ВВЕДЕНИЕ

Человеческий организм изучается на протяжении всей истории развития человечества. И только во второй половине двадцатого века начались масштабные исследования на создания технических средств, позволяющих осуществить количественную оценку параметров биологических организмов. При диагностике организмов важную роль играют спектроскопические методы измерения параметров исследуемого объекта. При их использовании оценивают степень поглощения, рассеивания, отражения от биологической ткани.

Некоторые исследователи считают, что по оптическим параметрам можно осуществить диагностику, и предотвратить заболевания ,таким образом, создание малогабаритного, переносного анализатора глюкозы в крови является актуальной задачей в настоящее время.

Роль глюкозы в человеческом организме огромна. Глюкоза является своего рода топливом (энергетическим материалом) для клеток всех органов и тканей. Она поступает в организм человека в основном в составе сложных углеводов, которые впоследствии расщепляются в пищеварительном тракте, и поступают в кровь. Это касается не только энергетических потребностей – из глюкозы синтезируются гликоген (резервный запас), пентозы, которые входят в состав ДНК и РНК, а также ферменты. Кроме того, из глюкозы синтезируются полисахариды, составляющие основу хрящевой ткани, связок, волос и пр. Резкое изменение содержания глюкозы в крови приводит к нарушению деятельности органов и систем. Однако, используемые в настоящее время лабораторные методы анализа этого важного метаболита не удовлетворяют современным требованиям клинико-диагностических и биохимических лабораторий, поскольку требуют значительных трудовых и материальных затрат.

Уровень глюкозы в крови – одна из важнейших биологических констант, свидетельствующих о постоянстве внутренней среды организма.

Люди , болеющие сахарным диабетом, измеряют концентрацию глюкозы от двух до восьми раз в день состоящее из инжектора(для получения пробы крови) и тестовой бумаги (для измерения количества глюкозы в крови). Этот способ называется «ферментный». Ферментный тест нежелателен ,так как он требует взятия крови.

Есть так же способ неинвазивного измерения концентрации глюкозы. Устройство проводит анализ с помощью инфракрасных лучей, направляемых через кожу. Лучи проходят через кожу и определяют уровень глюкозы в меж тканевой жидкости. Специалисты отдела по научным разработками планируют использовать собственный метод вычисления, позволяющий точно определить уровень сахара в крови, основываясь на его концентрации в меж тканевой жидкости.

Устройства медицины очень дорогие и требуют огромных затрат на их приобретение, поэтому основная задача проектировщика заключается в создании недорогого и простого в эксплуатации прибора. С этой целью был разработан данный проект, который позволяет создать прибор так необходимый людям страдающим болезнью сахарный диабет.

1 ОБЗОР СУЩЕСТВУЮЩИХ МЕТОДОВ И УСТРОЙСТВ ИЗМЕРЕНИЯ ГЛЮКОЗЫ В КРОВИ.

1.1Методы определения глюкозы в крови

Популярность теста связана с высокой заболеваемостью сахарным диабетом. Тест может выполняться и в поликлиниках и в домашних условиях.

Больные сахарным диабетом вынуждены исследовать уровень глюкозы в крови в домашних условиях, поскольку без этой информации трудно скорректировать диету , нагрузки.

Существует огромное количество методик, позволяющих определить концентрацию глюкозы в крови. Среди них можно выделить редуктометрические, колориметрические, ферментативные методики.

Редуктометрические методы основаны на способности сахаров, в частности глюкозы, восстанавливать соли тяжелых металлов в щелочной среде. Существуют различные реакции. Одна из них заключается в восстановлении красной кровяной соли в желтую кровяную соль сахарами при условии кипячения и щелочной среде. После этой специфической реакции путем титрования определяется содержание сахаров. Но этот метод не нашел широкого применения в клинике из-за своей трудоемкости и недостаточной точности.

Колорометрические методы. Глюкоза способна реагировать с различными соединениями, в результате чего образуются новые вещества определенной окраски (так называемые «цветные реакции»). По степени окраски раствора с помощью специального прибора (фотоколориметра) судят о концентрации глюкозы в крови. Примером такой реакции может послужить метод Самоджи. В основе его лежит реакция восстановление глюкозой гидрата окиси меди, в результате чего образуется молибденовая лазурь.

