Датчик определения концентрации газа

Группа изобретений относится к медицинской измерительной технике. Блок оптического датчика для измерения концентрации газа содержит слой считывания, выполненный с возможностью освещения заданным излучением; газопроницаемый слой, соседствующий с одной стороны со слоем считывания и выполненный с возможностью пропускания газа, концентрация которого должна быть измерена, через газопроницаемый слой к слою считывания. Удаляемый защитный слой покрывает газопроницаемый слой и выполнен с возможностью удаления перед использованием блока оптического датчика. Блок оптического датчика выполнен с возможностью измерения оптической реакции слоя считывания. Контактная среда находится между газопроницаемым слоем и удаляемым защитным слоем. Контактная среда является гелем или жидкостью и имеет возможность управления содержанием воды в газопроницаемом и/или в слое считывания. Раскрыты способ измерения концентрации газа и система мониторинга. Технический результат состоит в упрощении измерения концентрации газов. 3 н. и 11 з.п. ф-лы, 8 ил.

 

Область техники, к которой относится изобретение

Изобретение относится к датчику определения концентрации газов и системе, содержащей такой датчик.

Уровень техники изобретения

Пациенты, страдающие нервно-мышечной болезнью, COPD (хроническая обструктивная болезнь легких) и гиповентиляцией, связанной с ожирением, часто испытывают хронический отказ дыхания. Пациенты с хроническим отказом дыхания нуждаются в регулярном лечении отказа дыхания в домашних условиях. Гипоксемические пациенты лечатся кислородотерапией, тогда как лечение неинвазивной вентиляцией (NIV) помогает обеспечить возвращение высокого уровня газообразной двуокиси углерода в крови гиперкапнических пациентов обратно к допустимому уровню. Эффективность вентиляции проверяется, измеряя отсчетный уровень и тенденции в уровнях артериального кислорода и углекислого газа во время NIV.

Измерения газов в артериальной крови формируют золотой стандарт. Прежде, чем начать NIV дома, пациенты пребывают в больнице, чтобы оптимизировать настройки вентилятора и значения газа в артериальной крови. В зависимости от серьезности болезни и стабильности состояния, пациенты должны возвращаться более или менее регулярно в больницу для проверки. Медсестра, специализирующаяся на дыхании, может также навещать пациента дома, чтобы проверять вентилятор и устанавливать оборудование, позволяющее неинвазивный контроль парциального давления газов в крови. В домашних условиях уровни, как правило, контролируются в течение ночи и данные хранятся вместе с данными вентилятора и дыхания для более позднего анализа в больнице.

Уровень техники контроля неинвазивной оксигенации крови заключается в измерении насыщения кислородом артериальной крови, которое относится к парциальному давлению кислорода, посредством кривой диссоциации кислорода. Пульсоксиметрия (SpO2) является оптическим способом неинвазивного контроля артериального насыщения кислородом в пациенте и стала одной из наиболее распространенных технологий в клинической практике. Пульсоксиметрия является разумно дешевой технологией и проста в использовании. Это предпочтительный способ контроля оксигенации крови в домашних условиях.

Состояние техники неинвазивного контроля парциального давления CO2 производится посредством капнографии или чрескожного контроля CO2 (PtcCO2). Для интубированных пациентов со здоровой легочной системой конечное приливно-отливное значение CO2 (etCO2), полученное капнографией, предлагает хороший показатель значения артериального CO2. Однако в случае неинвазивной вентиляции, где обычно присутствует утечка воздуха между маской и лицом и когда пациенты страдают тяжелыми дыхательными болезнями, капнография часто бывает недостоверным способом. Влага и грязь в трубах, соединяющих дыхательные пути пациента с вентилятором, могут также влиять на правильное функционирование датчика капнографии. В большинстве больниц используется комбинация капнографии для контроля тенденции и анализа пробы артериальной крови, чтобы получить периодически точное значение. Чрескожный контроль CO2 не нарушается утечками воздуха, респираторными болезнями и влагой, но требует обученного персонала, чтобы получать достоверные значения, и у взрослых показывает некоторую неточность из-за разброса свойств кожи. В домашних условиях контроль газа CO2 в крови используется менее часто, чем оксиметрия, несмотря на его высокую пригодность для пациентов, получающих NIV.

Существующий чрескожный датчик CO2 обычно содержит нагреватель с термостатным управлением, чтобы увеличить перфузию крови и газопроницаемость кожи и стабилизировать реакцию датчика, слой текучей среды между кожей и мембраной датчика, газопроницаемую мембрану, покрывающую датчик, раствор электролита между мембраной и датчиком, датчик, содержащий электрохимический датчик pH и эталонный электрод, и алгоритм компенсации метаболизма кожи и влияния температуры.

Мембрана датчика и электролитный раствор обычно должны заменяться каждые 2 недели или перед использованием, когда датчик не использовался в течение долгого времени. Это требует некоторого опыта, потому что в датчике должен использоваться фиксированный объем электролитного раствора и никакие воздушные пузыри не могут присутствовать в растворе. Для крепления газонепроницаемой мембраны поверх датчика и электролитного раствора требуется специальный инструмент. Из-за дрейфа датчик должен калиброваться каждые 4-8 часов, используя газообразную смесь из баллона с эталонным газом. Перед прикреплением датчика к коже на фиксирующее кольцо, которое прикасается к коже, должно быть нанесено установленное количество контактной текучей среды.

Документ US 2001/0034479 описывает чрескожный датчик газа крови на оптической основе, имеющий головку датчика многократного использования и одноразовый колпачок датчика. Датчик многократного использования должен помещаться на одноразовый колпачок датчика, и затем этот блок должен помещаться в одноразовый приемник, который прикрепляется к коже пациента липкой пленкой.

Документ WO 02/056023 A1 раскрывает оптический датчик для определения по меньшей мере одного параметра в пробе. Оптический датчик содержит материал индикатора, реагирующий на параметр и имеющий короткое время затухания люминесценции, и эталонный материал, не реагирующий на параметр и имеющий большое время затухания люминесценции. Оптический датчик обнаруживает измеряемый сигнал, указывающий параметр, который должен обнаруживаться, на основе реакций люминесценции индикатора и эталонного материала, которые обычно обнаруживаются. Индикатор и эталонный материал фиксируются на общем основании. Слой, обращенный к пробе материала индикатора и эталонного материала, покрывается слоем, позволяющим контакт между материалом индикатора и пробой, но, по существу, непроницаемым для света, используемого для возбуждения индикатора и эталонного материала.

Документ US 2003/050543 А1 описывает способ и устройство для определения локального распределения измеряемого параметра относительно плоской или заранее определенной области измерения, относящейся к биологической пробе, предпочтительно, поверхности органа или эпидермису. В первом способе измерения для определения первого измеряемого параметра пленка датчика с люминесцентным индикатором, реагирующим на измеряемый параметр изменением по меньшей мере одной оптической характеристики, накладывается на плоскую область измерения и первый измеряемый параметр обнаруживается средством получения изображения. Выполняется второй способ оптического измерения, в котором пленка датчика используется для определения локального распределения по меньшей мере одного измеряемого параметра в одном и том же диапазоне измерений одновременно или сразу друг за другом.

Документ US 2006/004271 А1 раскрывает устройства, способы и наборы инструментов для неинвазивного измерения глюкозы. В целом устройства содержат кожные пластыри для размещения на поверхности кожи и измерительные устройства для измерения глюкозы, собранной в пластырях. Пластыри могут содержать липкий материал, слой сбора, интерфейсный слой и проницаемую для пота мембрану. Проницаемая для пота мембрана выполнена с возможностью действия в качестве барьера для эпидермиальных загрязнений и глюкозы, проходящей к поверхности кожи посредством диффузии. Таким образом, некоррелируемая глюкоза на поверхности кожи измеряться не будет. Пластыри могут дополнительно содержать компоненты, вызывающие локальную реакцию потоотделения. Измерительное устройство обычно содержит дисплей, процессор и измерительный механизм. Способы обычно содержат этапы протирки поверхности кожи тряпочкой, содержащей по меньшей мере один растворитель для удаляемой глюкозы, размещения пластыря на поверхности кожи и измерения глюкозы, собранной в пластыре. Также описываются наборы инструментов, содержащие пластырь и измерительное устройство.

Документ US 4274418 А описывает электрохимическое измерительное устройство для чрескожного измерения парциального давления газа в артериальной крови, особенно, парциального давления кислорода или углекислого газа. Измерительное устройство содержит круговой монтажный элемент, имеющий поверхность контакта с кожей, выполненную с возможностью крепления к поверхности кожи пациента, и датчик типа, имеющего полупроницаемую мембрану, выполненную с возможностью съемного соединения с монтажным элементом. В присоединенном положении датчика мембрана в осевом направлении отделена от поверхности контакта с кожей монтажного элемента так, что мембрана, внутренняя стенка кругового монтажного элемента и поверхность кожи определяют измерительную камеру, которая может заполняться гелем или другой средой.

Документ ЕР 0008460 А2 раскрывает липкую накладку для датчика измеряемых значений, который требует мембрану, в частности чрескожные кислородные электроды, содержащие липкий носитель, который, по меньшей мере, частично имеет липкие поверхности на обеих сторонах для наклеивания на поверхности применения датчика, с одной стороны, и приклеивания липкого носителя вместе с датчиком к точке измерения, с другой стороны, отличающуюся тем, что липкий носитель имеет форму кольца, состоящего из двух накладывающихся друг на друга кусков фольги, липких с обеих сторон, и между которыми мембрана расположена таким образом, что мембрана покрывает центральное отверстие липкого носителя и сама формирует часть липкого монтажа для датчика измеряемых значений.

