RU202315U1 - Система измерения концентрации глюкозы в крови - Google Patents

Система измерения концентрации глюкозы в крови Download PDF

Info

Publication number
RU202315U1
RU202315U1 RU2020121677U RU2020121677U RU202315U1 RU 202315 U1 RU202315 U1 RU 202315U1 RU 2020121677 U RU2020121677 U RU 2020121677U RU 2020121677 U RU2020121677 U RU 2020121677U RU 202315 U1 RU202315 U1 RU 202315U1
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
blood
measuring chamber
measuring
contact elements
conductive contact
Prior art date
Application number
RU2020121677U
Other languages
English (en)
Inventor
Анатолий Янович Луневич
Татьяна Никитовна Глушакова
Леонид Николаевич Самусик
Original Assignee
Общество с ограниченной ответственностью "Дельфидиа"
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Общество с ограниченной ответственностью "Дельфидиа" filed Critical Общество с ограниченной ответственностью "Дельфидиа"
Priority to RU2020121677U priority Critical patent/RU202315U1/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU202315U1 publication Critical patent/RU202315U1/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1468—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using chemical or electrochemical methods, e.g. by polarographic means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1486—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using enzyme electrodes, e.g. with immobilised oxidase
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/483—Physical analysis of biological material
    • G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
    • G01N33/49—Blood

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Ecology (AREA)
  • General Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Urology & Nephrology (AREA)
  • Food Science & Technology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)

Abstract

Полезная модель относится к области медицинской диагностики и касается измерения характеристик крови в живом организме.Задача - упрощение системы измерения концентрации глюкозы в крови, упрощение эксплуатации и повышение универсальности.Система измерения концентрации глюкозы в крови (фиг. 1) содержит сформированную по двухпроводной схеме измерительную камеру (1), соединенную с блоком токопроводящих контактных элементов (2), выполненных с возможностью нанесения на них реактива и соединенных с блоком индикации (3).Измерительная камера (1) выполнена на основе модели эквивалента электрического импеданса крови, для чего применены последовательно соединенные между собой резистор (4) с активным электрическим сопротивлением (Ra) химического аналита в крови и конденсатор (5) с емкостной составляющей полного сопротивления (Са) химического аналита в крови или с емкостной составляющей полного сопротивления (Ср) среды с химическим аналитом в крови.Блок токопроводящих контактных элементов (2) содержит резисторы (6, 7) с активными электрическими сопротивлениями (Rk1 и Rk2), а блок индикации (3) содержит микроамперметр (8), выполненный с возможностью измерения постоянного и переменного токов, и вольтметр (9), выполненный с возможностью измерения напряжения постоянного и переменного токов, а также соединенный с микроамперметром (8) и вольтметром (9), генератор (10), выполненный с возможностью установки значения напряжения постоянного и амплитуды напряжения переменного токов, а также с возможностью изменения этой частоты во времени.Приводится также более предпочтительная по точности измерений четырехпроводная схема и алгоритм осуществления измерений для программируемого средства.