Наиболее распространены ферментативные методы определения концентрации глюкозы в крови. Выделяют две основные разновидности этих методов:

а) глюкозооксидазный

-фотометрический по конечной точке  -фотометрический кинетический  -отражательная фотометрия сухая химия  - электрохимический;

б) гексокиназный

- фотометрический по конечной точке  - фотометрический кинетический

На данный момент наиболее распространенными являются глюкозооксидазные методы. Они основаны на применении фермента глюкозооксидазы. Этот фермент реагирует с глюкозой, в результате чего образуется перекись водорода. Количество образовавшейся перекиси водорода равно количеству глюкозы в исходной пробе. Гексокиназный метод также является высокоспецифичным и точным, поэтому нашел широкое применение в клинической практике

Первые два метода обладают низкой точностью, неудобны и токсичны.

Глюкозооксидазный метод

Сегодня наибольшее распространение получили методы, основанные на использовании фермента - глюкозооксидазы.  Глюкозооксидаза катализирует перенос двух водородных атомов с первого углеродного атома глюкозы на кислород, растворенный в жидком реагенте. Концентрация образовавшейся перекиси водорода точно равна определяемой концентрации глюкозы. Следовательно, использование глюкозооксидазной реакции, трансформировало задачу определения концентрации глюкозы в задачу определения концентрации перекиси водорода, которая, как будет показано ниже значительно проще первой.

СПОСОБЫ РЕГИСТРАЦИИ ГЛЮКОЗОКСИДАЗНОЙ РЕАКЦИИ

Биохимические					Электрохимические (ферментативно-эмперметрические)
Мокрая химия	Сухая химия			Ферментные электроды мембранного типа (BIOSEN,ESAT, АГКМ-01)		Электрохимические элементы портативных глюкометров (Lachema)
Реактивы для традицион ной био химии		полуколичественная (тест-полоски Lachema, Beringer Mang	количественная (отражательные фотометры типа One Touche

Глюкозооксидазный метод признан сегодня одним из самых точных количественных методов определения глюкозы. В качестве биологического материала используется как сыворотка крови, так и цельная кровь. При работе с последней следует учитывать тот факт, что при взятии капиллярной крови доля сыворотки (плазмы) зависит от величины гематокрита, что может негативно отразиться на точности результата. Поэтому при определении глюкозы вышеописанным методом предпочтительно использовать сыворотку крови пациента.

Наряду с методом фотометрирования по конечной точке, несколько лет назад появились наборы, в которых реализован кинетический метод фотометрирования. Суть метода состоит в том, что при определенном соотношении активностей глюкозооксидазы и пероксидазы, скорость образования окрашенного соединения некоторое время после внесения пробы в рабочий раствор будет пропорциональна концентрации глюкозы в пробе. Преимущество такого метода состоит в том, что результат не зависит от наличия в пробе других соединений, поскольку поглощение последних стабильно во времени. Конечно, этот метод требует применения кинетического фотометра, однако сегодня это уже не проблема, так как во многих лабораториях имеются как импортные фотометры типа HUMALAISER (Германия), HOSPITEX (Швеция), Стат Факс и другие, так и отечественные серии МИНИЛАБ. 

Измерение концентрации глюкозы из цельной крови удобно выполнять с помощью приборов, работа которых основана на амперометрическом принципе измерения, при помощи специальных ферментных датчиков. Перекись водорода является крайне нестабильным химическим соединением, и она может служить источником заряженных частиц. Именно это и используется в ферментных датчиках мембранного типа или электрохимических элементах портативных глюкометров.

В измерительной ячейке, сконструированной как проточная, находится измерительная камера, с одной стороны ограниченная ферментной мембраной . На мембрану толщиной около 60 микрон специальным образом сорбирована глюкозооксидаза. С другой стороны мембраны к ней прижимается платиновый электрод.

Проба цельной крови (обычно 20 мкл) разводится в системном буферном растворе (эритроциты разрушаются), после чего подается по магистрали в проточную ячейку. Глюкоза, подвергается окислению под воздействием фермента глюкозооксидазы, находящейся на мембране. Образовавшаяся перекись водорода диффундирует через мембрану и окисляется далее в каталитической реакции под действием платины. Диффузия перекиси водорода на поверхность платины формирует ток, пропорциональный числу молекул Н2О2. Полученный таким образом сигнал обрабатывается прибором в соответствующее значение напряжения. Это измеренное значение пропорционально концентрации глюкозы в пробы.

В качестве примера приборов, использующих вышеописанный метод, назовем автоматические анализаторы глюкозы ЭКСАН (Латвия), БИОСЕН 5030/5040 (Германия) и отечественный полуавтоматический анализатор глюкозы АГКМ-01. Эти приборы особенно привлекательны для поликлиник, где анализ на глюкозу делают преимущественно из капиллярной крови.