Раскрытие изобретения

Задача настоящего изобретения состоит в обеспечении датчика для измерения концентрации газа, который может легко использоваться и имеет низкую производственную стоимость, и который не требует утомительной калибровки перед использованием. Дополнительно обеспечиваются система и способ, использующие упомянутый датчик.

Эта задача решается признаками независимых пунктов формулы изобретения.

Изобретение основано на идее объединения в едином блоке оптического датчика по меньшей мере одного слоя считывания и по меньшей мере одного газопроницаемого слоя и покрытии по меньшей мере газопроницаемого слоя по меньшей мере одним удаляемым защитным слоем, предпочтительно являющимся газонепроницаемым.

Непосредственно перед использованием, то есть прежде чем блок датчика присоединяется к объекту, выпускающему газ, например коже, защитный слой удаляется. Следовательно, покрывая, по меньшей мере, газопроницаемый слой по меньшей мере одним удаляемым перед использованием защитным слоем, блок датчика сохраняет свою известную реакцию на газ, который должен измеряться. Следовательно, калибровка может проводиться во время производства и калибровка перед использованием не требуется.

В соответствии с одним из вариантов настоящего изобретения, блок оптического датчика для измерения концентрации газа содержит по меньшей мере один слой считывания, выполненный с возможностью облучения заданным излучением, по меньшей мере одним газопроницаемый слой, соседствующий с одной стороны по меньшей мере с одним слоем считывания и выполненный с возможностью пропускания газа, концентрация которого должна измеряться, через газопроницаемый слой к слою считывания, и по меньшей мере один удаляемый защитный слой, покрывающий по меньшей мере газопроницаемый слой и выполненный с возможностью удаления перед использованием блока оптического датчика, в котором блок оптического датчика выполнен с возможностью измерения оптической реакции по меньшей мере одного слоя считывания, причем оптическая реакция зависит от концентрации газа.

В примерном варианте осуществления, когда блок оптического датчика прикрепляется к коже человека, газы, присутствующие в коже, например, кислород (О2) или углекислый газ (CO2), проходят через газопроницаемый слой, который может быть в прямом контакте с кожей, и/или контактную среду, расположенную по меньшей мере между одним газопроницаемым слоем и кожей, в слой считывания, пока газовое парциальное давление в коже выше, чем газовое парциальное давление в блоке датчика. Газ будет проходить проницаемую мембрану в слой считывания или из него, пока не установится равновесие. Слой считывания, который освещается например, видимым светом, инфракрасным светом и/или ультрафиолетовым светом, может формировать люминесцентный свет (оптическая реакция), интенсивность как функция времени которого зависит от концентрации газа, присутствующего в настоящее время в слое считывания. Из результата измерения этой оптической реакции (на люминесцентный свет в этом примере) может быть получена концентрация газа в коже.

Перед прикреплением блока оптического датчика к объекту, для которого должна быть определена концентрация растворенного газа (например, кожа), удаляется защитный слой, покрывающий газопроницаемый слой. Обеспечивая защитный слой и удаляя защитный слой непосредственно перед прикреплением датчика к упомянутому объекту, никакая калибровка блока датчика в этом случае не требуется. Это возможно, поскольку от момента производства до момента использования газопроницаемый слой и предпочтительно также слой считывания защищаются удаляемым защитным слоем, так что газопроницаемый слой и слой считывания сохраняют известную реакцию на газ, который должен измеряться, например, диффузионные характеристики и оптические характеристики, соответственно. Следовательно, калибровка может быть проведена во время производства и пользователь не должен иметь дело с утомительной калибровкой перед использованием.

Предпочтительно блок оптического датчика дополнительно содержит по меньшей мере один оптически прозрачный слой, соседствующий с другой или противоположной стороной по меньшей мере одного слоя считывания. Прозрачный слой (или прозрачная подложка) могут покрывать слой считывания и защищать его от прямого контакта с окружающей атмосферой. Предпочтительно, по меньшей мере один слой считывания закрывается, в частности, газопроницаемым слоем с одной стороны и оптическим прозрачным слоем с другой стороны. Поскольку газопроницаемый слой не препятствует попаданию влаги и/или выходу из слоя считывания, обеспечивается решение, соответствующее настоящему изобретению, в котором по меньшей мере один слой считывания газонепроницаемо упаковывается во время хранения. По меньшей мере один оптический прозрачный слой может быть прозрачным только для выбранных диапазонов длин волн. Например, когда в качестве заданного излучения используется излучение в первом спектральном диапазоне, чтобы облучить слой считывания, и излучение во втором спектральном диапазоне используется, чтобы определить реакцию слоя считывания, по меньшей мере один оптический прозрачный слой может позволить прохождение только в первом и втором спектральных диапазонах длин волн. Это повышает точность и чувствительность блока оптического датчика.

Предпочтительно блок оптического датчика дополнительно содержит контактную среду, помещенную, по меньшей мере, между по меньшей мере одним газопроницаемым слоем и по меньшей мере одним удаляемым защитным слоем. Контактная среда предпочтительно содержит гель или жидкость. Контактная среда предпочтительно выполнена с возможностью хранения/управления или влияния на содержание воды (содержание влаги) по меньшей мере одного газопроницаемого слоя и/или по меньшей мере одного слоя считывания, устанавливая контакт с текучей средой с фиксированной осмолярностью. В случае если блок датчика применяется как чрескожный датчик, значение осмолярности выбирается соответствующим осмолярности человеческой кожи. Следовательно, срок годности блока оптического датчика может быть увеличен и можно предотвратить ухудшение оптических характеристик слоя считывания и/или диффузионных характеристик газопроницаемого слоя. Дополнительно или альтернативно контактная среда выполнена с возможностью гарантии контакта текучей среды между газопроницаемым слоем и выпускаемым газом объекта. Это дополнительно повышает точность блока оптического датчика. Контактная среда предпочтительно полностью покрывает газопроницаемый слой.

В предпочтительном варианте осуществления блок оптического датчика дополнительно содержит второй газопроницаемый слой, помещенный между контактной средой и удаляемым защитным слоем. Газопроницаемый слой предпочтительно поддерживает контактную среду и блокирует прохождение нежелательных веществ между слоем считывания и кожей.

Предпочтительно, в блоке оптического датчика может обеспечиваться резервуар, чтобы обеспечить достаточную контактную среду в пространстве между защитным слоем и по меньшей мере одним газопроницаемым слоем.

Предпочтительно, блок оптического датчика дополнительно содержит структуру, соседствующую по меньшей мере с одним газопроницаемым слоем и имеющую полости и/или отверстия, через которые контактная среда попадает в полости. Полости и/или отверстия обеспечивают своего рода лабиринт, сохраняющий и удерживающий контактную среду.

Предпочтительно блок датчика дополнительно содержит липкий слой, расположенный по меньшей мере между одним удаляемым защитным слоем и структурой, поддерживающей по меньшей мере слой считывания и/или газопроницаемый слой. Липкий слой может иметь две функции. Во-первых, липкий слой может фиксировать удаляемый защитный слой на структуре, поддерживающей по меньшей мере слой считывания или газопроницаемый слой, изолируя, таким образом, слой считывания и/или газопроницаемый слой от прямого контакта с окружающей атмосферой (воздух или защитный газ в пакете). За счет этого срок годности блока оптического датчика может быть увеличен и ухудшение оптических характеристик слоя считывания и/или диффузионных характеристик газопроницаемого слоя может быть предотвращено. Во-вторых, липкий слой может использоваться, чтобы жестко фиксировать блок оптического датчика к объекту, выпускающему или обменивающемуся газом, например, коже после того, как защитный слой удален. Опять же, липкий слой, находящийся в прямом контакте с объектом, выпускающим газ, герметизирует газопроницаемый слой и/или слой считывания от окружающего воздуха, предотвращая, таким образом, ухудшение характеристик оптической реакции слоя считывания и/или диффузионных характеристик газопроницаемого слоя. Материал клея мог быть тем же самым материалом, который применяется в липком бандаже.

Предпочтительно, липкий слой содержит первый липкий слой, второй липкий слой и слой основы, расположенный между первым липким слоем и вторым липким слоем. Первый липкий слой может иметь отверстие для демонстрации по меньшей мере одного газопроницаемого слоя и/или контактной среды, причем второй липкий слой и слой основы покрывают по меньшей мере один газопроницаемый слой и/или контактную среду. Второй липкий слой и слой основы могут быть, по меньшей мере, частично перфорированы на участке, соответствующем газопроницаемому слою. Таким образом, первый липкий слой удерживает слой основы после удаления защитного слоя, удерживаемого вторым липким слоем.

Предпочтительно, по меньшей мере один слой считывания содержит люминесцентный материал/люминофор. Для контроля кислорода слой считывания может содержать флуоресцентную краску, а для контроля CO2 слой считывания может содержать кремниевую резину, содержащую чувствительный к pH люминофор. По меньшей мере один слой считывания может быть выполнен с возможностью одновременного контроля кислорода и CO2. Предпочтительно, слой считывания содержит первую и вторую области для обнаружения кислорода и CO2, соответственно. Это дает возможность расширенного диапазона применения блока оптического датчика.

Предпочтительно, газопроницаемый слой выполнен с возможностью предотвращения прохождения света через газопроницаемый слой. Например, газопроницаемый слой может быть выполнен с возможностью отражения или рассеяния света, проходящего по меньшей мере через один слой считывания. Соответственно, интенсивность люминесцентного света, измеренная устройством обнаружения, расположенным рядом (то есть выше) со слоем считывания или оптическим прозрачным слоем, увеличивается, увеличивая, таким образом, отношение "сигнал-шум" и, таким образом, чувствительность и точность блока оптического датчика. Газопроницаемый слой, являющийся оптически непрозрачным, также предотвращает влияние света окружающей среды на интенсивность света, измеряемую устройством обнаружения на слое считывания.