Description

Полезная модель относится к области медицинской диагностики и касается измерения характеристик крови в живом организме с помощью электрохимических систем, содержащих биохимические электроды с применением методов измерения концентрации глюкозы в крови, позволяющих повышать точность такого измерения путем уменьшения на его результат влияния гематокрита.
Известно, что измерение концентрации глюкозы в крови является актуальной задачей для диагностирования и контроля сахарного диабета. Повышение точности и скорости такого измерения способствует улучшению качества жизни больных сахарным диабетом людей.
Существуют различные системы измерения концентрации глюкозы в крови, выполненные в виде как крупногабаритных стационарных, так и компактных переносных приборов.
Общеизвестно, что глюкоза содержится в плазме крови и внутри эритроцитов. Наиболее точными являются измерения концентрации глюкозы в плазме крови, т.к. такие измерения не искажены влиянием эритроцитов и других элементов крови при их попадании в рабочую зону измерения. Эритроциты изменяют общее количество плазмы крови в рабочем объеме и произвольным образом закрывают часть площади рабочих электродов, которые формируют измерительный сигнал, что искажает результат измерения. Оперативно, за несколько секунд, невозможно полностью физически отделить в рабочей зоне измерения плазму от остальных элементов, входящих в состав крови.
Поэтому задача коррекции влияния гематокрита решается в два этапа. Сначала измеряется значение концентрации глюкозы, а затем - проводятся отдельное измерение гематокрита, позволяющие прогнозировать величину вносимой ошибки в результат измерения, с получением итоговой коррекции результата измерения. Можно и наоборот - сначала измерить гематокрит, а потом концентрацию глюкозы и провести коррекцию результата измерения.
Для этих целей известна, например, система измерения концентрации глюкозы в крови, реализованная в устройстве измерителя концентрации химического аналита в виде эталонного анализатора глюкозы YSI 2300 STAT PLUS [1]. Конструктивно он выполнен в настольном исполнении и включает в себя: гидравлическую систему с перистальтическим насосом для забора пробы, иглу для забора пробы, промывочную камеру и передающие шланги.
Принцип действия такого анализатора основан на измерении изменения силы тока во времени, протекающего через биосенсор, контактирующий с пробой биожидкости через многослойную мембрану с иммобилизованными ферментами, катализирующими разложение глюкозы до перекиси водорода. Измеренные параметры пересчитываются в концентрацию определяемого вещества по предварительно устанавливаемой градуировочной зависимости, полученной при калибровке анализатора аттестованными растворами в соответствии с его инструкцией по эксплуатации. Результат измерения концентрации глюкозы в крови математически корректируется по результату отдельного измерения гематокрита аттестованным прибором в исследуемом образце крови.
В таком анализаторе для его управления используется встроенное программное обеспечение, установленное непосредственно в его постоянном запоминающем устройстве.
Основные недостатки анализатора [1] - сравнительно большие материальные и временные затраты даже для единичного измерения, а также некоторое неудобство в эксплуатации.
Существуют варианты, когда измерение концентрации глюкозы в крови или в плазме крови проводится одновременно с определением степени влияния мешающих измерению факторов на результат измерения, например, с помощью принятой за прототип полезной модели системы [2], содержащей измерительную камеру, соединенную с блоком токопроводящих контактных элементов, выполненных с возможностью нанесения на них реактива и соединенных с блоком индикации. При этом измерительная камера выполнена в виде тест-полоски, а блок токопроводящих контактных элементов - в виде разъема порта, куда вставляются электроды полоски для инициирования последовательности измерения после нанесения образца.
При этом такое инициирование содержит этапы, на которых прикладываются последовательно семь напряжений с разными потенциалами определенной полярности.
Недостаткам системы-прототипа [2] является сложность ее устройства и сложность эксплуатации, ввиду многочисленных изменений величин напряжений, что предопределяет необходимость поддержания высокой точности изготовления тест-полосок для обеспечения возможности применять эмпирические статические нормирующие коэффициенты, или каждый раз переопределять их при выпуске очередной партии тест-полосок с последующим перекодированием измерителя.
Кроме того, использование в качестве измерительной камеры только тест-полосок снижает универсальность применения такой системы.
Поэтому задачей полезной модели является упрощение системы измерения концентрации глюкозы в крови, а также упрощение ее эксплуатации и повышение универсальности применения.
