RU2576370C2 - Неинвазивный датчик для определения функциональных характеристик роговицы, устройство, содержащее упомянутый датчик, и его применение - Google Patents
Неинвазивный датчик для определения функциональных характеристик роговицы, устройство, содержащее упомянутый датчик, и его применение Download PDFInfo
- Publication number
- RU2576370C2 RU2576370C2 RU2012141892/14A RU2012141892A RU2576370C2 RU 2576370 C2 RU2576370 C2 RU 2576370C2 RU 2012141892/14 A RU2012141892/14 A RU 2012141892/14A RU 2012141892 A RU2012141892 A RU 2012141892A RU 2576370 C2 RU2576370 C2 RU 2576370C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- sensor
- microelectrodes
- measuring
- measuring impedance
- impedance according
- Prior art date
Links
- 210000004087 cornea Anatomy 0.000 title claims abstract description 58
- 239000000758 substrate Substances 0.000 claims abstract description 24
- 238000002847 impedance measurement Methods 0.000 claims abstract description 12
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 32
- 210000000981 epithelium Anatomy 0.000 claims description 16
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 10
- OKTJSMMVPCPJKN-UHFFFAOYSA-N Carbon Chemical compound [C] OKTJSMMVPCPJKN-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 7
- 230000003511 endothelial effect Effects 0.000 claims description 7
- 239000007769 metal material Substances 0.000 claims description 7
- 229920000089 Cyclic olefin copolymer Polymers 0.000 claims description 6
- PXHVJJICTQNCMI-UHFFFAOYSA-N Nickel Chemical compound [Ni] PXHVJJICTQNCMI-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 6
- 239000004205 dimethyl polysiloxane Substances 0.000 claims description 6
- BASFCYQUMIYNBI-UHFFFAOYSA-N platinum Chemical compound [Pt] BASFCYQUMIYNBI-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 6
- 229920000435 poly(dimethylsiloxane) Polymers 0.000 claims description 6
- 229920003229 poly(methyl methacrylate) Polymers 0.000 claims description 6
- -1 polydimethylsiloxane Polymers 0.000 claims description 6
- 239000004926 polymethyl methacrylate Substances 0.000 claims description 6
- 229920000139 polyethylene terephthalate Polymers 0.000 claims description 5
- 239000005020 polyethylene terephthalate Substances 0.000 claims description 5
- 239000002041 carbon nanotube Substances 0.000 claims description 4
- 229910021393 carbon nanotube Inorganic materials 0.000 claims description 4
- 239000011521 glass Substances 0.000 claims description 4
- PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N gold Chemical compound [Au] PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 4
- 229910052737 gold Inorganic materials 0.000 claims description 4
- 239000010931 gold Substances 0.000 claims description 4
- VYZAMTAEIAYCRO-UHFFFAOYSA-N Chromium Chemical compound [Cr] VYZAMTAEIAYCRO-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 3
- 239000004642 Polyimide Substances 0.000 claims description 3
- 239000004793 Polystyrene Substances 0.000 claims description 3
- RTAQQCXQSZGOHL-UHFFFAOYSA-N Titanium Chemical compound [Ti] RTAQQCXQSZGOHL-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 3
- NRTOMJZYCJJWKI-UHFFFAOYSA-N Titanium nitride Chemical compound [Ti]#N NRTOMJZYCJJWKI-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 3
- 229910045601 alloy Inorganic materials 0.000 claims description 3
- 239000000956 alloy Substances 0.000 claims description 3
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 claims description 3
- XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N aluminium Chemical compound [Al] XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 3
- 229910052804 chromium Inorganic materials 0.000 claims description 3
- 239000011651 chromium Substances 0.000 claims description 3
- 229920001940 conductive polymer Polymers 0.000 claims description 3
- 210000000871 endothelium corneal Anatomy 0.000 claims description 3
- 210000003560 epithelium corneal Anatomy 0.000 claims description 3
- 229910021389 graphene Inorganic materials 0.000 claims description 3
- 229910052759 nickel Inorganic materials 0.000 claims description 3
- 229910052697 platinum Inorganic materials 0.000 claims description 3
- 239000004417 polycarbonate Substances 0.000 claims description 3
- 229920000515 polycarbonate Polymers 0.000 claims description 3
- 239000011112 polyethylene naphthalate Substances 0.000 claims description 3
- 229920001721 polyimide Polymers 0.000 claims description 3
- 229920002223 polystyrene Polymers 0.000 claims description 3
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 claims description 3
- 239000010703 silicon Substances 0.000 claims description 3
- HBMJWWWQQXIZIP-UHFFFAOYSA-N silicon carbide Chemical compound [Si+]#[C-] HBMJWWWQQXIZIP-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 3
- 229910010271 silicon carbide Inorganic materials 0.000 claims description 3
- 229910052719 titanium Inorganic materials 0.000 claims description 3
- 239000010936 titanium Substances 0.000 claims description 3
- 230000006978 adaptation Effects 0.000 claims 2
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract description 3
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 abstract 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 239000010410 layer Substances 0.000 description 43
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 16
- 210000003038 endothelium Anatomy 0.000 description 16
- 230000035699 permeability Effects 0.000 description 11
- 230000036571 hydration Effects 0.000 description 10
- 238000006703 hydration reaction Methods 0.000 description 10
- 210000005081 epithelial layer Anatomy 0.000 description 7
- 238000000034 method Methods 0.000 description 7
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 7
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 6
- 238000009792 diffusion process Methods 0.000 description 5
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 5
- 230000008859 change Effects 0.000 description 4
- 230000001413 cellular effect Effects 0.000 description 3
- 230000003834 intracellular effect Effects 0.000 description 3
- 238000005086 pumping Methods 0.000 description 3
- 239000002356 single layer Substances 0.000 description 3
- 210000004127 vitreous body Anatomy 0.000 description 3
- 229960000686 benzalkonium chloride Drugs 0.000 description 2
- CADWTSSKOVRVJC-UHFFFAOYSA-N benzyl(dimethyl)azanium;chloride Chemical compound [Cl-].C[NH+](C)CC1=CC=CC=C1 CADWTSSKOVRVJC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 239000000560 biocompatible material Substances 0.000 description 2
- 210000002421 cell wall Anatomy 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 210000002889 endothelial cell Anatomy 0.000 description 2
- 238000000338 in vitro Methods 0.000 description 2
- 238000012623 in vivo measurement Methods 0.000 description 2
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 2
- 210000004379 membrane Anatomy 0.000 description 2
- 239000012528 membrane Substances 0.000 description 2
- 238000001556 precipitation Methods 0.000 description 2
- 230000008569 process Effects 0.000 description 2