Рисунок 1.1 – Автоматический анализатор глюкозы БИОСЕН 5030/5040

Рисунок 1.2 – Анализатор глюкозы АГКМ-01

Важным этапом в развитии методов клинической лабораторной диагностики стало появление "сухой химии". Естественно, одним из первых приложений этой технологии стала задача определения глюкозы в крови пациента. Первые приборы значительно уступали по точности традиционным лабораторным методам исследований. Однако, со временем, ряду фирм удалось разработать такие диагностические полоски и отражательные фотометры, которые обеспечили весьма высокую точность анализа. Компанией "Lifescan" были созданы уникальные тест-полоски и прибор к ним, которые удачно сочетают в себе аналитическую точность количественного ферментативного метода со скоростью и простотой "сухой химии".

В состав приборов "ONE TOUCH" входит два специальных светодиода. Обработка развившейся окраски на тест-полоске идет следующим образом. Как только тест-полоска вставлена в прибор - происходит нулевое считывание. В этот момент на дисплее мы видим: "ЖДАТЬ". Когда капля крови наносится на тест-полоску, плазма крови моментально сорбируется мембраной, тогда как эритроциты и излишки плазмы остаются на поверхности мембраны.

Когда капля полностью впитывается в мембрану, немедленно происходит окрашивание. Прибор регистрирует изменение в величине отражения и автоматически запускает таймер. Через 45 секунд химическая реакция заканчивается, результат светоотражения обрабатывается. Окрашенный продукт реакции поглощает свет, испускаемый первым светодиодом. Форменные элементы крови и лишняя плазма также поглощают свет, излучаемый диодом.

Чтобы скорректировать фоновое отражение, второе считывание производится вторым светодиодом на другой длине волны. Разность сигналов от первого и второго светодиода несет информацию о поглощении света хромогеном. Сигнал, полученный от хромогена для оценки концентрации глюкозы, соотносится со специальной калибровкой. Все приборы "ONE TOUCH" откалиброваны с использованием референтного метода на лабораторном анализаторе глюкозы. С помощью этой процедуры получается стандартная калибровочная кривая. Отметим, что достаточно сложно наладить производство тест-полосок, которые были бы абсолютно одинаковыми химически, в силу очень низкой концентрации реактивов. Для решения этой проблемы используется стандартная калибровочная кривая, состоящая из 16 -ти калибровочных линий. Контроль качества осуществляется сразу после производства тест-полосок, что позволяет определить, какая из калибровочных линий (от 1 до 16) может быть применена для данной тест-полоски. Это так называемый номер кода, который проставляется на упаковке тест-полосок. Эти 16 калибровочных линий также программируются в микропроцессоре прибора. Для получения оптимально точных результатов, номер кода, указанный на упаковке тест-полосок выставляется в приборе при помощи кнопки кода. Таким образом, неправильно установленный код на приборе может являться причиной ошибки измерения.

Рисунок 1.3 – Глюкометр «ONE TOUCHE»

С момента появления на рынке приборов "ONE TOUCH" прошло огромное количество клинических исследований в лабораториях России, Америки и Европы. Одно из таких исследований было проведено Эндокринологическим научным центром Российской академии медицинских наук по заказу Ассоциации Медицинской Лабораторной Диагностики РФ. Специалисты Центра провели сравнительный анализ двух методов измерения уровня глюкозы в крови. Результаты, полученные на "ONE TOUCH", сопоставлялась с данными, полученными на биохимическом анализаторе Spectrum II (Abbott Laboratories, USA), реализующем гексокиназный метод определения глюкозы. Было исследовано 190 проб крови от 95 пациентов. Коэффициент вариации в нормальном и патологическом диапазонах на глюкометре "ONE TOUCH" не превысил 2,5%. И это не единственное достоинство глюкометров "ONE TOUCH". В официальном отчете Эндокринологического научного центра РАМН сказано: "приборы "ONE TOUCH" обладают высокой точностью и правильностью, а также широким диапазоном измерений. Их можно использовать для диагностики неотложных состояний при диабете, в том числе бригадами "Скорой помощи", поскольку приборы эти не только надежны, но и быстро дают результаты".

В заключении следует упомянуть и о недостатках глюкозооксидазного метода. Образующаяся перекись водорода и супероксид анион-радикал могут окислять не только хромоген, но и другие вещества, присутствующие в биологической жидкости: аскорбиновую кислоту, мочевую кислоту, билирубин. При этом, соответственно, доля перекиси, принимающая участие в окислении хромогена, снижается, что приводит к занижению результата по глюкозе. Этот метод линеен, как правило, до 20-30 ммоль/л глюкозы.

