RU2033786C1 - Bioelectric medicine tester - Google Patents
Bioelectric medicine tester Download PDFInfo
- Publication number
- RU2033786C1 RU2033786C1 SU904819142A SU4819142A RU2033786C1 RU 2033786 C1 RU2033786 C1 RU 2033786C1 SU 904819142 A SU904819142 A SU 904819142A SU 4819142 A SU4819142 A SU 4819142A RU 2033786 C1 RU2033786 C1 RU 2033786C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- electrode
- measuring
- measuring electrode
- resistance
- skin
- Prior art date
Links
Images
Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Finger-Pressure Massage (AREA)
Abstract
Description
Изобретение относится к медицинской технике, а именно к устройствам, обеспечивающим измерение электрокожного сопротивления и его изменение от взаимодействия организма с веществами, в частности, с медикаментами. The invention relates to medical equipment, and in particular to devices that provide measurement of electric skin resistance and its change from the interaction of the body with substances, in particular with medicines.
Известно устройство для определения электрокожного сопротивления, содержащее электроды из металлов с различными электрохимическими потенциалами, которые соединены с блоком задания и измерения тока. Данное устройство позволяет без источника электропитания, используя ЭДС электродов, производить измерение электрокожного сопротивления, например, в точках акупунктуры. A device for determining electric skin resistance, containing electrodes of metals with various electrochemical potentials, which are connected to the unit for setting and measuring current. This device allows, without the power supply, using EMF electrodes, to measure the electrical resistance, for example, at acupuncture points.
Недостатком данного устройства является низкая стабильность (повторяемость) результатов измерений. Данный недостаток обусловлен тем, что одним из источников ЭДС является измерительный электрод, у которого рабочая часть, контактирующая с кожей, составляет десятки мм2. При малой площади измерительного электрода и значительном изменении силы его прижатия к коже происходит изменение параметров двойного электрического слоя на границе металл-электролит, а в измерительной цепи возникают помехи, обусловленные изменением тока. Еще одним из факторов нестабильности является зависимость ЭДС электрода от концентрации электролита, с которым контактирует электрод, так как поддержать постоянной концентрацию электролита в процессе измерения сопротивления кожи чрезвычайно сложно из-за небольшого его количества между электродом и кожей и способностью последней пропитываться данным электролитом.The disadvantage of this device is the low stability (repeatability) of the measurement results. This disadvantage is due to the fact that one of the sources of EMF is a measuring electrode, in which the working part in contact with the skin is tens of mm 2 . With a small area of the measuring electrode and a significant change in the force of its pressing against the skin, a change in the parameters of the double electric layer at the metal-electrolyte interface occurs, and interference arises in the measuring circuit due to a change in current. Another factor of instability is the dependence of the EMF of the electrode on the concentration of the electrolyte with which the electrode is in contact, since it is extremely difficult to maintain a constant concentration of the electrolyte during the measurement of skin resistance due to its small amount between the electrode and the skin and the ability of the latter to soak with this electrolyte.
Наиболее близким техническим решением является устройство для проведения медикаментозного тестирования, содержащее измерительный электрод со скругленной рабочей частью, предназначенной для плотного прижатия к роговому слою кожи и его деформации, пассивный электрод, которые соединены с блоком задания и измерения тока, и медикаментозный модулятор, соединенный с пассивным электродом. Данное устройство позволяет измерять электрокожное сопротивление и по его величине проводить тестирование на вещества, взаимодействующие с организмом. Однако величина измеряемого сопротивления значительно зависит от силы давления измерительного электрода и даже скругленная рабочая часть и дополнительные средства, стабилизирующие давление электрода, не позволяют устранить данных погрешностей измерения, так как у разных пациентов различные физические свойства кожи (тургор, влажность, толщина) и при одном давлении электрода величины сопротивлений, характеризующих норму, сильно отличаются у разных пациентов. The closest technical solution is a device for conducting medical testing, containing a measuring electrode with a rounded working part, designed to firmly press the skin against the stratum corneum and its deformation, a passive electrode, which are connected to the current setting and measurement unit, and a drug modulator connected to a passive electrode. This device allows you to measure electric skin resistance and its size to test for substances that interact with the body. However, the value of the measured resistance significantly depends on the pressure force of the measuring electrode, and even the rounded working part and additional means stabilizing the pressure of the electrode do not allow to eliminate these measurement errors, as different patients have different physical properties of the skin (turgor, humidity, thickness) and with one the pressure of the electrode, the values of the resistances characterizing the norm differ greatly in different patients.