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 2
- 102000008186 Collagen Human genes 0.000 description 1
- 108010035532 Collagen Proteins 0.000 description 1
- 241001465754 Metazoa Species 0.000 description 1
- 241000283973 Oryctolagus cuniculus Species 0.000 description 1
- 239000004698 Polyethylene Substances 0.000 description 1
- 229910004298 SiO 2 Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000032683 aging Effects 0.000 description 1
- 230000004888 barrier function Effects 0.000 description 1
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 1
- 210000004045 bowman membrane Anatomy 0.000 description 1
- 229920001436 collagen Polymers 0.000 description 1
- 150000001875 compounds Chemical class 0.000 description 1
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 description 1
- 230000018044 dehydration Effects 0.000 description 1
- 238000006297 dehydration reaction Methods 0.000 description 1
- 210000002555 descemet membrane Anatomy 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 1
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 1
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 1
- 230000004064 dysfunction Effects 0.000 description 1
- 238000004070 electrodeposition Methods 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 230000000763 evoking effect Effects 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 1
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 1
- JUWSSMXCCAMYGX-UHFFFAOYSA-N gold platinum Chemical compound [Pt].[Au] JUWSSMXCCAMYGX-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000013632 homeostatic process Effects 0.000 description 1
- 239000000017 hydrogel Substances 0.000 description 1
- 210000003093 intracellular space Anatomy 0.000 description 1
- 150000002500 ions Chemical class 0.000 description 1
- 238000002483 medication Methods 0.000 description 1
- 235000015097 nutrients Nutrition 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
- 238000000206 photolithography Methods 0.000 description 1
- 229920000573 polyethylene Polymers 0.000 description 1
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 description 1
- 230000001902 propagating effect Effects 0.000 description 1
- 230000001681 protective effect Effects 0.000 description 1
- 230000001172 regenerating effect Effects 0.000 description 1
- 230000001953 sensory effect Effects 0.000 description 1
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 1
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 1
- 210000001578 tight junction Anatomy 0.000 description 1
- 230000000451 tissue damage Effects 0.000 description 1
- 231100000827 tissue damage Toxicity 0.000 description 1
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
- A61B5/0537—Measuring body composition by impedance, e.g. tissue hydration or fat content
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
- A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
- A61B5/6814—Head
- A61B5/6821—Eye
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
- A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
- A61B2562/0209—Special features of electrodes classified in A61B5/24, A61B5/25, A61B5/283, A61B5/291, A61B5/296, A61B5/053
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
- A61B2562/04—Arrangements of multiple sensors of the same type
- A61B2562/043—Arrangements of multiple sensors of the same type in a linear array
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
- A61B2562/16—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors
- A61B2562/166—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors the sensor is mounted on a specially adapted printed circuit board
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Public Health (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Ophthalmology & Optometry (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
- Eye Examination Apparatus (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Measurement Of Resistance Or Impedance (AREA)
Abstract
Группа изобретений относится к области медицины. Датчик для измерения импеданса содержит n микроэлектродов, расположенных на подложке, при этом n составляет от 4 до 30. Размер и схема расположения микроэлектродов подходят для того, чтобы микроэлектроды контактировали с роговицей одновременно. Микроэлектроды выбирают для выполнения измерения группами по 4 в виде 2 внешних микроэлектродов и 2 внутренних микроэлектродов. Устройство для измерения импеданса содержит датчик, соединенный с оборудованием для многочастотного измерения импеданса. Применение датчика и устройства для измерения импеданса с целью определения функциональных характеристик роговицы. Применение данной группы изобретений позволит повысить точность диагностики состояния роговицы. 4 н. и 24 з.п. ф-лы, 5 ил., 1 табл.
Description
Цель изобретения
Целью настоящего изобретения является датчик и устройство, содержащее упомянутый датчик, для получения полезных данных для диагностики состояния роговицы неинвазивным способом.
В частности, целью изобретения является устройство, которое позволяет измерять импеданс роговицы на разных частотах, чтобы установить корреляцию между импедансом и проницаемостью эндотелия и эпителия и степенью стромальной гидратации, для определения тем самым функциональных характеристик роговицы.
Существующий уровень техники
Роговица является прозрачной полусферической структурой, расположенной перед глазом, которая допускает прохождение света и защищает радужную оболочку и хрусталик. Последний имеет форму вогнутого диска со средним диаметром 11,5 мм для человека и обладает важными преломляющими оптическими свойствами, обеспечивающими приблизительно 70% от общей фокусирующей способности глаза.
Роговица состоит из трех слоев: внешний слой является эпителием роговицы, состоящим из многослойного неороговевающего эпителия с очень высокой регенерационной способностью, промежуточный слой является стромой, самым большим слоем из трех, и однослойный эндотелий является внутренним слоем, состоящим из единственного слоя клеток. Две мембраны, отделяющие строму от двух других слоев роговицы, различаются следующим образом: Десцеметова оболочка, отделяющая строму от эндотелия, и Боуменова мембрана, отделяющая строму от эпителия.
Эпителий составляет 10% суммарной толщины роговицы (приблизительно 550 микрометров для человека) и образован несколькими слоями клеток, действующими как защитный барьер против внешних факторов. Транспорт ионов сквозь клетки эпителиального слоя является одним из свойств, ответственных за регуляцию функционирования роговицы.
Строма человека образована 200-250 слоями коллагеновых волокон, расположенных параллельно поверхности роговицы. Строма, в конечном итоге, отвечает за биомедицинские свойства роговицы, а также ее кривизну и прозрачность. Для сохранения своей прозрачности строма не содержит капилляров для питания роговицы, так что питательные вещества подаются сквозь эпителий и эндотелий. С другой стороны, степень гидратации стромы непосредственно связана с прозрачностью роговицы, пребывающей в постоянном состоянии дегидратации.