Поставленная задача решается тем, что в системе измерения концентрации глюкозы в крови (фиг. 1 и 2), содержащей измерительную камеру (1), соединенную с блоком токопроводящих контактных элементов (2), выполненных с возможностью нанесения на них реактива и соединенных с блоком индикации (3), имеются отличительные признаки: измерительная камера (1) выполнена на основе модели эквивалента электрического импеданса крови, для чего применены последовательно соединенные между собой резистор (4) с активным электрическим сопротивление (Ra) химического аналита в крови и конденсатор (5) с емкостной составляющей полного сопротивления (Са) химического аналита в крови или с емкостной составляющей полного сопротивления (Ср) среды с химическим аналитом в крови, при этом блок токопроводящих контактных элементов (2) содержит резисторы (6, 7) с активными электрическими сопротивлениями (Rk1 и Rk2), а блок индикации (3) содержит микроамперметр (8), выполненный с возможностью измерения постоянного и переменного токов, и вольтметр (9), выполненный с возможностью измерения напряжения постоянного и переменного токов, а также, соединенный с микроамперметром (8) и вольтметром (9), генератор (10) выполненный с возможностью установки значения напряжения постоянного и амплитуды напряжения переменного токов и с возможностью изменения этой частоты во времени.
Выполнение измерительной камеры (1) на основе модели эквивалента электрического импеданса крови с применением для ее осуществления описанной выше элементной базой, направлено как на упрощение устройства системы, так и на упрощение ее эксплуатации, поскольку используется сравнительно простой метод измерений и простые элементы для его осуществления, которые в отличие от системы-прототипа [2] не требуют многочисленных изменений величин напряжений и необходимости поддержания высокой точности изготовления тест-полосок с упомянутыми тестированием и корректировкой поправочных коэффициентов. Причем, могут применяться в качестве измерительной камеры (2) не только тест-полоски, но и другие средства, например, капиллярная трубка для забора химического аналита или прибор для многократных измерений.
Выполнение блока индикации (3) с микроамперметром (8), выполненным с возможностью измерения постоянного и переменного токов, и вольтметра (9), выполненным с возможностью измерения напряжения постоянного и переменного токов, а также включение в блок индикации (3), генератора (10), соединенного с микроамперметром (8) и вольтметром (9), и выполненного с возможностью установки значения напряжения постоянного и амплитуды напряжения переменного токов с изменяющейся во времени частотой, позволит также упростить систему по полезной модели в целом и упростить ее эксплуатацию, так как применены простые и надежные измерительные средства и генератор.
Дополнительные отличительные признаки полезной модели, усиливающие упомянутые выше эффекты:
- блок токопроводящих контактных элементов (2) выполнен по двухпроводной схеме измерения;
- блок токопроводящих контактных элементов (2) выполнен по четырехпроводной схеме измерения;
- во втором случае выполнения упомянутого блока это достижимо путем введения в него дополнительных резисторов (11, 12) с активными электрическими сопротивлениями (Rk3 и Rk4), при этом на выходе измерительной камеры (1) установлены дополнительные резисторы (13, 14) с сопротивлениями (Rs1, Rs2);
- измерительная камера (1) может быть выполнена в виде или одноразовой тест-полоски (15), или в виде капиллярной трубки для забора химического аналита, или вместе с блоком индикации (3) в одном корпусе прибора для многократных измерений.
Сущность полезной модели поясняется иллюстрациями, где на фиг. 1 и 2 показаны функциональные схемы примеров исполнения системы измерения концентрации глюкозы в крови.
Система измерения концентрации глюкозы в крови (фиг. 1 и 2) содержит измерительную камеру (1), соединенную с блоком токопроводящих контактных элементов (2), выполненных с возможностью нанесения на них реактива и соединенных с блоком индикации (3).
Измерительная камера (1) выполнена на основе модели эквивалента электрического импеданса крови, для чего применены последовательно соединенные между собой резистор (4) с активным электрическим сопротивление (Ra) химического аналита в крови и конденсатор (5) с емкостной составляющей полного сопротивления (Са) химического аналита в крови или с емкостной составляющей полного сопротивления (Ср) среды с химическим аналитом в крови.
Блок токопроводящих контактных элементов (2) содержит резисторы (6, 7) с активными электрическими сопротивлениями (Rk1 и Rk2).
Блок индикации (3) содержит микроамперметр (8), выполненный с возможностью измерения постоянного и переменного токов, и вольтметр (9), выполненный с возможностью измерения напряжения постоянного и переменного токов, а также, соединенный с микроамперметром (8) и вольтметром (9), генератор (10), выполненный с возможностью установки значения напряжения постоянного и амплитуды напряжения переменного токов и возможностью изменения этой частоты во времени.