Предпочтительно, удаляемый защитный слой содержит пластмассу и/или металл и/или оптически непрозрачен и/или является газонепроницаемым. Соответственно, может быть предотвращено ухудшение характеристик газопроницаемого слоя и/или слоя считывания, которое может быть вызвано, например, падающим рассеянным светом, приводящим к фотообесцвечиванию люминесцентной краски в слое считывания или испарению воды из слоя считывания и/или газопроницаемого слоя в окружающую атмосферу (например, воздух).

Предпочтительно, блок оптического датчика дополнительно содержит по меньшей мере один нагревательный элемент и/или по меньшей мере один температурный датчик. Например, когда блок оптического датчика прикрепляется к коже человека, нагревательный элемент может быть выполнен с возможностью увеличения перфузии крови и газопроницаемости кожи, повышая, таким образом, чувствительность и точность блока оптического датчика и/или блока чрескожного датчика. Нагреватель может быть выполнен в форме диода (стабилитрона) или может содержать тонкую фольгу для минимизации оптических расстояния и теплоемкой массы. Дополнительно, нагреватель предпочтительно является резистивным нагревателем или диодом (стабилитроном), так чтобы элемент мог также использоваться в качестве температурного датчика, то есть нагреватель и температурный датчик формируются одним и тем же элементом(-ами). Это уменьшает затраты и пространство, требующееся для установки нагревателя и температурного датчика. Однако температурный датчик может быть также реализован как отдельный элемент для считывания температуры блока оптического датчика, чтобы избежать травм или ожогов кожи.

Предпочтительно, блок оптического датчика является блоком чрескожного датчика для измерения концентраций газа в крови, в частности, концентраций газов О2 и/или CO2. Такое применение предпочтительно, так как позволяет использовать чрескожный контроль газа в домашних условиях без дорогостоящего обучения пациента или присутствия обученной медсестры.

Предпочтительно, блок оптического датчика содержит первый и второй слой считывания, причем первый слой считывания выполнен с возможностью измерения концентрации О2, а второй слой считывания выполнен с возможностью измерения концентрации CO2. Первый и второй слои считывания могут быть уложены друг на друга или могут располагаться рядом друг с другом относительно поверхности объекта, выпускающего газ. Это дает возможность расширенного диапазона применения блока оптического датчика.

Предпочтительно, блок оптического датчика дополнительно содержит по меньшей мере один источник света или световодную конструкцию, направляющую свет, выполненную с возможностью освещения слоя считывания светом, и по меньшей мере одну световодную конструкцию для направления света или устройство обнаружения, выполненные с возможностью обнаружения оптической реакции слоя считывания.

По меньшей мере один источник света может быть активным источником света, таким как светодиод (LED) и по меньшей мере одно устройство обнаружения может быть фоточувствительным устройством. Альтернативно, световодная конструкция может использоваться для освещения слоя считывания заданным излучением. Световодная конструкция может быть расположена выше слоя считывания/оптически прозрачного слоя и может быть связана через оптоволокно с источником света, внешним относительно блока оптического датчика. Свет от внешнего источника света направляется через оптоволокно и вводится в световодную конструкцию, выполненную с возможностью направления упомянутого света по меньшей мере к одному слою считывания. Дополнительно, та же самая световодная конструкция может использоваться для сбора оптической реакции слоя считывания и направления упомянутой оптической реакции, например, люминесцентного света, через то же самое или другое оптоволокно к устройству, внешнему относительно блока оптического датчика, для анализа.

В предпочтительном варианте осуществления используется комбинация обоих вариантов. В частности, активный источник света, содержащийся в блоке оптического датчика, может использоваться для освещения слоя считывания заданным излучением и световодная конструкция может использоваться для сбора оптической реакции слоя считывания и направления упомянутой оптической реакции, например люминесцентного света, по меньшей мере через одно оптоволокно к устройству, внешнему относительно блока оптического датчика, для анализа. Предпочтительно, свет соединяется в слое считывания и люминесцентный свет собирается через ту же самую поверхность слоя считывания. Альтернативно, световодная конструкция, связанная через оптоволокно с источником света, внешним относительно блока оптического датчика, может использоваться для направления света от внешнего источника света и пропускания его по меньшей мере через одно оптоволокно в направлении по меньшей мере одного слоя считывания. По меньшей мере одно устройство обнаружения, например, фоточувствительное устройство, может затем содержаться, чтобы считывать оптическую реакцию, и может быть выполнено с возможностью формирования, например, электрических сигналов, соответствующих считанной оптической реакции. Упомянутые сигналы могут быть переданы внешнему устройству для анализа. Альтернативно, блок оптического датчика может быть выполнен с возможностью проведения упомянутого анализа.

Предпочтительно, по меньшей мере один источник света и по меньшей мере одно устройство обнаружения формируют блок, соединяемый с возможностью его снятия с корпусом или конструкцией блока оптического датчика. Соответственно, остальные части блока оптического датчика, например, слой считывания, газопроницаемый слой, удаляемый защитный слой, корпус и/или опорная конструкция блока оптического датчика могут быть одноразовыми, причем остальной блок, который является источником света и устройством обнаружения, может использоваться многократно. Это позволяет экономить затраты, поскольку дорогостоящие части, такие как источники света и/или устройства обнаружения и/или электроника используются многократно. При использовании световодных конструкций можно соединить входную и/или выходную световодную конструкцию, которая связывается с блоком оптического датчика. Таким образом, не требуется никакой дополнительный блок для соединения с блоком оптического датчика, в котором располагаются источник света и по меньшей мере одно устройство обнаружения.

В соответствии с другим вариантом настоящего изобретения, обеспечивается система контроля пациента и/или вентиляции пациента, содержащая блок оптического датчика, как описано выше, устройство вентиляции и контрольное устройство. Блок оптического датчика может оперативно соединяться с контрольным устройством и/или с устройством вентиляции, причем контрольное устройство может быть выполнено с возможностью по меньшей мере анализа оптической реакции слоя считывания или управления нагревательным элементом и/или температурным датчиком или отображения определенных концентраций газа и т.п. Дополнительно, контрольное устройство может функционировать как интерфейс между блоком оптического датчика и устройством вентиляции. Предпочтительно, контрольное устройство содержит средство вычисления/определения концентрации газа по измеренной/считанной оптической реакции слоя считывания, например, по считанной интенсивности или времени затухания люминесцентного света. Когда слой считывания содержит чувствительную к газу краску с быстрым затуханием люминесценции и нечувствительную к газу эталонную краску с медленным затуханием люминесценции, может быть применена схема синхронного обнаружения. Интенсивность возбуждающего света модулируется с фиксированной частотой и фаза сигнала люминесценции обнаруживается и преобразуется в относительную интенсивность газочувствительной краски, по которой может быть определена концентрация газа. Средство вычисления/определения концентрации газа может использовать алгоритм, который также выполнен с возможностью компенсации метаболизма кожи и влияния температуры. Контрольное устройство или устройство вентиляции могут содержать средство хранения проконтролированных данных как функцию времени. Эти данные могут делаться доступными в более позднее время для анализа врачом. Дополнительно, устройство вентиляции может управляться на основе взвешенной/определенной концентрации газа.

В соответствии с еще одним другим вариантом настоящего изобретения, обеспечивается способ измерения концентрации газа. Способ использует блок оптического датчика, содержащий по меньшей мере один слой считывания, выполненный с возможностью освещения заданным излучением по меньшей мере одного газопроницаемого слоя, соседствующего с одной стороны по меньшей мере с одним слоем считывания и выполненного с возможностью пропускания газа, концентрация которого должна измеряться, через газопроницаемый слой к слою считывания, и удаляемый защитный слой, покрывающий, по меньшей мере, газопроницаемый слой и выполненный с возможностью удаления перед использованием блока оптического датчика, в котором блок оптического датчика выполнен с возможностью измерения оптической реакции по меньшей мере одного слоя считывания, оптическая реакция которого зависит от концентрации газа. Способ предпочтительно содержит этапы, на которых удаляют защитный слой с блока оптического датчика, присоединяют блок оптического датчика к объекту, выпускающему газ, например, к коже, принимают газ, концентрация которого должна быть измерена, в слое считывания после прохождения газопроницаемого слоя, освещают слой считывания заданным излучением, и считывают оптическую реакцию слоя считывания, зависящую от концентрации газа.

Хотя описанные варианты осуществления будут объяснены, в частности, в отношении чрескожного неинвазивного датчика для контроля газа в крови и устройства контроля пациента и/или устройства вентиляции, использующего то же самое, датчик, соответствующий изобретению, легко может быть также применен к различным сферам и другим системам, таким как другие датчики газа в крови, датчики для ухода за ранами и изделия для ухода за здоровьем в домашних условиях или, в целом, к датчикам для измерения концентраций газа.

Краткое описание чертежей

Фиг. 1 - вид в разрезе блока оптического датчика, соответствующего первому варианту осуществления настоящего изобретения.

Фиг. 2 - вид в разрезе блока оптического датчика, соответствующего второму варианту осуществления настоящего изобретения.

Фиг. 3 - вид в разрезе блока оптического датчика, соответствующего третьему варианту осуществления настоящего изобретения.

Фиг. 4 - вид в разрезе блока оптического датчика, соответствующего четвертому варианту осуществления настоящего изобретения.

Фиг. 5 - вид в разрезе блока оптического датчика, соответствующего пятому варианту осуществления настоящего изобретения.

Фиг. 6 - вид в разрезе блока оптического датчика, соответствующего шестому варианту осуществления настоящего изобретения.

Фиг. 7 - система, содержащая блок оптического датчика, соответствующий настоящему изобретению.

Фиг. 8 - блок-схема последовательности выполнения операций способа измерения концентрации газа, используя блок оптического датчика, соответствующий настоящему изобретению.