Эндотелий состоит из монослоя кубовидных клеток, образующих гексагональную мозаику, и поддерживает прозрачность ткани путем регуляции стромальной гидратации. С одной стороны, существует поток за счет диффузии между эндотелиальными клетками, регулируемой соединениями между клетками (плотными соединениями). С другой стороны, эндотелиальные клетки специализируются на выкачивании воды из стромы в стекловидное тело и тем самым создают активный поток посредством жидкостного насоса и обеспечивают гомеостаз роговицы. В отличие от эпителия, особенностью эндотелия роговицы является его неспособность к регенерации клеток. Упомянутая особенность приводит к потере клеточной популяции с возрастом, а также уменьшению их толщины, так как клетки вынуждены покрывать всю заднюю поверхность роговицы, что в результате приводит к потере последней способности регулировать стромальную гидратацию. Упомянутое старение может происходить особенно тяжело при дистрофиях и в результате заболевания, операции глаза или применения глазных лекарств.
На фиг.1 показаны разные слои, составляющие роговицу, а также основные механизмы регуляции степени стромальной гидратации: диффузия сквозь эпителий, диффузия и откачивание сквозь эндотелий. Хотя исследование проницаемости данных слоев представляет большой интерес с клинической точки зрения, до настоящего времени проводились исследования только на основе измерений in vitro, обычно на тканях, изъятых и помещенных в специальные сенсорные устройства. Проведены также некоторые исследования, в ходе которых выполнялись измерения in vivo на животных, но с использованием высокоинвазивных способов, которые обычно предполагают повреждение ткани для дальнейших исследований и невозможность выполнения данных измерений в клинике на пациентах. В клинической практике часто применяют измерение толщины роговицы (пахиметрию) в качестве косвенного измерения дисфункции роговицы.
Исследование пассивных электрических свойств разных слоев роговицы широко применяют при исследованиях in vitro для оценки их проницаемости. Однако способы, применяемые при упомянутых исследованиях, не применимы для измерений in vivo. Клеточные и неклеточные среды имеют разные свойства по отношению к электрическому току. В общем, ткани состоят из клеток, внедренных во внеклеточную среду. При низких частотах, <1 кГц, ток распределен во внеклеточной среде (по существу, ионном растворе с резистивными свойствами), а при высоких частотах, >100 кГц, ток может проходить сквозь клеточные оболочки и внутриклеточную среду (свойства мембраны являются емкостными, и внутриклеточная среда является резистивной). На фиг.2 графически показано упомянутое различие свойств в зависимости от частоты. На основании приведенных свойств биологических тканей состояние разных слоев роговицы можно анализировать с использованием измерений, основанных на пассивных электрических свойствах роговицы, например в случае измерений импеданса.
Сущность изобретения
Настоящее изобретение предлагает датчик для измерения импеданса, пригодный для определения функциональных характеристик роговицы, а также устройство, содержащее упомянутый датчик.
В связи с этим первый аспект изобретения относится к датчику для измерения импеданса, содержащему n микроэлектродов, при этом n составляет от 4 до 30, упомянутые микроэлектроды расположены на подложке, размер и схема расположения микроэлектродов подходят для того, чтобы микроэлектроды контактировали с роговицей одновременно, и причем микроэлектроды выбирают для выполнения измерения группами по 4 в виде 2 внешних микроэлектродов и 2 внутренних микроэлектродов.
Второй аспект настоящего изобретения относится к устройству для измерения импеданса, содержащему вышеописанный датчик и многочастотное оборудование для измерения импеданса, соединенное либо физически, проводами, либо телеметрическими средствами с упомянутым датчиком.
Третий аспект изобретения относится к применению вышеописанных датчика или устройства, содержащего упомянутый датчик, для измерения импеданса с целью определения функциональных характеристик роговицы.
Термин «микроэлектроды» относится к микроэлектродам, которые нуждаются только в контакте с поверхностью роговицы, для измерения импеданса. С другой стороны, формулировка «подходящие размер и конфигурация, чтобы они контактировали с роговицей одновременно» означает, что для успешного измерения импеданса все применяемые микроэлектроды должны иметь электрический контакт с роговицей, что предполагает ограничения на размер и схему относительного расположения микроэлектродов.
Для выполнения измерения датчик в соответствии с изобретением подсоединяют к оборудованию для измерения импеданса. Данные устройства работают посредством подачи электрического тока в среду, импеданс которой подлежит измерению микроэлектродами, при этом вызванный электрический потенциал одновременно снимают другими микроэлектродами. На основании упомянутых данных вычисляют импеданс ткани.
Получены доказательства, что повышение проницаемости в эндотелиальном и эпителиальном слоях, которые образованы клетками, обусловлено обычно увеличением внутриклеточных пространств или уменьшением числа клеток, что вызывает снижение импеданса. Упомянутое повышение проницаемости эндотелиального и эпителиального слоев, в свою очередь, вызывает усиление стромальной гидратации, что также имеет следствием снижение импеданса вследствие повышения ионной концентрации.
Оборудование для измерения импеданса содержит средство для подачи электрического тока переменной частоты в роговицу и средство для одновременного съема вызванного потенциала, чтобы получать данные об импедансе ткани при многочастотном измерении в диапазоне 10 Гц-1 МГц.
Измерения, выполняемые в разных частотных диапазонах и с подходящими микроэлектродами, приводят к значениям импеданса, которые позволяют получать выводы относительно функционального состояния разных слоев роговицы.
Наблюдения показали, что в случае частоты <1 кГц измеренная проводимость зависит главным образом от проводимости эпителиального слоя. Вследствие низкой проводимости упомянутого слоя при низких частотах величина электрического тока, который может протекать через упомянутый слой, фактически равна нулю, так что регистрируемое падение напряжения зависит от проводимости эпителия роговицы.
В частотном диапазоне >1 кГц и <100 кГц анализ измерения импеданса усложняется, так как включает в себя несколько факторов. Проводимость клеточных слоев (эпителия и эндотелия) на два порядка величины выше, чем проводимость остальных слоев, что допускает протекание тока значительной величины в бесклеточные слои (строму и стекловидное тело). С другой стороны, проводимость стекловидного тела выше, чем проводимость стромы, и поэтому электрический ток будет стремиться к протеканию через данный слой. Величина тока, который может пересекать эндотелий и распространяться через стекловидное тело, непосредственно зависит от проводимости эндотелия, а также от его проницаемости. Следовательно, если ток, распространяющийся через стекловидное тело, увеличивается, то регистрируемый импеданс снижается, что указывает на повышение проницаемости эндотелия.
Если частота изменяется в диапазоне >100 кГц, то электрический ток способен протекать сквозь клетки, так что измерение импеданса зависит от проводимости стромы и стекловидного тела, так как они являются более крупными слоями. Проводимость стекловидного тела можно считать постоянной, так что изменения измеренного импеданса связаны с изменениями проводимости стромы, и данные изменения, в свою очередь, зависят от степени их гидратации.