Цель изобретения повышение точности измерения сопротивления кожи при тестировании путем уменьшения влияния силы давления измерительного электрода на величину измеряемого сопротивления, а также обеспечение возможности проведения измерений без использования источника электропитания, а также повышение стабильности измеряемого параметра в течение времени измерения, а также обеспечение возможности проведения самоконтроля и уменьшения размеров электродов, а также сокращение времени измерения. The purpose of the invention is to increase the accuracy of measuring skin resistance during testing by reducing the influence of the pressure force of the measuring electrode on the value of the measured resistance, as well as providing the possibility of taking measurements without using a power source, as well as increasing the stability of the measured parameter during the measurement time, as well as providing the possibility of self-monitoring and reducing the size of the electrodes, as well as reducing the measurement time.
Поставленная цель достигается тем, что в биоэлектрическом медикаментозном тестере, содержащим измерительный электрод со скругленной рабочей частью, предназначенной для плотного прижатия к роговому слою кожи и его деформации, пассивный электрод, которые соединены с блоком задания и измерения тока, и медикаментозный модулятор, соединенный с пассивным электродом, как минимум, рабочая часть измерительного электрода выполнена из материала с сообщающимися порами, которые заполнены несохнущим электролитом. This goal is achieved by the fact that in a bioelectric medical tester containing a measuring electrode with a rounded working part, designed to tightly press the skin against the stratum corneum and its deformation, a passive electrode, which are connected to the current setting and measurement unit, and a drug modulator connected to a passive electrode, at least the working part of the measuring electrode is made of a material with interconnected pores, which are filled with a non-drying electrolyte.
Также контактные элементы электродов могут быть выполнены из материалов с различной электрохимической активностью, причем потенциал контактного элемента измерительного электрода более положительный. Also, the contact elements of the electrodes can be made of materials with different electrochemical activity, and the potential of the contact element of the measuring electrode is more positive.
Также измерительный электрод может быть выполнен полым, причем его контактный элемент выполнен в виде металлизации поверхности пор со стороны полости. Also, the measuring electrode can be made hollow, and its contact element is made in the form of metallization of the pore surface from the side of the cavity.
Также пассивный электрод может быть выполнен полым и в его полости с зазором установлен измерительный электрод. Also, the passive electrode can be made hollow and a measuring electrode is installed in its cavity with a gap.
Также пассивный электрод может быть выполнен из материала с сообщающимися порами, заполненными несохнущим электролитом, причем его контактный элемент выполнен в виде металлизации поверхности пор со стороны полости. Also, the passive electrode can be made of a material with interconnected pores filled with a non-drying electrolyte, and its contact element is made in the form of metallization of the surface of the pores from the side of the cavity.
Также пассивный электрод может быть соединен с блоком задания и измерения тока со стороны, противоположной отверстию полости. Also, the passive electrode can be connected to the unit for setting and measuring current from the side opposite to the hole in the cavity.
Существенным отличием устройства является выполнение рабочей части измерительного электрода из пористого материала, заполненного несохнущим электролитом. Из уровня техники известно использование пористого материала с электролитом, однако в данном устройстве сочетание материала и формы измерительного электрода позволяют предать устройству ранее не известные свойства уменьшение влияния силы давления измерительного электрода на кожу на величину измеряемого электрокожного сопротивления. A significant difference between the device is the implementation of the working part of the measuring electrode of a porous material filled with a non-drying electrolyte. It is known from the prior art to use a porous material with an electrolyte, however, in this device, a combination of the material and the shape of the measuring electrode allows the device to deliver previously unknown properties to reduce the influence of the pressure force of the measuring electrode on the skin on the measured electrical skin resistance.
На фиг.1 изображено схематичное взаимодействие измерительного электрода с кожей; на фиг.2 зависимости электрокожной проводимости от силы давления измерительного электрода; на фиг.3 принципиальная схема тестера с источником питания; на фиг. 4 принципиальная схема тестера без источника питания; на фиг.5 миниатюрная конструкция тестера. Figure 1 shows a schematic interaction of the measuring electrode with the skin; figure 2 of the dependence of the skin conductivity on the pressure force of the measuring electrode; figure 3 schematic diagram of a tester with a power source; in FIG. 4 schematic diagram of a tester without a power source; figure 5 miniature design of the tester.