Подробное описание вариантов осуществления

Блок оптического датчика, соответствующий настоящему изобретению, может быть готовым пластырем с датчиком для измерения концентраций газа в крови. Готовый пластырь с датчиком объединяет в единый блок пластыря место установки датчика, которое содержит, по меньшей мере, слой считывания и газопроницаемый слой (мембрану). Блок пластыря может дополнительно включить содержать липкий слой (пленку). Блок пластыря упаковывается в воздухо- и светонепроницаемый пакет таким способом, что блок сохраняет свою известную реакцию на CO2 и/или О2. После открывания пакета и удаления защитного слоя (защитной фольги), покрывающего место установки датчика и липкий слой, блок пластыря может быть прикреплен непосредственно к коже пациента. Готовый пластырь с датчиком может, как правило, использоваться для контроля в течение одной ночи, но может также использоваться для контроля в течение нескольких дней. После удаления датчика с кожи пластырь с датчиком может быть выброшен. Калибровка выполняется во время производства. Калибровка перед использованием и отдельное применение контактной текучей среды между датчиком и кожей не требуется. Благодаря применению хемооптической технологии вместо электрохимической технологии, применение электролитного раствора также не потребуется. Настоящее изобретение использует одну или более газопроницаемых мембран, чтобы отделить слой считывания, например, люминесцентную краску, от кожи. Эти мембраны будут применены во время производства как часть места установки датчика и их не требуется устанавливать отдельно и калибровать перед использованием.

На фиг. 1 показан вид в разрезе блока 10 оптического датчика, соответствующего первому варианту осуществления настоящего изобретения. Блок 10 оптического датчика может иметь круглую форму. Блок 10 оптического датчика содержит первое устройство 100 и второе устройство 200. Второе устройство 200 предпочтительно может сниматься с первого устройства 100. Предпочтительно, второе устройство является повторно используемым, а первое устройство 100 является одноразовым. При использовании первое устройство 100 может прикрепляться к коже 300 пациента и второе устройство 200 может оперативно соединяться с первым устройством 100.

Первое устройство 100 содержит место 120 установки датчика, содержащее по меньшей мере один газопроницаемый слой 121, по меньшей мере один слой 122 считывания и по меньшей мере один оптически прозрачный слой 123. По меньшей мере один слой 122 считывания располагается между газопроницаемым слоем 121 и оптически прозрачным слоем 123. Оптически прозрачный слой является, по существу, газонепроницаемым, чтобы предотвратить ухудшение характеристик считывания/оптической реакции слоя 122 считывания. Место 120 установки датчика может поддерживаться опорной конструкцией 110. Опорная конструкция 110 может иметь цилиндрическую форму и может содержать верхнее отверстие и нижнее отверстие. В нижнем отверстии только ниже места 120 установки датчика может обеспечиваться контактная среда 130, которая может содержать контактный гель для поддержания/управления содержанием воды в газопроницаемом слое 121 и/или в слое 122 считывания, а также чтобы гарантировать контакт по текучей среде между газопроницаемой мембраной 121 и кожей 300 во время использования.

Нагревательный элемент 160 может обеспечиваться, например, на боковой стороне места 120 установки датчика, чтобы нагревать кожу 300 для увеличения перфузии крови и газопроницаемости кожи 300. Нагревательный элемент может иметь цилиндрическую или любую другую соответствующую форму. Нагревательный элемент 160 может быть, например, резистивным нагревателем, который снабжается мощностью через контактный элемент 230 второго устройства. Альтернативно, нагревательный элемент 160 первого устройства 100 может содержать теплопроводящий материал, который нагревается (резистивным) нагревателем, содержащимся в контактном элементе 230. В обоих вариантах осуществления контактный элемент 230 находится в электрическом и/или тепловом контакте с нагревательным элементом 160. Вместо электрического контакта может применяться индуктивная связь. В этом случае контактный элемент 230 содержит первую индукционную катушку и нагревательный элемент 160 и вторую индукционную катушку. В первом устройстве 100 электрическая цепь образуется второй индукционной катушкой и элементом рассеивания, например резистором, диодом (стабилитроном) или, как очевидно, сопротивлением обмотки самой катушки. Подавая ток в первую индукционную катушку, ток наводится во второй катушке, которая вызывает рассеяние тепла. Дополнительное преимущество схемы индуктивной связи состоит в отсутствии прямого гальванического контакта между электронной схемой нагревателя в устройстве 200 и устройством 100 на коже 300.

Это облегчает конструкцию (и снижает затраты) контроллера нагревателя, поскольку средство электрической защиты можно исключить. Заметим, что на показания температуры не влияет сопротивление теплового контакта между устройством 100 и устройством 200, пока устройство 200 температурно хорошо изолировано от среды и сопротивление теплового контакта между устройством 100 и 200 значительно меньше, чем тепловое сопротивление устройства 200 в среде. Это ограничение можно легко удовлетворить соответствующей тепловой изоляцией соединителя.

На фиг. 1 нагревательный элемент 160 нагревает опорную конструкцию 110, которая, в свою очередь, нагревает лежащую ниже кожу 300. Однако в других вариантах осуществления нагревательный элемент 160 может непосредственно контактировать с кожей 300. В таком случае опорная конструкция 110 может иметь L-образную форму вместо обратной T-образной формы, показанной на фиг. 1, и нагревательный элемент 160 может доходить до липкого слоя 140.

Нижняя стенка опорной конструкции 110 покрывается удаляемым защитным слоем 150. Удаляемый защитный слой 150 обеспечивается для защиты места установки датчика и/или контактной среды 130 от прямого контакта с окружающей атмосферой и/или от падающего рассеянного света. Защитный слой 150 прикрепляется к опорной конструкции 110 посредством липкого слоя 140. Липкий слой 140 может быть снабжен открытием, так что контактная среда и/или место установки датчика не покрываются липким слоем. Следовательно, по меньшей мере участок контактной среды 130 находится в прямом контакте с кожей 300.

Во время хранения, по существу, газонепроницаемый прозрачный слой 123, газонепроницаемый нагревательный элемент 160 или газонепроницаемая конструкция внутри и между нагревательным элементом и местом установки датчика и защитный слой 150 полностью закрывают слой 122 считывания, мембранный слой 121 с контактной средой 130, предотвращая, таким образом, ухудшение характеристик блока оптического датчика. Перед использованием защитный слой 150 удаляется и первое устройство 100 прикрепляется к коже 300. Липкий слой 140 может предотвратить утечку окружающего воздуха в контактный носитель 130 и/или газопроницаемую мембрану и/или слой считывания, предотвращая, таким образом, ухудшение характеристик блока оптического датчика.

Второе устройство 200 может содержать оптическое устройство 220, содержащее по меньшей мере один источник света и по меньшей мере одно устройство обнаружения. Второе устройство 200 предпочтительно имеет круговую форму и выполнено с возможностью плотной установки в верхнее отверстие опорной конструкции 110. Средство крепления первого устройства 100 и второго устройства 200 друг к другу могут содержать защелки 170, 270, обеспечиваемые на боковых поверхностях внутренней боковой стенки, определяющей верхнее отверстие опорной конструкции 110, и внешней боковой стенки второго устройства 200, соответственно.

Оптическое устройство 220 может быть в прямом контакте с оптически прозрачным слоем 123. По меньшей мере один источник света оптического устройства 220 может быть активным источником света, таким как светодиод, и по меньшей мере одно устройство обнаружения оптического устройства 220 может быть фоточувствительным устройством. Предпочтительно, для освещения слоя 122 считывания заданным излучением может использоваться световодная конструкция и, предпочтительно, видимый свет, инфракрасный свет и/или ультрафиолетовый свет. Световодная конструкция может быть установлена над местом 120 установки датчика и может быть соединена через оптоволокно, содержащееся в линии 240 питания, с источником света, внешним относительно блока 10 оптического датчика. Свет от внешнего источника света направляется по оптоволокну линии 240 питания и вводится в световодную конструкцию оптического устройства 220, выполненную с возможностью направления упомянутого света в направлении по меньшей мере одного слоя 122 считывания. Дополнительно, та же самая световодная конструкция оптического устройства 220 может использоваться для сбора оптической реакции слоя 122 считывания и направления упомянутой оптической реакции, например, люминесцентного света, через то же самое или другое оптоволокно, содержащееся в линии 240 питания, на устройство, внешнее относительно блока 10 оптического датчика для анализа.

Альтернативно, используется комбинация описанных выше вариантов. В частности, активный источник света, такой как светодиод, содержащийся в оптическом устройстве 220, может использоваться для освещения слоя 122 считывания и светодиодная структура, также содержащаяся в оптическом устройстве 220, может использоваться для сбора оптической реакции слоя 122 считывания и направления упомянутой оптической реакции, например, люминесцентного света, по меньшей мере через одно оптоволокно в линии 240 питания на устройство, внешнее относительно блока 10 оптического датчика, для анализа.

Альтернативно, световодная конструкция оптического устройства 220, соединенная по меньшей мере через одно оптоволокно, содержащееся в линии 240 питания, с источником света, внешним относительно блока 10 оптического датчика, может использоваться для направления света от внешнего источника света, который передается по меньшей мере через одно оптоволокно по меньшей мере к одному слою 122 считывания. По меньшей мере одно устройство обнаружения, например, фоточувствительное устройство, содержащееся в оптическом устройстве 220, используется для считывания оптической реакции. Упомянутое устройство обнаружения может быть выполнено с возможностью формирования, например, электрических сигналов, соответствующих считанной оптической реакции. Упомянутые сигналы могут затем передаваться внешнему устройству для анализа. Альтернативно, блок 10 оптического датчика может быть выполнен с возможностью осуществления упомянутого анализа и вывода результатов анализа на какое-либо внешнее устройство.

