8, значения или данные электропроводности кожи (сигнал электропроводности кожи) увеличиваются приблизительно десятикратно через приблизительно 10 минут. После данного первоначального нарастания колебания сигнала вызываются активизацией потовых желез пользователя, носящим только носимое устройство. Формирования жидкостной пленки заметно в первые приблизительно 20 минут измерения электропроводности кожи носимым устройством. Значение электропроводности кожи резко увеличивается в начале и выравнивается, когда жидкостная пленка окончательно сформируется. Поэтому заметна небольшая крутизна снижения измеренного значения электропроводности кожи (сигнала электропроводности кожи), как можно видеть на фиг.8, вследствие ограниченного испарения текучей среды. Например, после стрессового периода жидкостная пленка обуславливает высокую электропроводность кожи в течение намного большего времени (например, до приблизительно 30 минут), чем электродермальная реакция (например, приблизительно 10-20 секунд). Медленное уменьшение значения электропроводности кожи происходит в результате повторного впитывания роговым слоем кожи. Однако благодаря непроницаемости эластичного материала (например, резины) для газообразных и жидких веществ потери текучей среды на испарение снижаются или исключаются (или минимизируются), и остается только повторное впитывание кожей.

На фиг.9 приведен второй пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной носимым устройством в соответствии с вариантом осуществления, в частности носимым устройством 10, описанным в связи с вышеупомянутыми фигурами. Как показано на фиг.9, носимое устройство (или запястный браслет) снимали приблизительно на 30 секунд (на время приблизительно от 16:03 до 16:05 часов). Однако данный короткий перерыв не влияет на измеренный уровень электропроводности кожи после того, как носимое устройство снова надевают. Как можно видеть на фиг.9, сигнал остается стабильным после кратковременного интервала, в течение которого было снято носимое устройство. Приведенные результаты обусловлены тем, что сформирован стабильный микроклимат, как поясняется выше. Данный микроклимат обусловлен увлажнением кожи вследствие герметичного уплотнения. Таким образом, короткий период, например, до 30 секунд, снятия носимого устройства никак не сказывается на уровне электропроводности кожи.

На фиг.10 приведен третий пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной носимым устройством в соответствии с вариантом осуществления, в частности носимым устройством, описанным в связи с вышеупомянутыми фигурами. Как показано на фиг.10, носимое устройство (или запястный браслет) приблизительно от 7:05 до 7:10 часов пользователь снимал носимое устройство, принимал душ и после этого вытер насухо кожу. Затем пользователь снова надел носимое устройство. Как можно видеть на фиг.10, эффект обезвоживания кожи, обусловленный принятием душа и затем вытиранием насухо кожи, приводит к падению уровня электропроводности кожи до первоначального уровня перед увлажнением кожи благодаря герметичному уплотнению.

Профиль нарастания электропроводности кожи после надевания носимого устройства можно смоделировать. Затем сигнал электропроводности кожи можно скорректировать с учетом упомянутого эффекта нарастания, чтобы получить надежное(ый) значение или сигнал электропроводности кожи также в первые минуты после надевания носимого устройства.

Хотя изобретение подробно представлено на чертежах и охарактеризовано в вышеприведенном описании, упомянутые чертежи и описание следует считать наглядными или примерными, а не ограничивающими; изобретение не ограничено раскрытыми вариантами осуществления. Специалистами в данной области техники, в процессе практического применения изобретения, на основании изучения чертежей, описания и прилагаемой формулы изобретения, могут быть разработаны и реализованы другие модификации раскрытых вариантов осуществления.

В формуле изобретения выражение «содержащий» не исключает других элементов или этапов, и единственное число не исключает множества. Единственный элемент или другой блок может выполнять функции нескольких компонентов, упомянутых в формуле изобретения. Очевидное обстоятельство то, что некоторые средства упомянуты во взаимно различающихся зависимых пунктах формулы изобретения, не означает невозможность выгодного применения комбинации упомянутых средств.