В конкретном варианте осуществления изобретения микроэлектроды расположены на подложке планарно.
В другом конкретном варианте осуществления изобретения датчик содержит 10 микроэлектродов.
Проводящие микроэлектроды могут быть выполнены из металлического или неметаллического материала, предпочтительно из биосовместимого материала.
В конкретном варианте осуществления изобретения микроэлектроды выполнены из металлического материала, выбранного из золота, платины, никеля, алюминия, титана, нитрида титана, хрома и их возможных сплавов.
В другом конкретном варианте осуществления изобретения микроэлектроды выполнены из неметаллического материала, выбранного из углеродных нанотрубок, графена и проводящих полимеров.
Упомянутые микроэлектроды могут быть модифицированы с использованием технологических процессов, которые повышают рабочие характеристики микроэлектродов. Поэтому, например, возможно осаждение углеродных нанотрубок или электроосаждение черной платины золота для улучшения контакта с тканью и возможно осаждение гидрогелей, например полигидроксиметилметакрилата (pHEMA), для стабилизации вышеописанных технологических процессов.
В другом конкретном варианте осуществления изобретения упомянутые микроэлектроды имеют удлиненную форму и расположены параллельно вдоль их длинной стороны, при этом микроэлектроды сконфигурированы либо для подачи электрического тока, либо для измерения потенциала.
С другой стороны, подложка, на которой расположены микроэлектроды, выполнена из биосовместимого материала и может быть жесткой или гибкой, предпочтительно прозрачной, что позволяет человеку выполнять измерение, с наблюдением за тем, контактируют ли микроэлектроды с поверхностью роговицы. Аналогично жесткая подложка может быть, по существу, плоской или иметь угол искривления, который позволяет подогнать подложку к поверхности роговицы. В случае жесткой подложки материал выбирают из кремния, карбида кремния, стекла и ПП (печатной платы из материала RF4). В случае гибкой подложки материал выбирают из полимеров, например: SU8, полиметилметакрилата (PMMA), полидиметилсилоксана (PDMS), полиимида, полиэтиленнафталата (PEN), полиэтилентерефтала (PET), полистирола, циклоолефинового полимера (COP) и поликарбоната.
В конкретном варианте осуществления изобретения подложка является жесткой, и микроэлектроды имеют длину 2 мм и ширину 0,3 мм.
В другом конкретном варианте осуществления изобретения подложка является гибкой, и микроэлектроды имеют длину 1 мм и ширину 0,3 мм.
В конкретном варианте осуществления изобретения, обозначенном как «вариант осуществления 1», датчик для измерения импеданса содержит n микроэлектродов, при этом n составляет от 4 до 30, расположенных на подложке, причем размер и схема расположения микроэлектродов подходят для того, чтобы микроэлектроды контактировали с роговицей одновременно, и причем микроэлектроды выбирают для выполнения измерения группами по 4 в виде 2 внешних микроэлектродов и 2 внутренних микроэлектродов.
Вариант осуществления 2. Датчик для измерения импеданса в соответствии вариантом осуществления 1, в котором микроэлектроды расположены на подложке планарно.
Вариант осуществления 3. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-2, в котором датчик содержит 10 микроэлектродов.
Вариант осуществления 4. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-2, в котором микроэлектроды выполнены из металлического материала, выбранного из золота, платины, никеля, алюминия, титана, нитрида титана, хрома и их возможных сплавов.
Вариант осуществления 5. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-3, в котором микроэлектроды выполнены из неметаллического материала, выбранного из углеродных нанотрубок, графена и проводящих полимеров.
Вариант осуществления 6. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-5, в котором микроэлектроды имеют удлиненную форму и расположены параллельно вдоль их длинной стороны.
Вариант осуществления 7. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-6, в котором ширина We каждого электрода составляет от 0,03 мм до 1 мм.
Вариант осуществления 8. Датчик для измерения импеданса по варианту осуществления 7, в котором ширина We каждого электрода равна 0,3 мм.
Вариант осуществления 9. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-8, в котором длина Le электрода составляет от 0,03 мм до 11 мм.
Вариант осуществления 10. Датчик для измерения импеданса по варианту осуществления 9, в котором длина Le электрода равна 1 мм или 2 мм.
Вариант осуществления 11. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-10, в котором ширина узла электродов, выбранных для выполнения измерения, или расстояние между средними линиями внешних микроэлектродов, Ws, составляет от 0,2 мм до 11 мм.
Вариант осуществления 12. Датчик для измерения импеданса по варианту осуществления 11, в котором ширина узла электродов, выбранных для выполнения измерения, или расстояние между средними линиями внешних микроэлектродов, Ws, равна 1 мм для эпителия, 1,8 мм для стромы и 5 мм для эндотелиального слоя.
Вариант осуществления 13. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-12, в котором отношение микроэлектродного зазора, Nre=Sei/Se, где Sei является расстоянием между средними линиями внутренних микроэлектродов, и Se является расстоянием между средними линиями внутреннего электрода и ближайшего внешнего электрода, составляет от 0,1 до 20.
Вариант осуществления 14. Датчик для измерения импеданса по варианту осуществления 13, в котором отношение микроэлектродного зазора, Nre, равно 3.
Вариант осуществления 15. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-14, в котором подложка, на которой расположены микроэлектроды, выполнена из жесткого материала, выбранного из кремния, карбида кремния, стекла и ПП (печатной платы из материала RF4).
Вариант осуществления 16. Датчик для измерения импеданса по варианту осуществления 15, в котором микроэлектроды имеют длину 2 мм и ширину 0,3 мм.
Вариант осуществления 17. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-14, в котором подложка, на которой расположены микроэлектроды, выполнена из гибкого материала, выбранного из материала SU8, полиметилметакрилата (PMMA), полидиметилсилоксана (PDMS), полиимида, полиэтиленнафталата (PEN), полиэтилентерефтала (PET), полистирола, циклоолефинового полимера (COP) и поликарбоната.
Вариант осуществления 18. Датчик для измерения импеданса по варианту осуществления 17, в котором микроэлектроды имеют длину 1 мм и ширину 0,3 мм.
Вариант осуществления 19. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 15-18, в котором подложка является прозрачной.
Вариант осуществления 20. Датчик для измерения импеданса по любому из вариантов осуществления 1-19, в котором датчик выполнен в форме линзы с приспособлением к опоре или с приспособлением к контейнеру, который может вмещать изолированные роговицы.