Предпочтительно, первое устройство 100 является одноразовым, а второе устройство 200 является многократно используемым. В частности, пассивное устройство может вообще не содержать дорогостоящей электроники. Следовательно, первое устройство 100 может изготавливаться с небольшими усилиями и малыми затратами, причем второе устройство 200, содержащее электронику, может использоваться многократно и может также, например, использоваться с различными первыми устройствами 100 для измерения концентраций различных газов (например О2 и CO2). Это обеспечивает повышенную гибкость блока 10 оптического датчика.

Во время работы температура нагревательного элемента 160 и предпочтительно контактной текучей среды 130 и слоя 122 считывания может увеличиваться нагревательным элементом 160 до температуры в диапазоне (42-45)°C, чтобы повысить капиллярный кровоток в коже и привести уровни газа в капиллярном кровотоке ближе к уровням газа в артериальной крови. Во время работы температура датчика может измеряться по меньшей мере одним температурным датчиком, содержащимся в нагревательном элементе 160 и/или контактном элементе 230, и/или отдельно обеспечиваемым температурным датчиком. Температура может управляться, например, чтобы иметь четко определенное состояние измерения и не допустить ожога кожи 300.

В предпочтительном варианте осуществления, через волокно, содержащееся в линии 240 питания, и световодную конструкцию, содержащуюся в оптическом устройстве 220, освещается место 120 считывания, и люминесцентный свет собирается и передается на устройство 20 контроля, содержащее оптикоэлектронную цепь для обнаружения и анализа сигнала. После обнаружения сигнала и компенсации зависимых от температуры эффектов в блоке датчика и коже 300 производный уровень концентрации газа может передаваться другому внешнему устройству для отображения и хранения данных, например, вентиляционному устройству 30, связанному с блоком 10 оптического датчика через устройство 20 контроля (подробности смотрите на фиг. 4).

Предпочтительно, чтобы все места расположения датчика от изготовителя показывали одну и ту же реакцию как функцию степени концентрации газа. Реакция на концентрацию газа описывается многими константами и эти константы устанавливаются как фиксированные параметры во внешнем устройстве (например, устройстве 20 контроля), чтобы преобразовать сигнал блока 10 оптического датчика в значения концентрации газа, которые могут отображаться на средстве отображения или сохраняться, например, на SD-карте для более позднего анализа врачом.

Тщательная калибровка партии может обеспечить альтернативу, когда производством невозможно управлять до такой степени, чтобы места 120 установки датчика для различных партий показывали одну и ту же реакцию. В этом случае константы, описывающие реакцию, должны определяться изготовителем для одного или нескольких мест 120 установки датчика из определенной партии и обеспечиваться для всех мест 120 установки датчика из партии. Поставщик предметов ухода за больными, заботящийся о распространении чрескожных пластырей пациентам, может снабжать конкретного пациента одновременно пластырем и SD-картой для хранения данных, где последняя содержит константы, описывающие реакцию датчика. При подключении чрескожного датчика к внешнему устройству 20, 30 и введении SD-карты в упомянутое внешнее устройство 20, 30 для хранения данных, внешнее устройство 20, 30 считывает константы с SD-карты и выполняет точное преобразование сигналов места установки датчика на уровни концентрации газа без привлечения пациента и/или медсестры и/или врача.

На фиг. 2 показан вид в разрезе блока 10 оптического датчика, соответствующего второму варианту осуществления настоящего изобретения. Вариант осуществления, показанный на фиг. 2, отличается от варианта осуществления, показанного на фиг. 1, тем, что второе устройство 200 формируется целиком вместе с первым устройством 100. В этом варианте осуществления блок 10 оптического датчика может использоваться многократно или быть целиком одноразовым.

На фиг. 3 показан вид в разрезе блока 10 оптического датчика, соответствующего третьему варианту осуществления настоящего изобретения. Вариант осуществления, показанный на фиг. 3, отличается от вариантов осуществления, показанных на фиг. 1 и 2, тем, что никакая контактная среда 130 не предусматривается. Вместо этого ниже газопроницаемого слоя 121 обеспечивается резервуар с жидкостью 180, например, буферным раствором 180. Соответственно, после удаления защитного слоя 150 буферный раствор 180 освобождается и газопроницаемый слой 121 может быть приведен в прямой контакт с кожей 300 пациента. Газопроницаемый слой 121 может быть гибкой мембраной из кремниевой резины с высоким содержанием влаги, которая обеспечивает хороший контакт с кожей во время чрескожных измерений. Буферный раствор 180 предпочтительно выполнен с возможностью поддержания/управления содержанием воды (содержанием влаги) по меньшей мере в одном газопроницаемом слое и/или по меньшей мере в одном слое считывания. Следовательно, срок годности блока оптического датчика может быть увеличен и ухудшение характеристик оптической реакции слоя считывания и/или диффузионных характеристик газопроницаемого слоя может быть предотвращено.

Защитному слою 150 может быть придана такая форма, что резервуар, то есть пространство, в которое может помещаться буферный раствор 180, обеспечивается ниже места 120 установки датчика.

Дополнительное отличие от вариантов осуществления, показанных на фиг. 1 и 2, состоит в том, что на фиг. 3 нагревательный элемент 160 находится в прямом контакте с липким слоем 140. Однако варианты осуществления, показанные на фиг. 1, 2 и 3, могут объединяться, то есть вариант осуществления, показанный на фиг. 3, может содержать контактную среду 130 и/или нагревательный элемент 160, показанный на фиг. 1 и 2. Дополнительно, второе устройство 200, показанное на фиг. 3, может быть съемным или целиком формироваться вместе с первым устройством 100, как показано на фиг. 1 и 2, соответственно. Дополнительно, конфигурация оптического устройства 220, описанная со ссылкой на фиг. 1, может быть такой же или, по существу, такой же для вариантов осуществления, показанных на фиг. 2 и 3.

На фиг. 4 показан вид в разрезе блока 10 оптического датчика, соответствующего четвертому варианту осуществления настоящего изобретения. Блок 10 оптического датчика, соответствующий четвертому варианту осуществления, подобен третьему варианту осуществления, показанному на фиг. 3. В частности, блок 10 оптического датчика, показанный на фиг. 4, также содержит жидкость или текучую среду 180, но две газопроницаемых мембраны, то есть первую и вторую газопроницаемые мембраны 121a и 121b.

Первая и вторая газопроницаемые мембраны 121a и 121b располагаются так, чтобы ограничивать тонкий слой 180а текучей среды между ними. Пленка 180a текучей среды предпочтительно располагается ниже места 120 установки датчика и соединяется с резервуаром 180b, расположенным в области вокруг места 120 установки датчика или в другом месте блоке 10 датчика. Нагревательный элемент 160 может содержать по меньшей мере один отсек для обеспечения упомянутого резервуара 180b. Осмолярность текучей среды 180 управляет содержанием воды в газопроницаемых мембранах 121a, 121b и слое 122 считывания во время хранения. Во время работы она обеспечивает буфер к изменениям влажности и осмолярности на коже. Дополнительно, вторая мембрана 121b блокирует переход нежелательных веществ между местом 120 установки датчика (121a, 122, 123) и кожей 300.

Состав этих двух мембран 121a, 121b может различаться, чтобы получить более высокую избирательность в отношении желательного и нежелательного прохождения веществ к слою 122 считывания. Толщина пленки 180a текучей среды между газопроницаемыми мембранами 121a, 121b должна быть достаточно тонкой, чтобы ограничить ее влияние на время срабатывания блока 10 датчика. Предпочтительно, ее толщина как правило меньше одного миллиметра и, более предпочтительно, находится в диапазоне одной десятой миллиметра. Конструкция распорной детали между мембранами может дополнительно обеспечивать управление толщиной пленки 180a текучей среды.

На фиг. 5 показан вид в разрезе блока 10 оптического датчика, соответствующего пятому варианту осуществления настоящего изобретения. Блок 10 оптического датчика, соответствующий пятому варианту осуществления, подобен второму варианту осуществления, показанному на фиг. 2. В частности, блок 10 оптического датчика, показанный на фиг. 5, также содержит контактную среду 130, но два липких слоя, то есть первый и второй липкие слои 140a, 140b, и слой 141 основы, расположенный между ними.

Первый липкий слой 140a, по существу, соответствует по форме и характеристикам липкому слою 140, показанному на фиг. 1-4. Второй липкий слой 140b и слой 141 основы используются, чтобы зафиксировать местоположение контактной среды 130, и второй липкий слой 140b дополнительно используется, чтобы приклеивать блок 10 датчика к коже 300 (по аналогии с липким слоем 140 из первого-четвертого вариантов осуществления). В месте расположения контактной среды 130 второй липкий слой 140b и слой 141 основы могут быть перфорированы, чтобы позволить прохождение газа между блоком 10 датчика и кожей 300. Второй липкий слой 140b может быть сформирован тонкой двусторонней липкой лентой, покрывающей всю поверхность пластыря.

На фиг. 6 показан вид в разрезе блока 10 оптического датчика, соответствующего шестому варианту осуществления настоящего изобретения. Блок 10 оптического датчика, соответствующий шестому варианту осуществления, подобен второму варианту осуществления, показанному на фиг. 2. В частности, блок 10 оптического датчика, показанный на фиг. 6, также содержит контактную среду 130 и конструкцию 131, расположенную ниже места 120 установки датчика.

Предпочтительно, конструкция 131 располагается сверху газопроницаемой мембраны 121. Конструкция 131 выполнена с возможностью фиксации места контактной среды 130 после удаления удаляемой фольги. Конструкция 131 может содержать по меньшей мере одну полость 132 для размещения контактной среды 130. Предпочтительно, полости 132 определяют построение лабиринтной конструкции 131. Дополнительно, толщина контактной среды 130 может быть, по существу, равна или больше толщины структуры 131. Предпочтительно, контактная среда 130 контактирует с газопроницаемым слоем 121 и/или кожей 300 после прикрепления к ней блока 10 датчика. Альтернативно, конструкция 121 может быть обеспечиваться между местом 120 размещения датчика и контактной средой 130.