Никакие позиции в формуле изобретения нельзя истолковывать как ограничивающие объем изобретения.

1. Носимое устройство (10), надеваемое на пользователя для измерения электропроводности кожи пользователя (1), при этом носимое устройство содержит:

- по меньшей мере, два электрода (12) электропроводности кожи для контакта с кожей (2) пользователя, и

- участок (14) эластичного материала, который окружает электроды (12) электропроводности кожи и формирует поверхность (16) материала, причем эластичный материал участка (14) эластичного материала не пропускает газообразные и жидкие вещества.

2. Носимое устройство по п. 1, в котором участок (14) эластичного материала расположен так, что вблизи электродов (12) электропроводности кожи герметизируется воздушная полость (18), когда электроды (12) электропроводности кожи контактируют с кожей (2) пользователя.

3. Носимое устройство по п. 1, в котором эластичный материал является полимером или резиной.

4. Носимое устройство по п. 1, в котором эластичный материал является смесью полиуретановой смолы с определенным соотношением компонентов смеси.

5. Носимое устройство по п. 4, в котором смесь полиуретановой смолы изготавливают из полиэфирполиола на основе простого эфира и 4,4'-дифенилметандиизоцианата в соотношении приблизительно 100:40.

6. Носимое устройство по п. 1, в котором электроды (12) электропроводности кожи выступают из поверхности (16) материала.

7. Носимое устройство по п. 6, в котором электроды (12) электропроводности кожи выступают на 50-1000 мкм от поверхности (16) материала, в частности на 100-700 мкм.

8. Носимое устройство по п. 1, дополнительно содержащее корпусной участок (20), выполненный из неэластичного материала.

9. Носимое устройство по п. 8, в котором эластичный материал участка (14) эластичного материала является смесью полиуретановой смолы с определенным соотношением компонентов смеси, и при этом корпусной участок (20) выполнен из такой же смеси полиуретановой смолы с отличающимся соотношением компонентов смеси.

10. Носимое устройство по п. 1, дополнительно содержащее блок измерения электропроводности кожи, выполненный с возможностью измерения электропроводности кожи пользователя между электродами (12) для измерения электропроводности кожи.

11. Носимое устройство по 10, в котором блок измерения электропроводности кожи расположен, по меньшей мере частично, в корпусном участке (20).

12. Носимое устройство по п. 8, дополнительно содержащее блок измерения электропроводности кожи, причем блок измерения электропроводности кожи расположен, по меньшей мере частично, в корпусном участке (20).

13. Носимое устройство по п. 1, в котором эластичный материал имеет эластичность, которая достаточна для следования форме запястья пользователя.

14. Способ изготовления носимого устройства (10), надеваемого на пользователя для измерения электропроводности кожи пользователя, при этом способ содержит следующие этапы:

- обеспечивают, по меньшей мере, два электрода (12) электропроводности кожи для контакта с кожей (2) пользователя (1) и

- формируют участок (14) эластичного материала, который окружает электроды (12) электропроводности кожи и формирует поверхность (16) материала, причем эластичный материал участка (14) эластичного материала не пропускает газообразные и жидкие вещества.

15. Способ по п. 14, дополнительно содержащий этап формирования корпусного участка (20), выполненного из неэластичного материала.

16. Способ по п. 14, в котором участок (14) эластичного материала формируют литьевым прессованием.

Изобретение относится к медицине, а именно к онкологии и урологии, и может быть использовано для диагностики рака предстательной железы. Осуществляют воздействие постоянным электрическим током посредством трех накожных пластинчатых электродов.

Устройство и способ для диагностики вторичного кариеса зубов // 2603428

Группа изобретений относится к медицине, а именно к стоматологии, и может быть использована для обнаружения вторичного кариеса. Группа изобретений представлена устройством и способом обнаружения вторичного кариеса.