Блок токопроводящих контактных элементов (2) может быть выполнен по двухпроводной схеме измерения (фиг. 1) или по четырехпроводной схеме измерения (фиг. 2). В последнем случае в него введены дополнительные резисторы (11, 12) с активными электрическими сопротивлениями (Rk3 и Rk4). При этом на выходе измерительной камеры (1) установлены дополнительные резисторы (13, 14) с сопротивлениями (Rs1, Rs2);
В обоих случаях выполнения блока токопроводящих контактных элементов (2) измерительная камера (1) может быть выполнена в виде или одноразовой тест-полоски (15), или (не показано) в виде капиллярной трубки для забора химического аналита, или (не показано) вместе с блоком индикации (3) в одном корпусе прибора для многократных измерений.
Применяют систему измерения концентрации глюкозы в крови следующим образом.
Перед проведением измерений на контактые элементы в измерительной камере (1), определяемые зоной расположения резисторов (4, 6, 7) по фиг. 1 или зоной расположения резистров (4, 6, 7, 11, 12, 13, 14) по фиг. 2, наносят реактив-фермент, например, глюкозооксидазу.
Далее исследуемый химический аналит, например, каплю крови, помещаются в измерительную камеру (1), которая может быть выполнена как в виде одноразовой тест-полоски (15), так и в виде капиллярной трубки (не показано) для забора химического аналита. Измерительная камера (1) может быть выполнена и в стационарном приборе (не показан) для проведения многократных измерений.
В результате исследуемый химический аналит вступает в реакцию с реактивом-ферментом, который окисляет в себе глюкозу до глюконовой кислоты с образованием пероксида водорода, преобразующей значение концентрации этого вещества в исследуемом химическом аналите в электрический сигнал, передаваемый через блок токопроводящих контактных элементов (2) на блок индикации (3). Получаемый электрический сигнал по своей величине меняется в зависимости от уровня глюконовой кислоты.
При этом в системе по полезной модели используется следующий алгоритм с применением программного средства (не показано) для определения уровня глюкозы в крови, основанный на показателях сопротивления тока, отображаемых в блоке индикации (3).
В общем виде значение полного сопротивления крови или ее плазмы в измерительной камере равно:
Figure 00000001
где:
Z - полное сопротивление;
R - активная составляющая суммарного сопротивления крови и контактной системы измерительной камеры (2);
Са - емкостная составляющая полного сопротивления (Са) химического аналита в крови для конденсатора (5);
f - частота, на которой проводятся измерения;
Figure 00000002
; π = 3,14159;
Общее активное электрическое сопротивление:
Figure 00000003
где:
Rk1 и Rk2 - активные электрические сопротивления, соответственно, на резисторах (6, 7);
Ra - активные электрическое сопротивление химического аналита в крови на резисторе (4)
Реактивное электрическое сопротивление:
Figure 00000004
За основу модели крови взята известная модель эквивалента электрического импеданса крови [3], что по фиг. 1 реализовано резистором (4), соединенным последовательно с конденсатором (5)
В формулах 1-3 от относительного объема (гематокрита), занимаемого мешающими физическими объектами (эритроцитами) зависят только Ra и Са. Причем значения электрических сопротивлений Rk1 и Rk2 невозможно отделить от зависящего от гематокрита значения Ra при такой (двухпроводной) схеме измерения (фиг. 1).
При проведении измерений предпочтительной следует считать измерительную схему по четырехпроводной схеме (фиг. 2), где практически исключено влияние (Rk1 и Rk2) на результат измерения. При этом, так как невозможно исключить из результата измерения влияния значений сопротивлений (Rs1, Rs2) на дополнительных резисторах (13, 14), то целесообразно выбирать как можно меньшие их величины.
Значение полного электрического сопротивления (Z) по переменному току по двухпроводной схеме измерения (фиг. 1) и по четырехпроводной схеме измерения (фиг. 2):
Figure 00000005
где: U~ и I~ показания, соответственно, вольтметра (9) и микроамперметра (8).
Значение полного электрического сопротивления (Z) зависит от частоты, на которой проводится измерение.
Например, предлагается для двухэлектродной одноразовой экспресс-полоски (15), по схеме на фиг. 1, при определении относительного объема, занимаемого эритроцитами в плазме крови (гематокрита), в целях исключения влияния паразитных и не зависящих от частоты, на которой проводится измерение, значений (Rk1 и Rk2), в качестве значений удельного сопротивления r в формуле (5), целесообразно принимать разность полных сопротивлений ΔZ измеренных на фиксированной частоте f2 и на частоте f1, выбранных из условия равенства полного сопротивления Z(f1) удвоенному значению Z(f2), умноженному на отношение значений этих частот, когда f2 всегда больше f1:
Figure 00000006