Контактная среда 130 может быть гелем или жидкостью/текучей средой (например, буферным раствором).

Дополнительно, конструкция 131 может также быть применена к четвертому варианту осуществления, показанному на фиг. 4, в резервуаре 180b и/или в пространстве, предусмотренном для слоя 180a текучей среды, например, чтобы фиксировать местоположение первой и второй мембран 121a, 121b относительно друг друга.

Второе устройство 200, показанное на фиг. 4-6, может быть съемным или цельным с первым устройством 100, как показано на фиг. 1 и 2 соответственно. Дополнительно, конфигурация оптического устройства 220, описанная со ссылкой на фиг. 1, может быть той же самой или, по существу, той же самой, что и для вариантов осуществления, показанных на фиг. 4-6. Кроме того, в пятом и шестом вариантах осуществления конструкция нагревательного элемента 160 может, по существу, быть такой же, как она показана для третьего варианта осуществления, то есть нагревательный элемент 160 может проходить до липкого слоя 140.

Альтернативно, во всех вариантах осуществления можно использовать дополнительно или альтернативно резиновое уплотнение и пояс вместо липкого слоя, чтобы прикрепить блок оптического датчика к коже. Удаляя защитный слой 150, удаляется липкий слой 140 и резиновое уплотнение, предпочтительно окружающее нижнее отверстие опорной конструкции 110, открывается и может быть размещено на коже пациента. Однако можно также использовать липкий слой и резиновое уплотнение, чтобы фиксировать блок оптического датчика и для герметизации места измерения. Для фиксации такого рода блока оптического датчика можно использовать пояс или застежку с петлей и крючком.

На фиг. 7 показана система контроля пациента и/или вентиляции пациента, содержащая блок 10 оптического датчика, соответствующий настоящему изобретению, устройство 30 вентиляции и устройство 20 контроля. Устройство 20 контроля может функционировать как интерфейс между блоком 10 оптического датчика и устройством 30 вентиляции. Устройство 20 контроля может содержать оптоэлектронные устройства для обеспечения блока 10 оптического датчика светом через оптоволокна, содержащиеся в линии 240 питания, и оптического устройства 220, для приема люминесцентного света от слоя 121 считывания через оптическое устройство 220 и оптоволокна, содержащиеся в линии 240 питания. Устройство 20 контроля может дополнительно содержать средство определения/вычисления концентрации газа, основываясь на принятой оптической реакции, например, интенсивности света для люминесцентного света, образующегося в слое 123 считывания. Устройство 20 контроля может дополнительно содержать контроллер нагревателя, чтобы управлять температурой нагревательного элемента 160. Контроллер нагревателя может быть выполнен с возможностью определения температуры нагревательного элемента 160, используя температурный датчик, содержащийся в блоке 10 оптического датчика, и регулировки, например, тока, протекающего через резистивный нагреватель, содержащийся в нагревательном элементе 160, или контактный элемент 230, основываясь на определенной температуре. Устройство 20 контроля может дополнительно содержать средство связи с устройством 30 вентиляции. Упомянутое средство связи может содержать по меньшей мере одну технологию связи, такую как проводная (кабельная), беспроводная (Bluetooth, инфракрасная, радиочастотная) и т.п.

Устройство 30 вентиляции может содержать все функции, связанные с состоянием устройства искусственной вентиляции для инвазивной или неинвазивной вентиляции пациента с отказом дыхания, и может дополнительно содержать средство отображения и запоминающее устройство для отображения и хранения информации, принятой от устройства 20 контроля. В частности, средство отображения устройства 30 вентиляции может быть выполнено с возможностью отображения концентрации газа, определенной устройством 20 контроля, и может дополнительно хранить информацию о концентрации газа за заданный период времени, например, для более поздней оценки врачом или для адаптации замкнутого контура регулирования вентиляции. Устройство контроля может быть автономным устройством или устройством, реагирующим на вентилятор, или содержаться в устройстве 30 вентиляции.

На фиг. 8 показана блок-схема последовательности выполнения операций способа измерения концентрации газа, используя блок 10 оптического датчика, соответствующий настоящему изобретению. На этапе S10 защитный слой 150 удаляется с блока 10 оптического датчика. Затем на этапе S20 блок 10 оптического датчика прикрепляется к коже 300 пациента. Контактная среда 130 или газопроницаемый слой 121 контактирует с кожей. Липкий слой 150 прочно прикрепляется к коже и предпочтительно герметизирует поверхности соприкосновения (место 120 установки датчика) от окружающего воздуха. После прикрепления блока 10 оптического датчика может использоваться нагревательный элемент 160, чтобы нагреть кожу 300 под блоком 10 оптического датчика для увеличения капиллярного кровотока в коже и приведения уровней газа в крови капилляров ближе к уровням газа в артериальной крови. Газ, выходящий из кожи, концентрация которого должна быть измерена, проходит газопроницаемый слой 121, обеспечивая заданную скорость диффузии, и достигает слоя 122 считывания. На этапе S30 слой 122 считывания освещается заданным излучением, предпочтительно, являющимся видимым светом, инфракрасным или ультрафиолетовым светом. Освещение слоя 122 считывания заставляет слой считывания излучать люминесцентный свет, интенсивность которого зависит от концентрации газа, диффундировавшего в слой 122 считывания. В частности, интенсивность люминесцентного света изменяется в соответствии с концентрацией газа в слое 122 считывания. На этапе S40 оптическая реакция, то есть интенсивность люминесцентного света, измеряется/считывается оптическим устройством 220. Предпочтительно, люминесцентный свет направляется через оптическое устройство 220 и оптоволокно в линии 240 питания к устройству 20 контроля, причем устройство 20 контроля выполнено с возможностью определения/вычисления концентрации газа на этапе S50 из оптической реакции и, в частности, основываясь на интенсивности считанного люминесцентного света. Устройство 20 контроля может затем передать определенную концентрацию газа системе 30 вентиляции для отображения и хранения.

Преимущество настоящего изобретения состоит в том, что калибровка блока оптического датчика проводится во время производства и калибровка перед использованием и отдельное применение контактной текучей среды между датчиком и кожей не требуются. Благодаря применению хемооптической технологии вместо традиционной электрохимической технологии, раствор электролита также не требуется. В соответствии с изобретением, газопроницаемая мембрана и предпочтительно контактная среда используются для отделения слоя считывания (например, содержащего люминесцентную краску) от объекта выпуска газа (например, кожи). Эти элементы применяются во время производства как часть места установки датчика, и нет необходимости устанавливать их отдельно перед использованием.

1. Блок (10) оптического датчика для измерения концентрации газа, содержащий:

- один слой (122) считывания, выполненный с возможностью освещения заданным излучением;

- один газопроницаемый слой (121), соседствующий с одной стороны по меньшей мере с одним слоем (122) считывания и выполненный с возможностью пропускания газа, концентрация которого должна быть измерена, через газопроницаемый слой (121) к слою (122) считывания;

- удаляемый защитный слой (150), покрывающий, по меньшей мере, газопроницаемый слой (121) и выполненный с возможностью удаления перед использованием блока (10) оптического датчика,

в котором блок (10) оптического датчика выполнен с возможностью измерения оптической реакции по меньшей мере одного слоя (122) считывания, оптическая реакция которого зависит от концентрации газа,

дополнительно содержащий контактную среду (130, 180), находящуюся, по меньшей мере, между газопроницаемым слоем (121) и удаляемым защитным слоем (150), причем контактная среда является гелем (130) или жидкостью (180), в котором контактная среда (130, 180) предназначена для управления содержанием воды по меньшей мере в одном газопроницаемом слое (121) и/или по меньшей мере в одном слое (122) считывания.

2. Блок оптического датчика по п. 1, дополнительно содержащий второй газопроницаемый слой (121b), расположенный между контактной средой (130) и удаляемым защитным слоем (150).

3. Блок оптического датчика по одному из предшествующих пунктов 1 или 2, дополнительно содержащий структуру (131), соседствующую по меньшей мере с одним газопроницаемым слоем (121) и имеющую полости (132), в котором контактная среда (130) размещается в полостях (132).

4. Блок оптического датчика по п. 1 или 2, дополнительно содержащий липкий слой (140), помещенный между удаляемым защитным слоем (150) и конструкцией (110), поддерживающей, по меньшей мере, слой считывания (122) и/или газопроницаемый слой (121).

5. Блок оптического датчика по п. 4, в котором обеспечивается липкий слой (140) для прикрепления к объекту газообмена после удаления защитного слоя (150).

6. Блок оптического датчика по п. 4, в котором липкий слой (140) содержит первый липкий слой (140a), второй липкий слой (140b) и слой (141) основы между первым липким слоем (140a) и вторым липким слоем (140b).

7. Блок оптического датчика по п. 6, в котором

- первый липкий слой (140a) имеет по меньшей мере одно отверстие, открывающее по меньшей мере один газопроницаемый слой (121) и/или контактную среду (130),

- второй липкий слой (140b) и слой (141) основы, покрывающий упомянутый по меньшей мере один газопроницаемый слой (121) и/или контактную среду (130), и

- второй липкий слой (140b) и слой (141) основы, по меньшей мере, частично перфорированы на их участке, соответствующем газопроницаемому слою (121).

8. Блок оптического датчика по п. 1 или 2, в котором слой (122) считывания содержит люминесцентный материал.

9. Блок оптического датчика по п. 1 или 2, в котором газопроницаемый слой (121) выполнен с возможностью препятствования прохождению света через газопроницаемый слой (121).