Вариант осуществления 21. Устройство для измерения импеданса, содержащее датчик по любому из вариантов осуществления 1-20 и оборудование для многочастотного измерения импеданса.
Вариант осуществления 22. Устройство для измерения импеданса по варианту осуществления 21, в котором датчик и оборудование для многочастотного измерения импеданса соединены проводами.
Вариант осуществления 23. Устройство для измерения импеданса по варианту осуществления 21, в котором датчик и оборудование для многочастотного измерения импеданса соединены телеметрическими средствами.
Вариант осуществления 24. Применение датчика по любому из вариантов осуществления 1-20 или устройства, содержащего упомянутый датчик, по любому из вариантов осуществления 21-23, для измерения импеданса с целью определения функциональных характеристик роговицы.
Вариант осуществления 25. Применение датчика по варианту осуществления 24 для определения функциональных характеристик эпителия, при этом, ширина выбранного узла электродов, Ws, меньше чем 1,5 мм и частота, при которой выполняют измерение, ниже чем 1 кГц.
Вариант осуществления 26. Применение датчика по варианту осуществления 24 для определения функциональных характеристик эндотелия, при этом ширина выбранного узла электродов, Ws, больше чем 3 мм и частота, при которой выполняют измерение, содержится в диапазоне от 1 кГц до 100 кГц.
Вариант осуществления 27. Применение датчика по варианту осуществления 24 для определения функциональных характеристик стромы, при этом ширина выбранного узла электродов, Ws, содержится в диапазоне от 1,5 мм до 3 мм и частота, при которой выполняют измерение, выше чем 100 кГц.
На фиг.3А показана диаграмма разных слоев, определяющих датчик, подложку и микроэлектроды.
Датчик может выполняться разными способами для его реализации с целью выполнения измерений импеданса. Предполагается возможность изготовления датчика в форме линзы с приспособлением датчика к держателю или к контейнеру, который может вмещать изолированные роговицы.
Получены также доказательства, что измеренные значения импеданса зависят от геометрии применяемых микроэлектродов. Аналогично вклад электрических свойств каждого слоя роговицы в суммарный измеренный импеданс различается. Можно утверждать, что слои, расположенные ближе к микроэлектродам, обладают более высокой чувствительностью, так что изменение их электрических свойств будет приводить к большему изменению суммарного импеданса. Поэтому глубина выполняемого измерения зависит от относительного расстояния между микроэлектродами.
Датчик в соответствии с настоящим изобретением имеет преимущество в том, что измерение импеданса роговицы на разных частотах для установления корреляции между импедансом и проницаемостью эндотелия и эпителия и степенью стромальной гидратации можно выполнить с использованием одного и того же вышеописанного датчика посредством подходящего сочетания четырех микроэлектродов из нескольких микроэлектродов, присутствующих в датчике, так как датчик позволяет модулировать величину относительного расстояния между микроэлектродами. Поэтому на фиг.3B показано, как применение разных микроэлектродов позволяет определять проницаемость разных слоев роговицы. Конструкция и применение микроэлектродов соответствует некоторым параметрам.
Максимальные и минимальные значения параметров, определяющих геометрию микроэлектродов, указаны ниже, и обеспечены оптимальные значения, при которых датчик определяет изменения в трех основных слоях роговицы. На фиг.4 показаны упомянутые параметры датчика, сформированного десятью микроэлектродами. В случае, если микроэлектроды имеют одинаковую длину и ширину и расположены параллельно 2 внешним микроэлектродам (I+, I-) и 2 внутренним микроэлектродам (V+, V-), при этом возможна также схема расположения микроэлектродов как внешних микроэлектродов (V+, V-) и 2 внутренних микроэлектродов (I+, I-). Смотри фиг.5.
Параметры:
We означает ширину каждого электрода и составляет от 0,03 мм до 1 мм, предпочтительно равно 0,3 мм,
Le означает длину электрода и составляет от 0,03 мм до 11 мм, предпочтительно равно 1 мм или 2 мм,
Ws означает ширину узла электродов, выбранных для выполнения измерения, или расстояние между средними линиями внешних микроэлектродов и составляет от 0,2 мм до 11 мм. Предпочтительное значение данного параметра зависит от слоя, о котором требуется получить информацию, предпочтительно равное 5 мм в случае эндотелиального слоя, 1 мм в случае эпителия и 1,8 мм в случае стромы.
Nre означает отношение микроэлектродного зазора, при этом Nre=Sei/Se, где Sei является расстоянием между средними линиями внутренних микроэлектродов, и Se является расстоянием между средними линиями внутреннего электрода и ближайшего внешнего электрода и составляет от 20 до 0,1, предпочтительно 3.
С другой стороны, получены доказательства, что при изменении ширины датчика Ws изменяется чувствительность датчика к конкретному слою, так как данный параметр определяет глубину измерения. С изменением ширины датчика вышеописанные частотные диапазоны немного изменяются с перемещением к более высоким частотам при уменьшении ширины датчика.
При использовании датчиков с шириной Ws>3 мм можно определять изменения в трех слоях роговицы.
При использовании датчиков с шириной 1,5 мм<Ws<3 мм можно определять изменения в строме и эпителии, при этом данный диапазон оптимален для определения изменений проводимости стромы.
При использовании датчиков с шириной Ws<1,5 мм можно определять изменения только в эпителиальном слое.
Как поясняется выше, функциональное состояние каждого слоя роговицы коррелируется с измерением импеданса роговицы в зависимости от ширины (Ws) узла выбранных электродов и частоты, при которой выполняют измерение. Поэтому ниже приведена сводная таблица значений упомянутых двух параметров для случая с каждым слоем роговицы.
| Эпителий | Эндотелий | Строма | |
| Ws | Ws<1,5 мм | Ws>3 мм | 1,5 мм<Ws<3 мм |
| Частота | Частота <1 кГц | 1 кГц < Частота < 100 кГц | Частота >100 кГц |
Краткое описание чертежей
Фиг.1 - схематическое изображение разных слоев, образующих роговицу (слез, клеточного эпителия, неклеточной стромы, клеточного эндотелия и стекловидного тела), и основных механизмов регуляции степени стромальной гидратации. Жирная линия изображает поток посредством диффузии стекловидного тела в строму сквозь эндотелий, штриховая линия изображает поток выкачиванием из стромы в стекловидное тело сквозь эндотелий, и наполовину штриховая линия изображает поток посредством диффузии слез в строму сквозь эпителий.