В качестве значения удельного сопротивления плазмы крови r1 в формуле 6 предлагается принимать фиксированное (эмпирическое) число равное разности полных сопротивлений ΔZp измеренных на фиксированных частотах f2 и f1, выбранной из условия равенства полного сопротивления Zp(f1) удвоенному значению Zp(f2), умноженному на отношение значений этих частот, когда f2 всегда больше f1.
Figure 00000007
Это значение было получено авторами полезной модели однократно на стадии разработки системы в результате усреднения не менее чем по 100 измерениям на 100 одноразовых тест-полосках (15) и 50-ти приборах параметра пропорционального сопротивлению среды (плазмы крови). С целью дополнительной компенсации влияния технологического разброса объема измерительной камеры (1) одноразовой тест-полоски (15) и геометрического рисунка электропроводящих контактов на реальное значение сопротивления среды (плазмы крови), в которой находится химический аналит, введен дополнительный коэффициент Кр, равный отношению полных сопротивлений Zp(f3) и Zp(f4), измеренных на фиксированных частотах f3 и f4.
Figure 00000008
Значения Zp(f3) и Zp(f4) зависят от геометрических размеров измерительной камеры (1) одноразовой тест-полоски (15) и электрических свойств ее контактной системы и выбираются однократно на стадии разработки системы по полезной модели в результате усреднения не менее чем по 100 измерениям на 100 одноразовых тест-полосках (15) и 50-ти приборах параметра пропорционального сопротивлению среды (плазмы крови). Это позволяет автоматически корректировать значение r1 для каждой тест-полоски при измерении гематокрита и получить приемлемые значения разности полных сопротивлений ΔZp измеренных на фиксированных частотах f2 и f1 по формулам 8 и 9:
Figure 00000009
Figure 00000010
Итоговая формула для схемы по фиг. 1 при определении значения ρ наличия гематокрита в измеряемом образце крови определяется на основе универсальной системы уравнений Максвелла для электромагнитного поля, описанной, например, в источнике [4]:
Figure 00000011
Такой способ для двухпроводной схемы измерения (фиг. 1) является более простым и приемлемым по точности, однако исключает части нужного для измерения гематокрита сигнала (зависящего от гематокрита значения Ra при компенсации влияния Rk1 и Rk2 на результаты измерения после вычисления значений r и r1 по формулам 5-7:
Более же точен способ для четырехпроводной схемы измерения (фиг. 2) при определении относительного объема, занимаемого эритроцитами в плазме крови (гематокрита), при котором учитывается влияние паразитных сопротивлений Rk1, Rk2, Rk3 и Rk4 по формулам 6 и 7. При этом влияние же сопротивлений Rk1 и Rk4 на результат измерения исключается схемотехнически. Напряжение U~ (см. формулу 4) измеряется непосредственно в рабочей зоне измерительной камеры (1), т.е. падение напряжения на Rk1 и Rk4 не может влиять на результат измерения значения полного электрического сопротивления Z. При этом значения Rk2 и Rk3, тоже не могут существенно повлиять на измерения, если входное сопротивление вольтметра (9) достаточно велико.
При использовании такого метода по четрыхпроводной схеме измерений (фиг. 2) чувствительность к гематокриту будет больше, т.е. значение гематокритного числа можно определить точнее.
Точность работы системы по полезной модели зависит от способа выбора измерительных частот и значений элементов приведенных выше формул алгоритма для обеих измерительных схем (фиг. 1 и 2).
Поэтому итоговая формула для четырехпроводной схемы измерений (фиг. 2) при определении значения гематокрита в измеряемом образце крови будет:
Figure 00000012
Для коррекции влияния гематокрита на измеренное значение глюкозы возможно применение коэффициента влияния (k), например, предложенного, в рекомендациях IFCC по регистрации результатов определения глюкозы в крови [5].
Figure 00000013
где: Ht(%) = ρ * 100
Система по полезной модели, в сравнении с аналогом [1] и прототипом [2], не только проще по устройству, эксплуатации и универсальнее в применении, но также позволяет более простым способом уменьшить влияние гематокрита на измерение концентрации глюкозы в крови.
Источники информации:
1. User's Manual YSI 2300 STAT PLUS Glucose & L-Lactate Analyzer, p. 15-1//Электронный pecypc-https://usermanual.wiki/Document/YSI2300StatPlusmanualj.4159099685/html. Дата доступа 1.06.2020.
2. Патент US 9080196, МПК G01N 27/327, приоритет 28.09.2012, опубл 14.07.2015/прототип/.
3. Импеданс биологических тканей и его применение в медицине. А.М. Тихомиров, Российской государственный медицинский университет, 2006, стр. 5.
4. Downloaded from symposium.cship.0rg on March 4? 216- Published by Cold Spring Harbor Laboratory Press p.117 // Электронный pecypc-http://citeseerx.ist.psu.edu/viewdoc/download?doi=10.1.1.832.7658&rep=rep1&type=pdf.
5. IFCC recommtndation on reporting results for blood glucose. Author links open overlay panel Scientific Division, Working Group on Selective Electrodes // Clinica Chimica Acta Volume 307, Issues 1-2, May 2001, p. 205-209.
Figure 00000014