Гексокиназный метод

Гексокиназный метод также состоит из двух последовательных реакций, но совершенно других.

Реакция регистрируется при 340 нм. по образованию НАДН. Этот метод является высокоспецифичным и не дает реакции с другими компонентами сыворотки крови. Гексокиназный метод считается референтным для определения глюкозы. Как правило, он линеен до 50 ммоль/л, что позволило его широко рекомендовать для клиник с эндокринологическими отделениями.

Приборы типа BIOSEN, ESAT, АГКМ-01 требуют от оператора минимальных трудозатрат, так как они полностью автоматизированы. Они достаточно производительны (скорость от 50 до 90 проб в час). Для лабораторий с небольшим числом исследований, а также экспресс-лабораторий, глюкометры типа "ONE TOUCH" весьма полезны. Таким образом, задача КДЛ - исходя из своих реальных возможностей, обеспечить не только быстрое, но и высокоточное определение глюкозы, на сегодняшний день вполне решаема.

1.2 Схемы анализаторов, основанных на способах неинвазивного и инвазивного определения концентрации глюкозы в крови.

1.2.1 Неинвазивный способ определения концентрации глюкозы в крови

Способ неинвазивного измерения концентрации глюкозы в крови, предусматривающий облучение кровеносных сосудов коллимированным излучением полупроводникового лазера с изменяемой длиной волны при постепенном увеличении подаваемого на него тока при постоянном напряжении и постоянном регулировании температуры.

Рисунок 1.2.1 – Структурная схема анализатора на способе неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови

1-блок питания, 2- однокристальный микрокомпьютер, 3-цифровой экран, 4-блок питания лазерного диода, 5-оптическое устройство, 6-переключатель пуск-сброс, 7-детектор, 8-интегрирующая сфера, 9-лазерный диод, 10- ЦАП, 11-АЦП, 12-ППЗУ, 13-усилитель тока.

Когда переключатель питания 1 находится во включенном положении, происходит подача электропитания от батареи (обычно от 4,5 до 9 В, среди прочих вариантов - от перезарядной батареи в 6 В) на однокристальный микрокомпьютер 2. В то же самое время электропитание подают на цифровой экран 3, блок питания лазерного диода 4 и оптическое устройство 5 (по необходимости).

Если затем переключатель пуска/сброса 6 устанавливают в положениe включения, блок питания лазерного диода 4 подает электропитание на лазерный диод 7 в соответствии с управляющим сигналом, обеспечиваемым однокристальным микрокомпьютером 2. В результате ток лазерного диода постепенно увеличивается, если ток превосходит пороговый ток (приблизительно 20 мА). Таким образом, лазерный диод 7 начинает испускать свет.

Лазерный диод 7 испускает свет (например, свет, имеющий длину волны 1,3 - 1,9 мкм, или свет, имеющий длину волны 1,4 - 1,8 мкм, среди всего прочего) с длиной волны, необходимой для измерения концентрации глюкозы в крови.

Этой длины волны достигают путем постепенного увеличения тока, подаваемого в диапазоне приблизительно от 20 до 200 мА при стабильном напряжении и стабильной температуре в соответствии с характеристиками лазерного диода. В настоящем изобретении лазерный диод 7 составляют от 1 до 30 диодов, и каждый из них может испускать свет с различной длиной волны или с одинаковой длиной волны.

Свет, испускаемый коллективными диодами в лазерном диоде 7, можно испускать диодами одновременно или последовательно каждым диодом. В случае одновременной работы длина будет выбрана, например, путем преобразования Фурье.

Свет, выдаваемый коллективными диодами лазерного диода 7, подают на оптическое устройство 5 и коллимируют или его оптически контролируют, разделяют и объединяют. После этого свет пропускают через интегрирующую сферу 8 и делят на одно или более направлений.

Свет, который проходит через интегрирующую сферу 8, последовательно облучает кожу человека или последовательно облучает эталонный проход, который был заранее подготовлен, в зависимости от конкретного случая. Здесь эталонный проход необязателен.

Поглощенный, рассеянный и диффузионно отраженный от крови свет обнаруживают детектором 9 после его интегрирования при помощи интегрирующей сферы.