10. Блок оптического датчика по п. 1 или 2, в котором удаляемый защитный слой (150) содержит пластмассу и/или металл и/или оптически непрозрачен и/или газонепроницаем.

11. Блок оптического датчика по п. 1 или 2, в котором блок оптического датчика является блоком чрескожного датчика для измерения концентраций газа в крови, в частности концентраций газообразного О2 и/или CО2.

12. Блок оптического датчика по п. 1 или 2, дополнительно содержащий:

- по меньшей мере один источник света или световодную конструкцию (220), выполненную с возможностью освещения слоя (122) считывания светом;

- по меньшей мере одну световодную конструкцию или устройство (220) обнаружения, выполненное с возможностью обнаружения оптической реакции слоя (122) считывания, в котором по меньшей мере одно из следующих устройств: источник света, световодная конструкция и/или устройство обнаружения, предпочтительно съемным образом соединяется с блоком оптического датчика.

13. Система мониторинга концентрации газа в системе вентиляции легких, содержащая блок (10) оптического датчика, соответствующий любому из предшествующих пунктов, устройство вентиляции и устройство контроля, причем устройство контроля выполнено с возможностью взаимодействия между блоком оптического датчика и системой вентиляции.

14. Способ измерения концентрации газа, используя блок (10) оптического датчика, содержащий один слой (122) считывания, выполненный с возможностью освещения заданным излучением, один газопроницаемый слой (121), соседствующий с одной стороны по меньшей мере с одним слоем (122) считывания и выполненный с возможностью пропускания газа, концентрация которого должна измеряться, через газопроницаемый слой (121) к слою (122) считывания, и удаляемый защитный слой (150), покрывающий по меньшей мере газопроницаемый слой (121) и выполненный с возможностью удаления перед использованием блока (10) оптического датчика, в котором блок (10) оптического датчика выполнен с возможностью измерения оптической реакции по меньшей мере одного слоя (122) считывания, оптическая реакция которого зависит от концентрации газа, дополнительно содержащий контактную среду (130, 180), находящуюся, по меньшей мере, между газопроницаемым слоем (121) и удаляемым защитным слоем (150), причем контактная среда является гелем (130) или жидкостью (180), в котором контактная среда (130, 180) предназначена для управления содержанием воды по меньшей мере в одном газопроницаемом слое (121) и/или по меньшей мере в одном слое (122) считывания, способ, содержащий этапы, на которых:

- удаляют защитный слой (150) с блока (10) оптического датчика,

- прикрепляют блок (10) оптического датчика к объекту выпуска газа,

- принимают газ, концентрация которого должна измеряться, в слое (122) считывания после прохождения газопроницаемого слоя (121),

- освещают слой (122) считывания заданным излучением и

- считывают оптическую реакцию слоя (122) считывания, зависящую от концентрации газа.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к медицине и может быть использовано для оценки активности системы апоптоза. Облучают участки кожи разными дозами ультрафиолетового излучения в спектральном диапазоне 280-320 нанометров.

Изобретение раскрывает средства передачи информации между двумя устройствами. Технический результат заключается в обеспечении персонализированной настройки требуемого устройства с использованием связи через тело.
Изобретение относится к медицине, а именно к спортивной медицине и кардиологии, и может быть использовано при оценке сердечно-сосудистой системы у занимающихся греко-римской борьбой на фоне экстремального снижения веса.

Изобретение относится к медицине, а именно к акушерству и гинекологии, и может быть использовано для оптимизации выявления тромбофилии у женщин с рецидивирующими репродуктивными потерями.

Изобретение относится к электронным устройствам, сохраняющим историю о деятельности человека. Технический результат заключается в создании удобного электронного устройства.

Изобретение относится к медицине, в частности пластической хирургии и косметологии, и может быть использовано для исследования функционального состояния кожи лица при артериальной гипертензии 2 степени.

Изобретение относится к психологии, в частности к психодиагностике. Определяют порог тепловой чувствительности и показатель импульсивности путем проведения тестирования по опроснику В.А.

Изобретение относится к медицине, а именно к терапии, и может быть использовано для индивидуального прогнозирования обострений хронической обструктивной болезни легких (ХОБЛ) у больных с ожирением в течение ближайшего года наблюдения.

Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к средствам определения насыщения крови кислородом. Устройство содержит интерфейс для приема потока данных, получаемого из детектируемого электромагнитного излучения, испускаемого или отраженного от одного или более участков кожи объекта исследования, причем упомянутый поток данных содержит информационный сигнал на каждый пиксель кожи для множества пикселей кожи упомянутого одного или более участков кожи, причем информационный сигнал представляет детектированное электромагнитное излучение, испускаемое или отраженное от соответствующего пикселя кожи с течением времени и имеющее постоянную (DC) часть и переменную (АС) часть, анализатор для определения переменных (АС) частей информационных сигналов от упомянутого множества пикселей кожи и изменения насыщения кислородом крови упомянутого множества пикселей кожи на основании упомянутых переменных (АС) частей информационных сигналов, селектор для выбора группы пикселей кожи, содержащей либо i) пиксели кожи, показывающие быстрейшее изменение насыщения кислородом артериальной крови, при котором насыщение кислородом артериальной крови изменяется раньше, либо ii) упомянутое множество пикселей кожи, за исключением пикселей кожи, показывающих самое медленное изменение насыщения кислородом артериальной крови, при котором насыщение кислородом артериальной крови изменяется позже, причем селектор выполнен с возможностью выбора упомянутой группы пикселей кожи путем использования верхнего или нижнего порога для насыщения кислородом артериальной крови или путем использования порога для процентного содержания пикселей кожи, подлежащих выбору из упомянутого множества пикселей кожи в качестве упомянутой группы, и процессор для определения общего насыщения кислородом артериальной крови объекта исследования на основании информационных сигналов от выбранной группы пикселей кожи с помощью фотоплетизмографии посредством i) усреднения значений насыщения кислородом крови, определенных для каждого пикселя кожи из выбранной группы пикселей кожи на основании переменных (АС) частей информационных сигналов упомянутых пикселей кожи, или ii) усреднения информационных сигналов пикселей кожи от выбранной группы пикселей кожи, чтобы получать усредненный информационный сигнал и определять общее насыщение кислородом крови объекта исследования по усредненному информационному сигналу.

Группа изобретений относится к медицине и может быть использована для измерения уровня гемоглобина у пациента (38). Медицинская система (10) содержит проекционную систему, систему получения изображения, модуль гемоглобина.

Изобретение относится к медицине, а именно к психиатрии, лабораторной диагностике, и может быть использовано при комплексном обследовании пациентов с целью выявления у них заболеваний шизофренического спектра. Для этого в сыворотке крови определяют активность компонентов комплемента: C1, C1q, С2, С3, С4, С5, СН50. В случае отклонения C1, C1q, С2 на 9% относительно нормы и отклонения уровней С3, С4, С5 и СН50 на 13-32% относительно нормы определяют наличие невротического заболевания. Увеличение значений активности компонентов комплемента: C1, C1q, С5 и СН50 на 10% и выше относительно нормы указывает на наличие шизофрении параноидной непрерывно текущей. Увеличение значений активности компонентов комплемента: C1, C1q и СН50 более чем на 10% относительно нормы и снижение С3 на 20% относительно нормы указывает на наличие параноидной шизофрении с эпизодическим типом течения. Увеличение значений активности компонентов комплемента: С1, C1q, С4, С5 и СН50 на 10-40% относительно нормы указывает на наличие шизотипического расстройства. Увеличение значений активности компонентов комплемента: C1, C1q, С4, С5 и СН50 более чем на 20% относительно нормы указывает на наличие шизоаффективного расстройства. Способ позволяет с высокой точностью определить наличие и вид расстройства шизофренического спектра уже на ранних этапах развития заболевания благодаря получению профиля количественных и качественных характеристик компонентов комплемента, присущих определенному заболеванию и отличных от профиля, свойственного невротическим расстройствам. 1 табл., 3 пр.

Изобретение относится к области медицины, а именно к способам ведения пациентов в травматологии и ортопедии. У пациента определяют наличие в анамнезе вредных привычек, а также в предоперационный период определяют следующие показатели: артериальное систолическое давление, наличие предоперационной антибиотикопрофилактики, уровень глюкозы крови, уровень гемоглобина, уровень лейкоцитов, отек зоны перелома, протромбиновый индекс, ультразвуковое доплеровское сканирование сосудов нижней конечности. Затем рассчитывают прогностический коэффициент (ПКэвмл) как классификационное значение уравнения регрессии по математической формуле. В зависимости от полученного значения ПКэвмл прогнозируют эффективность применения оперативного метода лечения изолированных переломов пяточной кости со смещением. Способ позволяет определить эффективность применения оперативного метода лечения изолированных переломов пяточной кости со смещением за счет определения объективных информативных показателей в предоперационный период. 1 ил., 1 табл., 2 пр.