Тестер содержит измерительный электрод 1 со скругленной рабочей частью 2, составляющей часть электрода 1 от плоскости 3, проходящей перпендикулярно оси 4 электрода и предназначенной для контакта с кожей. Для ограничения площади контакта электрода 1 с кожей на нем выполняют резкий переход 5 в кривизне поверхности, к оси электрода 1. Пассивный электрод 6 и медикаментозный модулятор 7 соединен с блоком 8 задания и измерения тока, который может содержать резистор 9, источник 10 питания и микроамперметр 11. При миниатюрной конструкции (фиг. 5) электрод 1 установлен в полости электрода 6 с зазором, который заполнен диэлектриком 12, а в электроде 1 рабочая часть, например, может быть соединена с токозадающей частью 13. При таком выполнении часть 13 выполняет функции резистора 9. The tester contains a
Для понимания работы устройства рассмотрим процессы, возникающие при осуществлении плотного прижатия электрода 1 к роговому слою 14 кожи и его деформации. Известно, что роговой слой 14 кожи обладает наибольшим электросопротивлением по сравнению с другими слоями кожи и тканями организма. Пассивный электрод 6, как правило (при монополярном измерении), используют значительно большей площади, чем площадь рабочей части 2. Данные условия приводят к тому, что при использовании в качестве источника 10 напряжения или при использовании электродов 1, 6 из материалов с различной электрохимической активностью, изменения тока в цепи между электродами 1, 6 определяются в основном сопротивлением рогового слоя 14 кожи. На первом этапе прижатия электрода 1 к коже (фиг.1а) происходит уменьшение переходного сопротивления электрод-кожа за счет того, что увеличивается площадь контакта. Ток в цепи между электродами 1, 6, который обратно пропорционален сопротивлению перехода, резко увеличивается. To understand the operation of the device, we consider the processes that occur when the
На фиг. 2 данному режиму соответствуют части кривых а. При достижении края перехода 5 (фиг.1б) кожи увеличение сопротивления за счет площади рабочей части 2 прекращается, а дальнейшее прижатие электрода 1 уплотняет неровности рогового слоя 14 этот режим отражается участком б на фиг.2, который характеризуется незначительным увеличением тока. Участок б принято считать информационным, т. е. значение тока или сопротивления принимают за показатель, используемый для диагностики. Дальнейшее прижатие электрода 1 (фиг.1в) вызывает неравномерную деформацию рогового слоя 14 по толщине, так как роговой слой 14 обладает эластичными свойствами, то наибольшая его деформация будет в области оси скругленной рабочей части, а наименьшая около перехода 5. Ввиду того, что сопротивление перехода электрод-кожа прямо пропорционально толщине рогового слоя, а толщина рогового слоя составляет от десятков до сотен мкм, то даже незначительное уменьшение этой величины вызывает значительное увеличение тока в цепи, так как он обратно пропорционален сопротивлению перехода, и увеличение тока происходит на участке характеристики (ток-сопротивление) с наибольшей крутизной. На фиг.2 данному режиму соответствует части в кривых. In FIG. 2, part of curves a correspond to this mode. When the edge of the transition 5 (FIG. 1b) of the skin is reached, the increase in resistance due to the area of the working
Чем более продолжительно "плато" б, тем легче произвести измерение информационного параметра. Величина "плато" б зависит от конструкции измерительного электрода 1 и от типа и состояния кожи пациента. The longer the plateau b, the easier it is to measure the information parameter. The value of the "plateau" b depends on the design of the
Зависимость сопротивления перехода от силы прижатия при использовании электрода 1 из металла на участке б и в фиг.2 наиболее нестабильна, так как основной вклад в сопротивление перехода электрод-кожа вносит центральный (около оси) участок рогового слоя 24, испытывающий наибольшую деформацию. Наличие участков повышенной проводимости в роговом слое, например, активно функционирующих потовых протоков, еще больше искажают результаты измерений, так как в случае использования металлического электрода 1 измеряется не сопротивление рогового слоя кожи, а сопротивление артефакта. The dependence of the transition resistance on the pressing force when using an
Устройство работает следующим образом. The device operates as follows.