Способ и устройство измерения стресса // 2602797

Группа изобретений относится к области медицины, в частности к устройству измерения стресса и к способу определения уровня стресса пользователя. Устройство измерения стресса содержит входной интерфейс для приема сигнала проводимости кожи, процессор для обработки данных измерений проводимости кожи, причем процессор выполнен с возможностью определения, по меньшей мере, для части данных измерений проводимости кожи значений времени нарастания, по меньшей мере, между двумя различными точками данных измерений проводимости кожи, чтобы определить частотное распределение значений времени нарастания и определить уровень стресса пользователя, основываясь на определенном частотном распределении.

Измеритель влагосодержания // 2601104

Изобретения относятся к медицинской технике. Измеритель влагосодержания (1) пациента содержит блок импедансного типа (30) для измерения влагосодержания или блок электростатического емкостного типа для измерения влагосодержания.

Датчик проводимости кожи // 2596011

Группа изобретений относится к медицинской технике. Датчик проводимости кожи содержит, по меньшей мере, два сухих электрода и выполнен с возможностью восприятия проводимости кожи пользователя между, по меньшей мере, двумя сухими электродами, где, по меньшей мере, один из электродов представляет собой сухой накожный электропроводный электрод для обеспечения контакта с кожей пользователя.

Цифровой биометрический комплекс оценки функционального состояния пилота воздушного судна // 2587724

Изобретение относится к устройствам для определения психофизиологического состояния человека и может быть использовано для контроля операторской деятельности человека.

Способ оценки местной инъекционной анестезии пульпы зуба // 2579420

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.

Способ прогнозирования ранних осложнений дентальной имплантации // 2578908

Изобретение относится к медицине, а именно к хирургической стоматологии, и может быть использовано для прогнозирования ранних осложнений дентальной имплантации на предоперационном этапе.

Способ обнаружения новообразования в молочной железе и маммограф // 2578180

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.

Способ диагностики туберкулезного спондилита // 2578101

Варианты изобретения относятся к медицине, фтизиатрии. Диагностируют туберкулезный спондилит путем использования рентгеновской компьютерной томографии (РКТ) или магнитно-резонансной томографии (МРТ).

Сбор магнитно-резонансных данных с использованием наблюдения физиологического состояния // 2612859

Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к магнитно-резонансным системам. Способ выполнения магнитно-резонансного сканирования пациента содержит этапы, на которых наблюдают за физиологическим сигналом пациента, предоставляемым от датчика, анализируют посредством компьютера наблюдаемый физиологический сигнал, предоставляют посредством компьютера предварительно записанные или искусственно формируемые голосовые инструкции пациенту, определяют посредством компьютера способность пациента сохранять состояние задержки дыхания, выбирают посредством компьютера протокол формирования изображения, управляют посредством компьютера магнитно-резонансным сканированием в соответствии с выбранным протоколом формирования изображения. Магнитно-резонансная система формирования изображения для выполнения магнитно-резонансного сканирования содержит датчик, выполненный с возможностью измерения физиологического сигнала пациента, громкоговоритель, выполненный с возможностью предоставления предварительно записанных или искусственно формируемых голосовых инструкций пациенту, и компьютер. Магнитно-резонансная система формирования изображения для адаптивного выполнения магнитно-резонансного сканирования содержит датчик, выполненный с возможностью измерения дыхания пациента и генерирования физиологического сигнала, громкоговоритель, выполненный с возможностью акустически доставлять информацию пациенту, и компьютер. Использование изобретений позволит улучшить качество изображений. 3 н. и 18 з.п. ф-лы, 2 ил.