Фиг.2 - схематическое изображение свойств электрического тока при разных частотах при протекании сквозь клеточные слои. Штриховые линии представляют низкие частоты, <1 кГц, и наблюдается, что ток распределен во внеклеточной среде. Жирные линии представляют высокие частоты, >100 кГц, и наблюдается, что ток протекает сквозь клеточную оболочку и внутриклеточную среду.
Фиг.3A - схема разных слоев, определяющих датчик, подложку и микроэлектроды. Фиг.3B представляет, как применения одного и того же датчика посредством удобного сочетания микроэлектродов из нескольких микроэлектродов, присутствующих в датчике, позволяет току распространяться в разные слои роговицы.
Фиг.4 - изображение примера датчика с 10 микроэлектродами, с описанием разных параметров геометрии датчика: We, ширины микроэлектрода; Le, длины микроэлектрода; Ws, ширины узла микроэлектродов, выбранных для выполнения измерения; Se, расстояния между средними линиями внутреннего микроэлектрода и ближайшего внешнего микроэлектрода; Sei, расстояния между средними линиями внутренних микроэлектродов.
Фиг.5 - изображение примера датчика, сформированного четырьмя микроэлектродами, расположенными на подложке, с подробным описанием двух внешних микроэлектродов (I+, I-) и двух внутренних микроэлектродов (V+, V-) для четырехточечного измерения импеданса.
Описание предпочтительного варианта осуществления
Предпочтительный вариант осуществления устройства, являющегоя целью изобретения, описан ниже со ссылкой на прилагаемые чертежи.
В приведенном примере применен датчик с 10 микроэлектродами, выполненными из золота, осажденного на стеклянной подложке. Для предотвращения следов, обусловленных электрическим контактом с роговицей, микроэлектроды были покрыты изолирующим слоем SiO2-Si3N4 (300 нм + 700 нм). Форма микроэлектродов и изолирующего слоя образована с использованием фотолиторафических способов, стандартных среди способов микротехнологий.
Корреляцию между результатами измерения импеданса роговицы и функционированием разных слоев роговицы проверяли путем экспериментальных испытаний на кроликах. Поэтому функциональные изменения в роговице создавали посредством введения бензалкония хлорида (ВАС), разбавленного до 0,05% по объему. Данное соединение разрывает соединения между клетками и, тем самым, повышает проницаемость слоев роговицы.
Для обнаружения изменений в эпителиальном слое выбрали конфигурацию микроэлектродов с Ws 1 мм и Nre 3. Оборудование для измерения импеданса подводило ток 10 мкА, 100 Гц, между внешними микроэлектродами и регистрировало разность потенциалов на внутренних микроэлектродах с получением, тем самым, результата измерения импеданса роговицы. Результат измерения, полученный при 100 Гц, составлял 10 кОм ± 2 кОм для здоровой роговицы и 4 кОм ± 1 кОм для роговицы с измененным эпителиальным слоем. При повторении того же способа для обнаружения изменений в эндотелиальном слое выбрали конфигурацию микроэлектродов с Ws 5 мм и Nre 3, и при 10 кГц были получены результат измерения 2 кОм ± 0,5 кОм для здоровой роговицы и результат измерения 200 Ом ± 100 Ом для роговицы с измененным эндотелиальным слоем. С помощью того же экспериментального способа измерили повышение стромальной гидратации из-за повышения проницаемости эндотелия роговицы. С данной целью выбрали конфигурацию микроэлектродов с Ws 1,8 мм и Nre 3, при этом при 1 МГц получили результат измерения 250 Ом ± 20 Ом для здоровой роговицы и результат измерения 80 Ом ± 20 Ом для роговицы с измененным стромальным слоем.
Claims (28)
1. Датчик для измерения импеданса, содержащий n микроэлектродов, расположенных на подложке, при этом n составляет от 4 до 30, причем размер и схема расположения микроэлектродов подходят для того, чтобы микроэлектроды контактировали с роговицей одновременно, и причем микроэлектроды выбирают для выполнения измерения группами по 4 в виде 2 внешних микроэлектродов и 2 внутренних микроэлектродов.
2. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором микроэлектроды расположены на подложке планарно.
3. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором датчик содержит 10 микроэлектродов.
4. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором микроэлектроды выполнены из металлического материала, выбранного из золота, платины, никеля, алюминия, титана, нитрида титана, хрома и их возможных сплавов.
5. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором микроэлектроды выполнены из неметаллического материала, выбранного из углеродных нанотрубок, графена и проводящих полимеров.
6. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором микроэлектроды имеют удлиненную форму и расположены параллельно вдоль их длинной стороны.
7. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором ширина We каждого микроэлектрода составляет от 0,03 мм до 1 мм.
8. Датчик для измерения импеданса по п. 7, в котором ширина We каждого микроэлектрода равна 0,3 мм.
9. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором длина Le микроэлектрода составляет от 0,03 мм до 11 мм.
10. Датчик для измерения импеданса по п. 9, в котором длина Le микроэлектрода равна 1 мм или 2 мм.
11. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором ширина группы микроэлектродов, выбранных для выполнения измерения, или расстояние между средними линиями внешних микроэлектродов, Ws, составляет от 0,2 мм до 11 мм.
12. Датчик для измерения импеданса по п. 11, в котором ширина группы микроэлектродов, выбранных для выполнения измерения, или расстояние между средними линиями внешних микроэлектродов, Ws, равно 1 мм для слоя эпителия роговицы, 1,8 мм для стромы и 5 мм для эндотелиального слоя роговицы.
13. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором отношение микроэлектродного зазора Nre=Sei/Se, где Sei является расстоянием между средними линиями внутренних микроэлектродов, и Se является расстоянием между средними линиями внутреннего микроэлектрода и ближайшего внешнего микроэлектрода, составляет от 0,1 до 20.
14. Датчик для измерения импеданса по п. 13, в котором отношение микроэлектродного зазора, Nre, равно 3.
15. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором подложка, на которой расположены микроэлектроды, выполнена из жесткого материала, выбранного из кремния, карбида кремния, стекла и материала RF4.
16. Датчик для измерения импеданса по п. 15, в котором микроэлектроды имеют длину 2 мм и ширину 0,3 мм.
17. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором подложка, на которой расположены микроэлектроды, выполнена из гибкого материала, выбранного из материала SU8, полиметилметакрилата (РММА), полидиметилсилоксана (PDMS), полиимида, полиэтиленнафталата (PEN), полиэтилентерефтала (PET), полистирола, циклоолефинового полимера (СОР) и поликарбоната.