Группа изобретений относится к медицине. Устройство для индукции управляемой гипотермии головного мозга субъекта содержит два криоаппликатора, средство охлаждения хладоносителя, гидравлическую систему, средства регистрации температуры по меньшей мере одного участка тела субъекта и средство управления. Один криоаппликатор выполнен в форме криоаппликатора-шлема, внутренняя поверхность которого контактирует с поверхностью кожи волосистой области головы субъекта. Другой криоаппликатор выполнен в виде криоаппликатора-воротника, внутренняя поверхность которого контактирует с шеей субъекта в области проекции внутренних сонных артерий. Оба криоаппликатора выполнены с возможностью циркуляции в них жидкого хладоносителя. Гидравлическая система установлена с возможностью осуществления циркуляции жидкого хладоносителя в по меньшей мере одном указанном криоаппликаторе. Средства регистрации температуры включают по меньшей мере одну антенну для неинвазивной регистрации собственного ЭМИ глубоких тканей субъекта в СВЧ-диапазоне и последующего определения температуры головного мозга субъекта. Средство управления выполнено с возможностью осуществлять управление средством охлаждения хладоносителя и гидравлической системой, а также определять необходимость охлаждения криоаппликаторов и достаточность гипотермии головного мозга субъекта в зависимости от данных, получаемых с помощью указанных средств регистрации температуры. Способ индукции управляемой гипотермии головного мозга субъекта включает: фиксацию первого криоаппликатора (криоаппликатор-воротник) на шее субъекта, которому необходимо понижение температуры мозга, и проведение процедуры охлаждения через первый криоаппликатор в течение 15-120 минут; измерение скорости охлаждения головного мозга субъекта с помощью антенны для неинвазивной регистрации ЭМИ глубоких тканей субъекта в СВЧ-диапазоне; при определении недостаточной скорости охлаждения головного мозга субъекта фиксацию второго криоаппликатора (криоаппликатор-шлем) на голове данного субъекта и проведение процедуры охлаждения с использованием только второго криоаппликатора или совместно первого и второго криоаппликаторов в течение дополнительных 60-120 минут; измерение скорости охлаждения головного мозга субъекта с помощью антенны для неинвазивной регистрации ЭМИ глубоких тканей субъекта в СВЧ-диапазоне и прекращение охлаждения при достижении желаемых значений температуры головного мозга. Изобретение обеспечивает возможность выбора и контроля процедуры охлаждения мозга субъекта с помощью неинвазивного измерения температуры, а также обеспечивает повышение точности регулирования температуры головного мозга во время процедуры гипотермии, что позволяет уменьшить побочные эффекты, связанные с чрезмерными холодовыми нагрузками. 2 н. и 9 з.п. ф-лы, 1 ил.

Изобретение относится к медицинской робототехнике. Медицинский робот содержит корпус, размещенные в нем по меньшей мере одно средство передвижения с электроприводом(ами), анализирующее устройство и по меньшей мере один инструмент с электроприводом. Анализирующее устройство выполнено в виде химического сенсора и расположено на фронтальной части корпуса, на которой также расположен пьезоэлектрический элемент, электропривод(ы) средств(а) передвижения электрически соединен(ы) с химическим сенсором, электропривод(ы) инструмента(ов) электрически соединен(ы) с пьезоэлектрическим элементом, химический сенсор и пьезоэлектрический элементы выполнены в виде кольца. Химический сенсор расположен по краю фронтальной части робота. Технический результат состоит в повышении надежности и точности, расширении функциональности и упрощении конструктивного исполнения медицинского робота. 7 з.п. ф-лы, 4 ил.

Группа изобретений относится к медицине. Способ отображения информационного наполнения, относящегося к сократительной активности матки пациента, осуществляют с помощью системы визуализации. При этом получают сигнал сократительной активности матки (UAS), соответствующий сократительной активности матки пациента. Определяют с помощью контроллера информацию о сократительной активности матки на основании полученного UAS. Информация о сократительной активности матки содержит информацию, относящуюся по меньшей мере к одному параметру полученного UAS, указывающему на сокращение. Отображают на устройстве отображения информационное наполнение по меньшей мере частично на основании определенной информации о сократительной активности матки. Достигается улучшение поддержки действий медицинского персонала и будущей матери при родовой деятельности и родоразрешении. 3 н. и 12 з.п. ф-лы, 9 ил., 2 табл.

Группа изобретений относится к медицине. Способ дистанционного мониторинга для извлечения физиологической информации из детектируемого электромагнитного излучения, испускаемого или отраженного тканью субъекта, осуществляют с помощью устройства дистанционного мониторинга. При этом собирают с помощью сенсорного средства электромагнитное излучение на расстоянии. Сенсорное средство содержит заданную амплитудно-частотную характеристику, адаптированную для по меньшей мере двух заданных спектральных распределений. Принимают с помощью интерфейса поток данных из детектируемого электромагнитного излучения. Непрерывный или дискретный характеристический сигнал потока данных включает в себя физиологическую информацию, указывающую на параметр жизнедеятельности. Показательная компонента характеристического сигнала характеризует детектированный спектральный участок, указывающий на параметр жизнедеятельности, получаемый на основании сердечно-сосудистой деятельности. Поток данных, по меньшей мере, кусочно содержит дополнительную компоненту сигнала, детектированную вместе с показательной компонентой. Дополнительная компонента характеризует отдельный спектральный участок. Обнаруживают с помощью компаратора характеристическое различие сигналов между показательной и дополнительной компонентами, которое относится к физиологическому состоянию изучаемого субъекта. Различие сигналов является различием сигналов по времени, характеризующим фактическое положение тела изучаемого субъекта. Определяют с помощью калибровочного средства параметр калибровки сигнала с учетом обнаруженного различия сигналов. Достигается повышение точности измеряемого сигнала. 3 н. и 11 з.п. ф-лы, 16 ил.

Изобретение относится к области медицины, а именно к педиатрии и пульмонологии. Проводят дифференциальную диагностику затяжного кашля инфекционного и аллергического генеза при респираторных заболеваниях верхних дыхательных путей у детей от 2 до 17 лет. При первичном обращении у пациента определяют: наличие подъема температуры тела выше 37,5°С, усиление кашля при физической нагрузке, длину периваскулярной зоны и коэффициент извитости артериальной части капилляра при капилляроскопии; стандартное отклонение от средней величины кардиоинтервалов, при анализе ВСР, проводят определение в сыворотке крови уровня общего иммуноглобулина. Затем вычисляют диагностический коэффициент, рассчитанный для кашля инфекционного генеза при респираторном заболевании верхних дыхательных путей, как классификационное значение дискриминантного уравнения по математическим формулам. После чего сравнивают вычисленные значения диагностических коэффициентов двух математических формул и диагностируют кашель инфекционного генеза либо кашель аллергического генеза. Способ позволяет повысить точность дифференциальной диагностики затяжного кашля инфекционного и аллергического генеза при респираторных заболеваниях верхних дыхательных путей у детей от 2 до 17 лет за счет определения информативных клинических показателей. 2 табл., 2 пр.
Изобретение относится к медицине и может быть использовано для прогнозирования риска развития острого повреждения почек у больных с инсультом в первый день госпитализации. Проводят компьютерную томографию головного мозга. Определяют факторы риска: систолическое АД, оценку по шкале Рэнкин, наличие геморрагического инсульта с объемом гематомы более 20 мл, оценку по шкале NIHSS, наличие в анамнезе хронической болезни почек, оценку по шкале индекса мобильности Ривермид, оценку по шкале комы Глазго, наличие хронической сердечной недостаточности. Оценивают факторы риска в баллах. Полученные баллы суммируют. При сумме больше 5 баллов прогнозируют очень высокий риск развития острого повреждения почек. Способ позволяет провести прогнозирование риска развития острого повреждения почек у больных с инсультом в первый день госпитализации за счет оценки комплекса наиболее значимых показателей. 2 табл.

Изобретение относится к медицине, а именно к нефрологии, и может быть использовано для определения начала лечения программным гемодиализом пациентов с хронической болезнью почек С5 (ХБП С5). При скорости клубочковой фильтрации менее 15 мл/мин/1,73 м2 дополнительно определяют концентрацию в сыворотке крови кальция, неорганического фосфата, гемоглобина и десятичный логарифм значения C-реактивного белка, индекс коморбидности Чарльсон, наличие сахарного диабета, учитывают возраст пациента. Затем каждый показатель оценивают в баллах. При сумме баллов, равной 8 и более, начинают лечение программным гемодиализом. Способ позволяет определить начало лечения программным гемодиализом пациентов с ХБП С5 за счет оценки комплекса наиболее значимых показателей. 1 ил., 4 табл., 1 пр.

Группа изобретений относится к медицинской технике. Способ зарядки и передачи данных для применения в системе поддержки давлением, выполненной с возможностью обеспечения режима дыхательной терапии пациенту, включает установление интерфейса ближнего беспроводного соединения между базовым блоком генерирующего давление устройства системы поддержки давлением и беспроводным периферийным устройством системы поддержки давлением; передачу энергии от базового блока генерирующего давление устройства к беспроводному периферийному устройству по интерфейсу ближнего беспроводного соединения и применение переданной энергии в беспроводном периферийном устройстве для зарядки устройства аккумулирования энергии беспроводного периферийного устройства. Передача информации сопряжения между базовым блоком генерирующего давление устройства и беспроводным периферийным устройством осуществляется по интерфейсу ближнего беспроводного соединения. Раскрыта система поддержки давлением, выполненная с возможностью обеспечения режима дыхательной терапии пациенту. Обеспечивается поддержка давления при лечении апноэ. 2 н. и 13 з.п. ф-лы, 8 ил.

Группа изобретений относится к медицинской измерительной технике. Блок оптического датчика для измерения концентрации газа содержит слой считывания, выполненный с возможностью освещения заданным излучением; газопроницаемый слой, соседствующий с одной стороны со слоем считывания и выполненный с возможностью пропускания газа, концентрация которого должна быть измерена, через газопроницаемый слой к слою считывания. Удаляемый защитный слой покрывает газопроницаемый слой и выполнен с возможностью удаления перед использованием блока оптического датчика. Блок оптического датчика выполнен с возможностью измерения оптической реакции слоя считывания. Контактная среда находится между газопроницаемым слоем и удаляемым защитным слоем. Контактная среда является гелем или жидкостью и имеет возможность управления содержанием воды в газопроницаемом иили в слое считывания. Раскрыты способ измерения концентрации газа и система мониторинга. Технический результат состоит в упрощении измерения концентрации газов. 3 н. и 11 з.п. ф-лы, 8 ил.

Наверх