Способ определения недостатка воды в организме человека // 2615732

Изобретение относится к медицине, в частности к диагностике, и может быть использовано для определения недостатка воды в организме человека. Измеряют значения импеданса участка тела человека на низкой частоте и высокой частоте. На основе измеренного значения импеданса на высокой частоте получают оценку количества жидкости в тканях тела в исследуемом объеме в текущий момент времени. На основе измеренного значения импеданса на низкой частоте получают оценку количества внеклеточной жидкости в исследуемом объеме в текущий момент времени. Выбирают базовое значение оценки количества внеклеточной жидкости в исследуемом объеме в начальный момент времени измерений. Определяют значение поправки, учитывающее изменение количества крови в исследуемом объеме к текущему моменту времени. Определяют скорректированную оценку количества жидкости в тканях тела в исследуемом объеме, учитывающую изменение в этом объеме количества крови к текущему моменту времени. По полученным значениям скорректированной оценки количества жидкости в тканях тела в исследуемом объеме судят о наступлении состояния недостатка воды в организме человека. Способ обеспечивает повышение точности определения состояния недостатка воды в организме человека за счет учета изменения в исследуемом объеме количества крови к текущему моменту времени. 5 з.п. ф-лы, 5 ил.

Магнитно-резонансная (mr) томография электрических свойств // 2616984

Изобретения относятся к медицинской технике, а именно к средствам для магнитно-резонансной визуализации. Способ магнитно-резонансной визуализации объекта содержит этапы, на которых подвергают объект действию двух или более визуализирующих последовательностей для получения MR сигналов, при этом каждая визуализирующая последовательность содержит один радиочастотный (RF) импульс и один переключаемый градиент магнитного поля, реконструируют два или более изображений MR фазы из MR сигналов, полученных посредством двух визуализирующих последовательностей, в которых переключаемые градиенты магнитного поля одной из визуализирующих последовательностей для пространственного кодирования в MR визуализации имеют противоположную полярность по отношению к переключаемым градиентам магнитного поля второй из визуализирующих последовательностей, выводят пространственное распределение электрических свойств объекта. MR устройство предназначено для осуществления способа, причем MR устройство включает в себя одну основную катушку электромагнита, набор градиентных катушек для генерации переключаемых градиентов магнитного поля, одну RF катушку, блок управления и блок реконструкции. Носитель данных для систем магнитно-резонансной визуализации объекта содержит компьютерную программу для выполнения на устройстве MR. Данная группа изобретений позволит расширить арсенал технических средств. 3 н. и 5 з.п. ф-лы, 2 ил.

Регулируемое сенсорное устройство для считывания физиологических параметров // 2618296

Изобретение относится к сенсорному устройству. Сенсорное устройство содержит ремешок, включающий в себя по меньшей мере один датчик для измерения физиологического параметра на внутренней стороне запястья тела человека или животного и блок обработки сигналов для обработки выходных данных измерения, полученного от упомянутого по меньшей мере одного датчика. Упомянутый ремешок выполнен с возможностью обеспечения регулируемого прикрепления к упомянутому блоку обработки сигналов на обоих концах упомянутого ремешка. В результате обеспечивается точное расположение датчика на внутренней стороне запястья тела человека или животного. 2 н. и 9 з.п. ф-лы, 6 ил.

Способ диагностики наполненности мочевого пузыря // 2619752

Изобретение относится к медицине и нефрологии и может быть использовано для определения наполненности мочевого пузыря. Накладывают электроды на кожу в области нахождения мочевого пузыря. Подключают их к усилителю биопотенциалов для получения двух отведений, с помощью которых измеряют сигналы биоэлектрической активности стенок мочевого пузыря. Одновременно производят регистрацию электрокардиограммы для фильтрации сигнала. Математически обрабатывают полученные сигналы путем нормировки и построения спектров сигналов мочевого пузыря и электрокардиограммы методом Фурье. Осуществляют фильтрацию сигнала мочевого пузыря от сигнала электрокардиограммы путем деления спектра сигнала мочевого пузыря на спектр сигнала электрокардиограммы. Выделяют характерные частоты спектров из диапазона наибольшей активности 0,7 Гц, 1,5 Гц, 1,7 Гц. Указанные измерения осуществляют дважды - до и после водно-питьевой нагрузки. Сравнивают амплитуды характерных частот и по их увеличению судят о степени наполненности мочевого пузыря. Способ позволяет точно, просто и неинвазивно определить наполненность мочевого пузыря за счет одновременной регистрации биоэлектрической активности стенок мочевого пузыря и электрокардиограммы с последующей фильтрацией сигнала мочевого пузыря от сигнала электрокардиограммы. 3 ил.