18. Датчик для измерения импеданса по п. 17, в котором микроэлектроды имеют длину 1 мм и ширину 0,3 мм.
19. Датчик для измерения импеданса по любому из пп. 15-18, в котором подложка является прозрачной.
20. Датчик для измерения импеданса по п. 1, в котором датчик выполнен в форме линзы с приспособлением к опоре или с приспособлением к контейнеру, который может вмещать изолированные роговицы.
21. Устройство для измерения импеданса, содержащее датчик по любому из пп. 1-20, соединенный с оборудованием для многочастотного измерения импеданса.
22. Устройство для измерения импеданса по п. 21, в котором датчик и оборудование для многочастотного измерения импеданса соединены проводами.
23. Устройство для измерения импеданса по п. 21, в котором датчик и оборудование для многочастотного измерения импеданса соединены телеметрическими средствами.
24. Применение датчика по любому из пп. 1-20 для измерения импеданса с целью определения функциональных характеристик роговицы.
25. Применение датчика по п. 24 для определения функциональных характеристик слоя роговицы эпителия, при этом ширина выбранной группы микроэлектродов Ws меньше чем 1,5 мм и частота, при которой выполняют измерение, ниже чем 1 кГц.
26. Применение датчика по п. 24 для определения функциональных характеристик слоя эндотелия роговицы, при этом ширина выбранной группы микроэлектродов Ws больше чем 3 мм и частота, при которой выполняют измерение, содержится в диапазоне от 1 кГц до 100 кГц.
27. Применение датчика по п. 24 для определения функциональных характеристик слоя стромы роговицы, при этом ширина выбранной группы микроэлектродов Ws содержится в диапазоне от 1,5 мм до 3 мм и частота, при которой выполняют измерение, выше чем 100 кГц.
28. Применение устройства для измерения импеданса по любому из пп. 21-23 для определения функциональных характеристик роговицы.
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| ESP201030307 | 2010-03-02 | ||
| ES201030307A ES2372082B1 (es) | 2010-03-02 | 2010-03-02 | Sensor no invasivo para determinar características funcionales de la córnea y dispositivo que incluye dicho sensor. |
| PCT/ES2011/070131 WO2011107645A1 (es) | 2010-03-02 | 2011-02-28 | Sensor no invasivo para determinar características funcionales de la córnea, dispositvo que incluye dicho sensor y su uso |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2012141892A RU2012141892A (ru) | 2014-04-10 |
| RU2576370C2 true RU2576370C2 (ru) | 2016-02-27 |
Family
ID=44541683
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2012141892/14A RU2576370C2 (ru) | 2010-03-02 | 2011-02-28 | Неинвазивный датчик для определения функциональных характеристик роговицы, устройство, содержащее упомянутый датчик, и его применение |
Country Status (14)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US8948840B2 (ru) |
| EP (1) | EP2543310A4 (ru) |
| JP (1) | JP5925700B2 (ru) |
| KR (1) | KR20130037666A (ru) |
| CN (1) | CN102762145B (ru) |
| AR (1) | AR084671A1 (ru) |
| BR (1) | BR112012020485A2 (ru) |
| CA (1) | CA2789203A1 (ru) |
| ES (1) | ES2372082B1 (ru) |
| MX (1) | MX2012010091A (ru) |
| RU (1) | RU2576370C2 (ru) |
| TW (1) | TWI548392B (ru) |
| UY (1) | UY33257A (ru) |
| WO (1) | WO2011107645A1 (ru) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU179826U1 (ru) * | 2017-11-07 | 2018-05-24 | Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Волгоградский государственный университет" | Лазерный триангуляционный измеритель толщины роговицы и остаточных роговичных слоев глаза |
| RU191566U1 (ru) * | 2019-03-07 | 2019-08-13 | Антон Андреевич Адамов | Лазерный триангуляционно-интерферометрический измерительный комплекс оптических характеристик прозрачных биологических тканей и плёнок |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8690331B2 (en) * | 2011-08-29 | 2014-04-08 | The Regents Of The University Of California | Corneal hydration sensing system |
| US8989834B2 (en) * | 2012-09-25 | 2015-03-24 | Google Inc. | Wearable device |
| US9861288B2 (en) * | 2014-07-11 | 2018-01-09 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Transparent and flexible neural electrode arrays |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| SU1644900A1 (ru) * | 1989-04-03 | 1991-04-30 | Благовещенский государственный медицинский институт | Устройство дл реографии глаза |
| WO2000009027A1 (en) * | 1998-08-13 | 2000-02-24 | Keravision, Inc. | Corneal electrosurgical probe with a variable-height active site |
| US20060064083A1 (en) * | 2004-09-17 | 2006-03-23 | Steve Khalaj | Multi-tip probe used for an ocular procedure |
| US20070055227A1 (en) * | 2005-09-08 | 2007-03-08 | Refractec, Inc. | Probe used for an ocular procedure |
Family Cites Families (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CH633952A5 (fr) * | 1980-03-14 | 1983-01-14 | Grounauer Pierre Alain | Dispositif de mesure des potentiels electriques de l'oeil. |
| US4874237A (en) * | 1987-05-07 | 1989-10-17 | Lions Eye Inst. Of Western Australia | Electroretinogram apparatus |
| SE466987B (sv) * | 1990-10-18 | 1992-05-11 | Stiftelsen Ct Foer Dentaltekni | Anordning foer djupselektiv icke-invasiv, lokal maetning av elektrisk impedans i organiska och biologiska material samt prob foer maetning av elektrisk impedans |
| US6673069B1 (en) * | 2000-03-30 | 2004-01-06 | Refractec, Inc. | Thermokeratoplasty system with a power supply that can determine a wet or dry cornea |
| US7596400B2 (en) * | 2002-05-06 | 2009-09-29 | Antti Valjakka | Electrode detector for monitoring biopotential on tissue |
| WO2004019773A1 (en) * | 2002-08-27 | 2004-03-11 | Michigan State University | Implantable microscale pressure sensor system |