В простейшем случае рабочая часть 2 электрода 1 выполняется из пористого материала, например, керамики, поры которой заполняются несохнущим электролитом. По электропроводности данная рабочая часть 2 значительно ниже, чем металлическая и в зависимости от концентрации соли в электролите ее величина может составлять величину соизмеримую с проводимостью кожи. Используя известный электролит (4) и соответствующую пористость керамики, можно получить единицы и десятки кОм на мм длины части. На диаграммах в 1-3 (фиг.1) изображены зависимости величин сопротивлений от расстояния от оси электрода 1. На диаграмме в-1 изображена зависимость сопротивления слоя 14. Около оси электрода 1 сопротивление имеет наименьшую величину, что вызвано его наибольшей деформацией в этой области. На диаграмме в-2 изображена зависимость сопротивления рабочей части 2. Около оси электрода 1 сопротивление данной части 2 имеет наибольшее значение, так как оно пропорционально длине части 2. Суммарное сопротивление перехода электрод-кожа, измеренное от уровня плоскости 3, приведено на диаграмме в-3, где продемонстрирована полная компенсация изменения сопротивления рогового слоя 14, вызванного его деформацией. Режим полной компенсации достигается только при одном заданном давлении электрода 1. До данного давления происходит перекомпенсация, а после недокомпенсация. Перекомпенсация выражается в некотором уменьшении тока в цепи между электродами 1, 6 и не влияет на результаты измерения, так как на участке б сопротивление рогового слоя 14 уменьшается по мере возрастания силы давления. Недокомпенсация возникает на нерабочем участке характеристик (фиг.2), когда давление электрода 1 вызывает болевые ощущения. In the simplest case, the working
В простейшем случае рабочая часть выполняется в виде полусферы диаметром 3-4 мм, но лучшие результаты получены при форме в сечении соответствующем циклоиде, так как данная форма имеет более плоскую часть около оси электрода 1. In the simplest case, the working part is made in the form of a hemisphere with a diameter of 3-4 mm, but the best results are obtained with a cross-sectional shape corresponding to a cycloid, since this form has a flatter part near the axis of
При наличии точечного артефакта в роговом слое 14 не происходит значительного изменения тока в цепи, так как данный артефакт контактирует с точечным каналом пористой части 2, сопротивление которого значительно, и таким образом не происходит короткого замыкания между артефактом и контактным элементом электрода, который может располагаться, например, по плоскости 3. If there is a point artifact in the
Блок 8 в простейшем исполнении содержит резистор 9, ограничивающий ток в цепи, источник 10, например, гальванический элемент и микроамперметр. Модулятор 7, например, может быть выполнен в виде алюминиевого диска с углублением для лекарства. Block 8 in the simplest version contains a
Пассивный электрод 6 приводится в контакт с ладонями или стопами пациента. Электродом 1 производят плавное нажатие на поверхность кожи до первого момента стабилизации величины тока в цепи. The
Использование в качестве контактных элементов электродов 1, 6 из материалов с различной электрохимической активностью позволяет использовать устройство без источника 10, например, контактные элементы электродов 1, 6, выполненные из серебра и магний-алюминиевого сплава создают разность потенциалов 2 В, который достаточно для создания в цепи тока, при коротком замыкании, в 20 мкА. Выполнение электрода 1 более положительным позволяет дополнительно к электрохимической разности потенциалов прибавить постоянный потенциал кожной поверхности, что несколько увеличивает ток в цепи и достоверность измерений, так как кожный потенциал изменяется синхронно с сопротивлением кожи. The use of
Конструкция, представленная на фиг.5, позволяет производить измерения пациентом самостоятельно. Электрод 6 берется пациентом как ручка для письма, а электродом 1 осуществляется давление на кожу. Блок 8, например, микроамперметр 11 (при выполнении устройства без источника электропитания) расположен сразу за электродом 6, что позволяет пациенту синхронно наблюдать за положением электрода 1 и показанием микроамперметра 8, а при использовании дополнительного электрода 6 и врач может проводить измерения, сосредоточив внимание только на измеряемой области, что сокращает время измерения. The design shown in FIG. 5 allows the patient to take measurements on his own. The
