ДАТЧИК ДЛЯ НЕИНВАЗИВНОГО ИЗМЕРЕНИЯ КОНЦЕНТРАЦИИ ГЛЮКОЗЫ

Предложенная полезная модель представляет собой базовую конструкцию датчика, предназначенного для неинвазивного мониторинга концентрации глюкозы в биологических тканях, и может быть использована для создания неинвазивного глюкометра для непрерывного мониторинга концентрации глюкозы.
Известно устройство “Non-invasive reagentless glucose determination” (патент на изобретение US 8843186, МПК A61B 5/00; A61B 5/05; A61B 5/145; A61B 5/1455, опубл. 23.09.2014), представляющее собой конструкцию из удлиненного корпуса, содержащего: два электрода, подключенных к колеблющемуся источнику электроэнергии, источник света для формирования коллимированного светового луча, детектор, процессор и программы для выполнения автокорреляции и дальнейшего сравнения функции автокорреляции с заданной калибровкой для определения глюкозы. Устройство предназначено для неинвазивного определения и мониторинга глюкозы в биожидкости in-vivo. Техническим решением устройства является: воздействие неоднородным колеблющимся электрическим полем на заданную часть человеческого тела, содержащую указанную биожидкость, причем указанное поле исходит от первого и второго электродов в указанном удлиненном корпусе; при этом первый электрод имеет дугообразную форму; второй электрод по существу центрирован в указанном дугообразном первом электроде, при этом указанные электроды сконфигурированы для создания неоднородного электрического поля рядом с дугообразным электродом и центральным электродом; рассеивание светового луча от указанной биожидкости на детектор; обработку выходного сигнала упомянутого детектора для формирования автокорреляции; вычисление математического преобразования указанной автокорреляции для получения спектра скоростей; сравнение по меньшей мере одного пика в указанном спектре скорости с калибровкой для определения уровня глюкозы в указанной биожидкости. Техническим результатом изобретения является то, что уровень глюкозы оценивается по влиянию глюкозы на биологические клетки с зависимостью от глюкозы, например красные кровяные тельца. Изобретение основано на взаимодействии таких клеток с колеблющимися градиентами электрического поля. Реакция биологических клеток зависит от таких факторов, как форма, размер и распределение электрического заряда. Градиент создаваемого электрического поля заставляет клетки совершать характерное движение, которое обнаруживается по рассеянию светового луча.
Недостатком известного устройства является низкая чувствительность, обусловленная необходимостью подстройки длины волны коллимированного пучка в зависимости от выбора участка тела для измерения, а также от условий метаболического состояния, температуры и влажности окружающей среды и необходимости контролировать расстояние от места излучения устройства до конкретной части тела.
Известно устройство “Non-invasive glucose measurement method and apparatus (патент на изобретение US 5433197, МПК A61B 5/00, опубл. 18.07.1995), содержащее средство для неинвазивного облучения глаза in vivo энергией ближнего инфракрасного диапазона, имеющего по меньшей мере несколько длин волн, средство для измерения спектральной интенсивности энергии ближнего инфракрасного диапазона (инфракрасный датчик), выходящей из глаза и генерирующей электрические сигналы, представляющие указанную измеренную интенсивность; а также средство для вычисления концентрации глюкозы в крови по вариациям упомянутых измеренных сигналов спектральной интенсивности. Глаз пациента освещается ближним инфракрасным излучением, которое проходит в глаз через роговицу и водянистую влагу, отражается от радужной оболочки и/или поверхности хрусталика, а затем проходит через водянистую влагу и роговицу. Отраженное излучение улавливается и детектируется датчиком ближнего инфракрасного диапазона, который измеряет отраженную энергию в одном или нескольких диапазонах длин волн. Сравнение отраженной энергии с энергией источника обеспечивает измерение спектрального поглощения глазом, которое характерно для состава роговицы, водянистой влаги и других структур внутри глаза, через которые передается энергия или от которой она отражается. Устройство включает процессор для обработки спектральных данных и дисплей для считывания результата.
Недостатком данного устройства является специфичность и точность, зависящие от многомерной калибровки, связывающей измеренное спектральное поглощение водянистой влаги с измеренным уровнем глюкозы в крови и процессом прогнозирования. Также устройство не подходит для мониторинга глюкозы в течение дня в связи с проведением калибровки при каждом измерении концентрации глюкозы.
Наиболее близким является известное устройство “Неинвазивный датчик глюкозы в крови” (патент на изобретение CN103892843A, A61B 5/145, опубл. 02.07.2014) для неинвазивного измерения концентрации глюкозы в крови, содержащий: подложку, первый металлический слой, второй металлический слой и блок измерения глюкозы. Первый металлический слой формируется на одной стороне подложки, второй металлический слой формируется на другой стороне подложки, а блок измерения глюкозы электрически соединен с первым металлическим слоем и вторым металлическим слоем и обеспечивает радиочастотное излучение сигналов. Первый металлический слой сформирован на одной стороне этой подложки и представляет собой по меньшей мере одну микрополосковую антенну; второй металлический слой должен быть сформирован на другой стороне этой подложки; при этом часть площади второго металлического слоя не перекрывается с первым металлическим слоем для создания широкополосного эффекта; проводимость первого металлического слоя может быть больше или меньше второго металлического слоя; ячейка, чувствительная к глюкозе в крови, электрически соединена одновременно с первым и вторым металлическим слоем. В данном изобретении один металлический слой является источником сигнала, а второй приемником (два порта). Техническим результатом изобретенияявляется определение уровня глюкозы в крови неинвазивным методом в широкой полосе частот 1 - 8 ГГц. Данное устройство основано на определении потери мощности прошедшего сигнала, сформированного микрополосковой линией и отраженного в ячейку.