Способ мониторинга уровня стресса у пациента // 2622607

Изобретение относится к медицине и может быть использовано для мониторинга уровня стресса у пациента. Проводят регистрацию, измерение и анализ показателей кожной проводимости. По показателям кожной проводимости в динамике определяют: интенсивность стресс-реакции, кумулятивный эффект стресса и степень стрессовой напряженности организма за период непрерывного мониторирования. Интенсивность стресс-реакции определяют путем усреднения значений частот флуктуаций кожной проводимости за интервал времени, составляющий не менее 3 минут, но не более 5 минут. Кумулятивный эффект стресса определяют путем вычисления произведения суммы значений интенсивности стресс-реакции, превышающих пограничное значение, на время, в течение которого интенсивность стресс-реакции превышала пограничное значение. Степень стрессовой напряженности организма определяют путем вычисления произведения отношения кумулятивного эффекта стресса к максимально возможному кумулятивному эффекту стресса у данного пациента и отношения времени, в течение которого интенсивность стресс-реакции превышала пограничное значение, к периоду непрерывного мониторирования. Пограничное значение частоты флуктуаций кожной проводимости, отражающее проявление стресс-реакции, соответствует 0,11 пик/с. Далее по значениям интенсивности стресс-реакции, кумулятивного эффекта стресса и степени стрессовой напряженности организма в динамике определяют уровень стресса. Способ позволяет с высокой точностью и достоверностью провести мониторинг уровня стресса за счет определения в динамике наиболее значимых показателей кожной проводимости. 2 з.п. ф-лы, 6 ил., 3 пр.

Способ определения составляющих импеданса биообъекта // 2624172

Изобретение относится к области медицины. Для определения составляющих импеданса биологического объекта осуществляют подачу на биообъект импульса стабилизированного тока I и измерение напряжения u. В момент времени t после начала импульса тока в качестве составляющих импеданса биообъекта определяют активное сопротивление R и эквивалентную емкость С тканей биообъекта. Дополнительно измеряют в тот же момент времени ток I и поток g. Составляющие импеданса определяют по трем импульсным динамическим характеристикам (ИДХ): ИДХ напряжения u(t), ИДХ тока i(t), ИДХ потока g(t), по которым регистрируют параметры ИДХ: установившееся напряжение Е и постоянную времени T=-i/g, а также стабилизированный ток I и поток G как отношения I=Е/Т и G -I/T. По параметрам рассчитывают активное сопротивление R=E/I и эквивалентную емкость C=T/R тканей биологического объекта. Способ повышает точность и оперативность измерения составляющих комплексного сопротивления биообъекта за счет устранения методической и динамической погрешностей. 2 ил., 3 табл.