Claims (7)

1. Прибор для измерения концентрации глюкозы в крови, содержащий измерительную камеру (1), соединенную с блоком токопроводящих контактных элементов (2), выполненных с возможностью нанесения на них реактива и соединенных с блоком индикации (3), отличающийся тем, что измерительная камера (1) выполнена на основе модели эквивалента электрического импеданса крови, для чего применены последовательно соединенные между собой резистор (4) с активным электрическим сопротивлением (Ra) химического аналита в крови и конденсатор (5) с емкостной составляющей полного сопротивления (Са) химического аналита в крови, при этом блок токопроводящих контактных элементов (2) содержит резисторы (6, 7) с активными электрическими сопротивлениями (Rk1 и Rk2), а блок индикации (3) содержит микроамперметр (8), выполненный с возможностью установки значения напряжения постоянного и амплитуды напряжения переменного токов с изменяющейся во времени частотой с возможностью изменения этой частоты во времени.
2. Прибор по п. 1, отличающийся тем, что блок токопроводящих контактных элементов (2) выполнен по двухпроводной схеме измерения.
3. Прибор по п. 1, отличающийся тем, что блок токопроводящих контактных элементов (2) выполнен по четырехпроводной схеме измерения.
4. Прибор по п. 3, отличающийся тем, что блок токопроводящих контактных элементов (2) содержит дополнительные резисторы (11, 12) с активными электрическими сопротивлениями (Rk3 и Rk4), при этом на выходе измерительной камеры (1) установлены дополнительные резисторы (13, 14) с сопротивлениями (Rs1, Rs2).
5. Прибор по п. 1 отличающийся тем, что измерительная камера (1) выполнена в виде одноразовой тест-полоски (15).
6. Прибор по п. 1, отличающийся тем, что измерительная камера (1) выполнена в виде капиллярной трубки для забора химического аналита.
7. Прибор по п. 1, отличающийся тем, что измерительная камера (1) выполнена вместе с блоком индикации (3) в одном корпусе прибора для многократных измерений.
RU2020121677U 2020-06-25 2020-06-25 Система измерения концентрации глюкозы в крови RU202315U1 (ru)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
RU2020121677U RU202315U1 (ru) 2020-06-25 2020-06-25 Система измерения концентрации глюкозы в крови