| US8118752B2 (en) * | 2006-02-16 | 2012-02-21 | The Board Of Trustees Of The University Of Illinois | Apparatus and methods for mapping retinal function |
| ES2324189B1 (es) * | 2006-10-03 | 2010-05-13 | Consejo Superior Investig. Cientificas | Aparato para el diagnostico y monitorizacion de la esteatosis hepatica basado en la medicion de la impedancia electrica. |
| ES2299392B1 (es) * | 2006-11-14 | 2009-04-16 | Consejo Superior Investigaciones Cientificas | Dispositivo sensor organico y sus aplicaciones. |
| US8355768B2 (en) * | 2007-12-17 | 2013-01-15 | California Institute Of Technology | Micromachined neural probes |
| WO2009110470A1 (ja) * | 2008-03-03 | 2009-09-11 | 国立大学法人 長崎大学 | 角膜経上皮電気抵抗値の測定方法 |
| ES2330405B1 (es) * | 2008-06-06 | 2010-09-21 | Consejo Superior De Investigaciones Cientificas (Csic) (45%) | Lente de contacto sensora, sistema para la monitorizacion no invasiva de la presion intraocular y metodo para poner su medida. |
| CN101766473B (zh) * | 2010-02-09 | 2011-09-07 | 北京大学人民医院 | 眼压监测系统 |
-
2010
- 2010-03-02 ES ES201030307A patent/ES2372082B1/es not_active Expired - Fee Related
-
2011
- 2011-02-28 CA CA2789203A patent/CA2789203A1/en not_active Abandoned
- 2011-02-28 KR KR1020127025364A patent/KR20130037666A/ko not_active Application Discontinuation
- 2011-02-28 US US13/581,994 patent/US8948840B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2011-02-28 EP EP11750233.6A patent/EP2543310A4/en not_active Withdrawn
- 2011-02-28 RU RU2012141892/14A patent/RU2576370C2/ru not_active IP Right Cessation
- 2011-02-28 CN CN201180009959.6A patent/CN102762145B/zh not_active Expired - Fee Related
- 2011-02-28 WO PCT/ES2011/070131 patent/WO2011107645A1/es active Application Filing
- 2011-02-28 BR BR112012020485A patent/BR112012020485A2/pt not_active IP Right Cessation
- 2011-02-28 JP JP2012555452A patent/JP5925700B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2011-02-28 MX MX2012010091A patent/MX2012010091A/es active IP Right Grant
- 2011-03-02 TW TW100106958A patent/TWI548392B/zh active
- 2011-03-02 AR ARP110100643A patent/AR084671A1/es unknown
- 2011-03-02 UY UY0001033257A patent/UY33257A/es not_active Application Discontinuation
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| SU1644900A1 (ru) * | 1989-04-03 | 1991-04-30 | Благовещенский государственный медицинский институт | Устройство дл реографии глаза |
| WO2000009027A1 (en) * | 1998-08-13 | 2000-02-24 | Keravision, Inc. | Corneal electrosurgical probe with a variable-height active site |
| US20060064083A1 (en) * | 2004-09-17 | 2006-03-23 | Steve Khalaj | Multi-tip probe used for an ocular procedure |
| US20070055227A1 (en) * | 2005-09-08 | 2007-03-08 | Refractec, Inc. | Probe used for an ocular procedure |
Non-Patent Citations (2)
| Title |
|---|
| BIERMANN H., et al. MESSUNG DER ELEKTRISCHEN IMPEDANZ AN NORMALEN AND PATHOLOGISCHEN HORNHAUTEN. Fortschritte der Ophthalmologie. 1991, vol. 88, n1, pp. 17-20. * |
| VORRA A. et al. Minimally invasive silicon probe for electrical impedance measurements in small animals. J.Biosensors and Bioelectronics 391 (2003) p. 391-399. * |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU179826U1 (ru) * | 2017-11-07 | 2018-05-24 | Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Волгоградский государственный университет" | Лазерный триангуляционный измеритель толщины роговицы и остаточных роговичных слоев глаза |
| RU191566U1 (ru) * | 2019-03-07 | 2019-08-13 | Антон Андреевич Адамов | Лазерный триангуляционно-интерферометрический измерительный комплекс оптических характеристик прозрачных биологических тканей и плёнок |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| TW201134452A (en) | 2011-10-16 |
| EP2543310A1 (en) | 2013-01-09 |
| JP5925700B2 (ja) | 2016-05-25 |
| US20130012803A1 (en) | 2013-01-10 |
| AU2011222850A1 (en) | 2012-10-11 |
| EP2543310A4 (en) | 2014-02-26 |
| BR112012020485A2 (pt) | 2016-05-17 |
| MX2012010091A (es) | 2012-09-21 |
| CN102762145B (zh) | 2015-02-25 |
| AR084671A1 (es) | 2013-06-05 |
| JP2013521034A (ja) | 2013-06-10 |
| AU2011222850B2 (en) | 2015-10-29 |
| WO2011107645A1 (es) | 2011-09-09 |
| ES2372082B1 (es) | 2013-01-30 |
| UY33257A (es) | 2011-09-30 |
| CN102762145A (zh) | 2012-10-31 |
| CA2789203A1 (en) | 2011-09-09 |
| US8948840B2 (en) | 2015-02-03 |
| KR20130037666A (ko) | 2013-04-16 |
| RU2012141892A (ru) | 2014-04-10 |
| ES2372082A1 (es) | 2012-01-13 |
| TWI548392B (zh) | 2016-09-11 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2576370C2 (ru) | Неинвазивный датчик для определения функциональных характеристик роговицы, устройство, содержащее упомянутый датчик, и его применение | |
| JP2011521759A (ja) | センサーコンタクトレンズ、眼圧の非侵入的なモニタリングのためのシステム、および眼圧を測定するための方法 | |
| US20180113118A1 (en) | Electronic neuron pain assay | |
| US20180125353A1 (en) | Device for in-vivo determination of eye moisture | |
| US7908906B2 (en) | Fluidic test apparatus and method | |
| Seo et al. | Real-time in vivo monitoring of intraocular pressure distribution in the anterior chamber and vitreous chamber for diagnosis of glaucoma | |
| Guimera et al. | A non-invasive method for an in vivo assessment of corneal epithelium permeability through tetrapolar impedance measurements | |
| ES2410058T3 (es) | Normalización de biomarcadores | |
| JP5470508B2 (ja) | 角膜経上皮電気抵抗値の測定方法及び装置 | |
| Mandel et al. | Measurement of corneal endothelial impedance with non-invasive external electrodes–a theoretical study | |
| JP2008154857A (ja) | 角膜抵抗測定装置及びそれに用いられる角膜抵抗測定用電極装置 | |
| US20240237893A1 (en) | Tear osmolarity measurement devices and associated methods | |
| JP2021177124A (ja) | 測定装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20180301 |