Способ интерактивного психофизиологического тестирования // 2624318

Изобретение относится к области медицины, а именно к области проведения психофизиологических исследований, например анализа психофизиологических реакций человека, и может быть использовано в медицинских целях, функциональной диагностике, педагогике, психологии, судебной практике и криминалистике. В процессе интерактивного психофизиологического тестирования предъявляют тестируемому лицу вопросы. Регистрируют физиологические параметры тестируемого лица, а также регистрируют психологическую составляющую путем измерения электрической проводимости головного мозга с помощью электродов, наложенных на височные области, а также непосредственно над ушами на участках, где отсутствуют волосы в области левого и правого висков в 5 см от верхних краев ушей. Измерение электрической проводимости в височной области и в области над ушами осуществляют постоянно в течение всего времени предъявления тестируемому вопросов. По изменению электрической проводимости, измеряемой в височной области, судят о повышении эмоционального напряжения тестируемого лица при предъявлении вопроса. По изменению электрической проводимости, измеряемой в области над ушами, судят об актуализации образов в долговременной памяти тестируемого лица при предъявлении вопроса. Способ позволяет определить функциональную природу психофизиологических реакций при предъявлении тестируемому вопросов, и возможности определить, вспоминает человек что-либо при предъявлении вопроса или нет за счет проведения интерактивного психофизиологического тестирования с использованием электродов, наложенных на височные области, а также непосредственно над ушами. 8 з.п. ф-лы, 5 ил., 4 табл., 3 пр.

Устройство для улучшения качества сна посредством сочетанной стимуляции // 2630882

Изобретение относится к медицинской технике. Устройство для улучшения качества сна содержит измеритель электродермальной активности субъекта (14) с выделением фаз сна по величине электрического сопротивления и сигналов кожно-гальванической реакции (КГР), подключенный к паре накожных электродов (241) генератор стимулирующих электрических импульсов (24), измеритель мышечного тонуса (16), подключенный к монитору (211) блок видеостимуляции (21), подключенный к электроакустическому преобразователю (222) блок аудиостимуляции (22) и блок пробуждающей стимуляции (23). Управляющие входы указанных блоков и генератора импульсов связаны с управляющими выходами модуля анализа и управления (20), входы которого связаны с измерителем электродермальной активности и измерителем мышечного тонуса. Блок видеостимуляции формирует на экране монитора движущиеся изображения зрительных стимулов, скорость перемещений которых устанавливают в прямой зависимости от интенсивности сигналов КГР, и обнуляет указанную скорость при уменьшении интенсивности сигналов КГР ниже порогового уровня. Блок аудиостимуляции формирует звуковые образы для релаксации субъекта, параметры которых регулируются в соответствии с текущим значением электродермальной активности. Генератор импульсов подает непробуждающие импульсы при наступлении дельта-сна, регистрируемого по наличию минимумов на зависимости электродермальной активности от текущего времени. Блок пробуждающей стимуляции подает стимулы на последней РЕМ-фазе сна в заранее обусловленное время утреннего пробуждения. Модуль анализа и управления блокирует подачу звуковых образов от блока аудиостимуляции в фазах дельта-сна по сигналам от измерителя мышечного тонуса. Достигается сокращение времени засыпания и увеличение длительности дельта-фазы сна, что способствует углублению ощущения сна и повышению его качества. 3 з.п. ф-лы, 6 ил.

Способ определения ударного объема сердца // 2633348

Изобретение относится к области медицины, а именно к кардиологии, кардиохирургии, функциональной диагностике. Для определения ударного объема сердца проводят наложение двух электродов на участки тела, регистрацию сопротивления R между электродами при снятии реограммы (РГ), измерение гемоглобина крови Hb. Ударный объем сердца определяют по калибровочной характеристике Q отношения сопротивления R к предельному значению R0 между электродами РГ с функцией Q0i нормированного объема от гемоглобина крови (Hb): где R0 - предельное значение сопротивления, зарегистрированное на верхней и нижней границах значениям сопротивления Ri пациентов, нормированным объемам сердца Q0i и значениям ударных объемов сердца пациентов Qi, с различной калибровкой для мужчин и женщин, при этом i=1, 2, а Функцию Q0i нормированного объема калибруют по измеренному значению гемоглобина Hb одного пациента с известным значением ударного объема сердца Q, по которым рассчитывают последовательным приближением параметры: значения предельного объема сердца Q0 и предельного гемоглобина крови Hb0. Способ повышает точность измерения ударного объема сердца, за счет адаптации сопротивления по границам диапазона и калибровке нормированного объема по одной мере гемоглобина крови. 1 з.п. ф-лы, 4 ил., 1 табл.