Выполнение электродов 1, 6 полыми с металлизацией внутренней поверхности пор позволяет значительно увеличить площади контактных элементов, что резко снижает удельную плотность тока на них, уменьшает поляризационные эффекты, делает стабильными электрохимические потенциалы электродов 1, 6. При различных металлах электродов 1, 6 они становятся сравнимы со стабильными гальваническими элементами и точность измерений значительно повышается. The implementation of the
Размещение электрода 1 в полости электрода 6 (фиг.5) позволяет выполнять устройство в миниатюрном исполнении, а соединение части 2 с электродом 1 через токозадающую часть 13, выполняющую функции резистора 10, еще больше упрощает устройство. Размеры части 13 выбирают таким образом, чтобы ее сопротивление было равно расчетной величине, необходимой для ограничения тока. Placing the
Таким образом, устройство позволяет проводить измерения сопротивления кожи с более высокой точностью и достоверностью, на результаты измерения артефакты рогового слоя 14 кожи оказывают меньшее влияние и устройство может работать без использования источников электропитания в миниатюрном исполнении. Thus, the device allows measurements of skin resistance with higher accuracy and reliability, the artifacts of the
Claims (6)
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
SU904819142A RU2033786C1 (en) | 1990-04-29 | 1990-04-29 | Bioelectric medicine tester |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
SU904819142A RU2033786C1 (en) | 1990-04-29 | 1990-04-29 | Bioelectric medicine tester |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
RU2033786C1 true RU2033786C1 (en) | 1995-04-30 |
Family
ID=21510921
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
SU904819142A RU2033786C1 (en) | 1990-04-29 | 1990-04-29 | Bioelectric medicine tester |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
RU (1) | RU2033786C1 (en) |
-
1990
- 1990-04-29 RU SU904819142A patent/RU2033786C1/en active
Non-Patent Citations (2)
Title |
---|
Заявка ФРГ N 2810344, кл. A 61H 39/02, 1978. * |
Методические рекомендации. Биоэлектростимуляция в рефлексотерапии. Под ред.Е.Л.Магерет. - Одесса: 1988, с.44. * |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
Ahn et al. | Electrical characterization of acupuncture points: technical issues and challenges | |
Lykken | Properties of electrode used in electrodermal measurement. | |
McAdams et al. | Factors affecting electrode-gel-skin interface impedance in electrical impedance tomography | |
JP6104805B2 (en) | Electrochemical sensor with symmetrically distributed analyte sensing area | |
JP5670607B2 (en) | Method for performing physiological analysis with increased reliability | |
US2895479A (en) | Electrocardiograph electrode | |
US20060178573A1 (en) | System and method for piercing dermal tissue | |
Nagamine et al. | An array of porous microneedles for transdermal monitoring of intercellular swelling | |
JP2001286569A (en) | Endermism device | |
US9144387B2 (en) | Electrode for measuring bio potential, method of manufacturing the electrode, and system for measuring physiological signal | |
CN102293648A (en) | Biological signal detection electrode and biological signal detection apparatus | |
JPS6152856A (en) | Electrochemical measurement of oxygen concentration | |
US20240081740A1 (en) | Fault detection for microneedle array based continuous analyte monitoring device | |
US5562815A (en) | Apparatus and method for the electrochemical determination of the oxygen concentration of a liquid medium | |
JP6047659B2 (en) | Improved electrophysiological analysis system | |
KR20130083350A (en) | Bio-impedance measuring sensor comprising multi dry electrode, and sensor module and measuring system comprising the same, and method for measuring bio-impedance | |
Lee et al. | Characterization of Ag/AgCl dry electrodes for wearable electrophysiological sensing | |
US3420223A (en) | Electrode for biological recording | |
EP3341716B1 (en) | A method for voltage measurements on biological tissues | |
Liu et al. | Platinum electrode noise in the ENG spectrum | |
RU2033786C1 (en) | Bioelectric medicine tester | |
WO1999044495A1 (en) | A device for the determination of blood sugar | |
US20120161783A1 (en) | Dry gel-conductive scaffold sensor | |
CN115175610A (en) | Biological information measuring device | |
Boccaletti et al. | A non-invasive biopotential electrode for the correct detection of bioelectrical currents |