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
RU2020121677U RU202315U1 (ru) 2020-06-25 2020-06-25 Система измерения концентрации глюкозы в крови

Publications (1)

Publication Number Publication Date
RU202315U1 true RU202315U1 (ru) 2021-02-11

Family

ID=74665710

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2020121677U RU202315U1 (ru) 2020-06-25 2020-06-25 Система измерения концентрации глюкозы в крови

Country Status (1)

Country Link
RU (1) RU202315U1 (ru)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU220817U1 (ru) * 2023-07-10 2023-10-04 Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Омский государственный технический университет" (ОмГТУ) Комбинированный электрод экг-метаболиты

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP4754770B2 (ja) * 2001-02-23 2011-08-24 マルシオ マルク アブリュー 非侵襲性測定用機器
US20130141117A1 (en) * 2011-12-02 2013-06-06 Neovision Llc Impedance resonance sensor for real time monitoring of different processes and methods of using same
CN103518131A (zh) * 2010-12-10 2014-01-15 弹性医疗系统有限责任公司 经皮取样及分析装置
US9080196B2 (en) * 2012-09-28 2015-07-14 Cilag Gmbh International System and method for determining hematocrit insensitive glucose concentration
RU2609460C2 (ru) * 2011-01-12 2017-02-01 Мексенсе Ас Сенсорное устройство для измерения плотности биологической текучей среды и/или мембранного сопротивления
RU2683203C2 (ru) * 2013-12-31 2019-03-26 Эбботт Дайабитиз Кэр Инк. Снабженный автономным питанием датчик аналита и использующие его устройства
RU2689154C1 (ru) * 2013-11-22 2019-05-24 Цилаг Гмбх Интернэшнл Двухкамерная аналитическая тест-полоска
US20200069226A1 (en) * 2018-08-29 2020-03-05 Medtronic, Inc. Electrochemical sensor including multiple work electrodes and common reference electrode

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP4754770B2 (ja) * 2001-02-23 2011-08-24 マルシオ マルク アブリュー 非侵襲性測定用機器
CN103518131A (zh) * 2010-12-10 2014-01-15 弹性医疗系统有限责任公司 经皮取样及分析装置
RU2609460C2 (ru) * 2011-01-12 2017-02-01 Мексенсе Ас Сенсорное устройство для измерения плотности биологической текучей среды и/или мембранного сопротивления
US20130141117A1 (en) * 2011-12-02 2013-06-06 Neovision Llc Impedance resonance sensor for real time monitoring of different processes and methods of using same
US9080196B2 (en) * 2012-09-28 2015-07-14 Cilag Gmbh International System and method for determining hematocrit insensitive glucose concentration
RU2689154C1 (ru) * 2013-11-22 2019-05-24 Цилаг Гмбх Интернэшнл Двухкамерная аналитическая тест-полоска
RU2683203C2 (ru) * 2013-12-31 2019-03-26 Эбботт Дайабитиз Кэр Инк. Снабженный автономным питанием датчик аналита и использующие его устройства
US20200069226A1 (en) * 2018-08-29 2020-03-05 Medtronic, Inc. Electrochemical sensor including multiple work electrodes and common reference electrode

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU220817U1 (ru) * 2023-07-10 2023-10-04 Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Омский государственный технический университет" (ОмГТУ) Комбинированный электрод экг-метаболиты

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US10921278B2 (en) Slope-based compensation including secondary output signals
JP6448504B2 (ja) 勾配ベース補正
JP3260739B2 (ja) 生物学的流体の医学的に有意な成分の濃度を測定する装置および方法
TWI449905B (zh) 用於生物感測器之未足量偵測系統
TWI468679B (zh) 決定樣本中之待測物濃度的方法及使用該方法的手持式測量裝置和生物感測器系統
EP1456666B1 (en) Method for the determination of glucose
JP5039062B2 (ja) バイオセンサー系における温度補正被分析物決定
RU2292841C2 (ru) Способ определения адекватности объема пробы в устройствах биодатчиков
JP3848993B2 (ja) 共存物質の存在下における成分量の測定方法及び測定装置
JP4381413B2 (ja) バイオセンサー・システム
KR101423851B1 (ko) Ａｃ 측정 방법들에 기초한 샘플 특성화
RU2682324C2 (ru) Система и способ определения гемолиза
KR20100005209A (ko) 비선형 샘플 응답을 이용한 분석물 측정을 위한 시스템 및 방법
JP2011506966A5 (ru)
JP7066673B2 (ja) ２つの電極からの交替する出力信号の使用による電気化学分析のための方法
CN105283765B (zh) 分析物浓度测定的系统误差补偿
RU202315U1 (ru) Система измерения концентрации глюкозы в крови
EP2956765B1 (en) System and method for measuring an analyte in a sample and calculating hematocrit-insensitive glucose concentrations
RU2749982C1 (ru) Способ непрерывного мониторинга уровня глюкозы в биологической жидкости организма и устройство для его реализации
EP0758448B1 (en) Measuring of bloodgases