Недостатками известного устройства являются использование источника и приемника излучения, что существенно увеличивает количество итераций для проведения измерения. Попеременное измерение двух составляющих сигнала, являющихся амплитудной и частотной характеристикой, не позволяет достичь высокой чувствительность и точности датчика.
Технической задачей предлагаемой полезной модели является создание датчика с высокой чувствительностью для непрерывного мониторинга концентрации глюкозы в крови, обеспечивающего наиболее эффективную передачу энергии электромагнитного поля в сильно поглощающие биологические ткани при малых размерах устройства, за счет формирования ближнего поля.
Решение технической задачи достигается за счет того,чтодатчик для неинвазивного измерения концентрации глюкозы, состоит из диэлектрической подложки, первого металлического слоя, нанесенного на одной стороне подложки, второго металлического слоя, нанесенного на другой стороне подложки, и имеет широкую полосу рабочей частоты. Первый металлический слой состоит из расположенных на одной оси в центре подложки двухпетлевого, петлевого и щелевого вибраторов и обеспечивает формирование и пролонгирование ближнего поля, обеспечивающего высокую чувствительность датчика 0,5–0,7 дБ/(ммоль/л). Щелевой вибратор выполнен в виде рамки. Второй металлический слой представляет собой металлическую микрополосковую линию, через конец которой происходит запитывание всей конструкции. Внутри диэлектрической подложки находится металлический цилиндр, через который соединяются первый и второй металлические слои.
Поле одного двухпетлевого вибратора наводит в петлевом вибраторе некоторую электродвижущую силу, что эквивалентно изменению сопротивления излучения или входного сопротивления вибратора. Поле, создаваемое системой вибраторов, позволяет получить однонаправленное излучение в ближней зоне без потери мощности. Использование комбинации из двухпетлевого, петлевого и щелевого вибраторов позволяет увеличить протяженность ближней зоны излучения.
Наличие нескольких излучающих элементов, щелевого и петлевого вибратора,  приводит к формированию реактивных частей специфического интерференционного потока энергии. Эти особенности конструкции датчика повышают чувствительность при ближнепольной диагностике биологических сред и объектов, в том числе при измерении концентрации глюкозы.
Кроме того, заявляемая полезная модель отличается тем, что диэлектрическая подложка имеет гибкую структуру за счет композитного материала из политетрафторэтилена, с относительной диэлектрической проницаемостью 2,5–4,1 отн. ед., с толщиной 0,76–1,2 мм.
.
7
.
7
Кроме того заявляемая полезная модель отличается тем, что первый и второй металлические слои состоят из проводящего материала, расположенного на диэлектрической подложке с электрической проводимостью 4,561  10 – 6,3012  10  См/м, с толщиной проводящего материала 0,017–0,1 мм.
На фиг. 1 изображена конструкция датчика для неинвазивного измерения концентрации глюкозы, где цифрами обозначены:
1 – двухпетлевой вибратор,
2 – металлический цилиндр,
3 – петлевой вибратор,
4 – щелевой вибратор,
5 – диэлектрическая подложка,
6 – микрополосковая линия.
На фиг. 2 представлена зависимость коэффициента отражения от частоты для различной концентрации глюкозы.
Пример работы заявленной полезной модели приведен ниже.
Датчик запитывается через микрополосковую линию (второй металлический слой) 6, которая в свою очередь на резонансной частоте создает поле, направленное в противоположную сторону через диэлектрическую подложку 5. Энергия, прошедшая на первый металлический слой через металлический цилиндр 2, возбуждает петлевой вибратор 3, создающий ближнее поле датчика. Щелевой вибратор 4, выполненный в форме рамки, фокусирует энергию как от микрополосковой линии, так и от петлевого вибратора 3. Двухпетлевой вибратор 1 формирует основное ближнее поле, фокусирует его за счет своей структуры, и тем самым обеспечивает однонаправленное излучение (пролонгированное ближнее поле) всей комбинации вибраторов и микрополосковой линии.
Первый и второй металлический слой расположены на гибкой диэлектрической подложке, гибкость которой обеспечивается за счет использования композитного материала на основе политетрафторэтилена. Гибкость конструкции, обеспечивает плотное прилегание к месту крепления датчика.
Первый и второй металлические слои состоят из проводящего материала, расположенного на диэлектрической подложке, обеспечивающие передачу энергии в широком диапазоне частот устройства.
Для подтверждения работы датчика и определения его чувствительности проводились измерения и дальнейшее сравнение параметра S11 физраствора с разными концентрациями глюкозы. При этом физраствор проходил через силиконовую трубку, имитирующую кровеносный сосуд, находящуюся в фантоме биологической ткани руки человека. Датчик при таких измерениях прикладывался вплотную к фантому. Оптимальный диапазон частот для определения концентрации глюкозы данного датчика составляет 1,3–1,6 ГГц (Фиг. 2). Для данного диапазона частот чувствительность составила 0,5–0,7 дБ/(ммоль/л).
Преимуществами заявленной конструкции датчика являются: высокая чувствительность, проведение постоянного мониторинга концентрации глюкозы при ее малом изменении, эффективная передача энергии электромагнитного поля в сильно поглощающие биологические ткани при малых размерах устройства за счет формирования и пролонгирования ближнего поля вторым металлическим слоем, представляющим собой комбинацию двухпетлевого вибратора, петлевого вибратора и щелевого вибратора.