По теме дипломного проекта было рассмотрено и проанализировано три патента по неинвазивному способу определения:

Способ неинвазивного определения содержания глюкозы в крови человека

(Патент 2257847 Российская Федерация, МПК A61B5/145)

Изобретение относится к медицине и предназначено для неинвазивного определения содержания глюкозы в крови человека. Помещают палец внутрь чувствительного индуктивного элемента ЯМР-анализатора и измеряют время спин-решеточной релаксации ядер Ti. Создают низкочастотную несимметричную модуляцию, дважды в течение периода регистрируют сигналы поглощения ЯМР и по калибровочной метке определяют концентрацию глюкозы. Низкочастотную несимметричную модуляцию выполняют треугольной в режиме, период которого, по крайней мере, на порядок превышает время релаксации поглощения. Между парами импульсов поглощения изменяют временной интервал, меняя постоянную составляющую магнитного поля. Временную задержку между парами сигналов поглощения поддерживают кратной периоду несимметричной модуляции. Момент подачи изменения постоянной составляющей магнитного поля синхронизируют по времени прохождения несимметричной модуляции через минимальное значение. Способ позволяет повысить точность и атравматичность неинвазивного определения содержания глюкозы в крови человека.

Изобретение относится к области исследования или анализа материалов путем определения их химических или физических свойств особыми способами, в частности путем определения времени спин-решеточной ядерной магнитной релаксации T₁ в сыворотке и в плазме крови на основе ядерного магнитного резонанса.

Технический результат достигается тем, что в способе неинвазивного определения содержания сахара в крови человека, включающем проведение измерений при возбуждении высокочастотных колебаний анализатора, изменение параметров анализатора при взаимодействии пальца руки с его чувствительным индуктивным элементом, индикацию результатов и их градуировку, помещают палец внутрь чувствительного индуктивного элемента ЯМР-анализатора, измеряют время спин-решеточной релаксации ядер T₁, создавая низкочастотную несимметричную модуляцию в режиме, период которого, по крайней мере, на порядок превышает время релаксации поглощения, дважды в течение периода регистрируют сигналы поглощения ЯМР, между парами импульсов поглощения изменяют временной интервал, скачкообразно меняя постоянную составляющую магнитного поля, временную задержку между парами сигналов поглощения поддерживают кратной периоду несимметричной модуляции, а время между парой сигналов - не превышающим времени спин-решеточной релаксации ядер T₁, момент подачи скачкообразного изменения постоянной составляющей магнитного поля синхронизируют по времени прохождения несимметричной модуляции через минимальное значение, определяют содержание глюкозы по сравнению с измеренным значением контрольной жидкости.

Рисунок 1.2.2 – Схема устройства на неинвазивном методе для измерения концентрации глюкозы в крови

1 - датчик для пальца руки человека,

2 - генератор треугольных импульсов для низкочастотной модуляции,

3 - генератор модулирующего напряжения звуковой частоты,

4 - генератор свипирования магнитного поля,

5 - генератор высокочастотных (ВЧ) - колебаний,

6 - усилитель звуковой частоты,

7 - процессор записи и обработки сигналов ЯМР,

8 - постоянный магнит.

Основой данного способа неинвазивного определения содержания сахара в крови человека, включающего измерения на основе ядерного магнитного резонанса (ЯМР) времени спин-решеточной релаксации (T₁), является прямая зависимость этого времени T₁ от концентрации глюкозы в крови.

Способ и устройство для измерения концентрации глюкозы в крови

(Патент 2122208 Российская Федерация, МПК A61B5/00   )

Способ и устройство неинвазивного измерения концентрации глюкозы в крови путем облучения кровеносных сосудов электромагнитным излучением с использованием лазерной спектроскопии с ближним инфракрасным излучением и диффузным отражением. Настоящее изобретение использует электромагнитное излучение с длиной волны в 1,3 - 1,9 мкм от полупроводникового диодного лазера. Когда такое электромагнитное излучение облучает кожу, последняя взаимодействует с гетерогенными компонентами крови. Затем происходит диффузионное отражение кровью света. Отраженный свет обнаруживают детектором после его интегрирования интегрирующей сферой. Отраженный свет посредством аналого-цифрового преобразователя подают как цифровой сигнал на однокристальный микрокомпьютер. Однокристальный микрокомпьютер вычисляет концентрацию глюкозы в крови, обращаясь к калибровочной кривой. Однокристальный микрокомпьютер обеспечивает воспроизведение вычисленной концентрации глюкозы в крови на экране. Способ и устройство позволяют повысить точность измерения концентрации глюкозы в крови с помощью неинвазивного измерения.

Измерительное устройство по настоящему изобретению может измерять концентрацию глюкозы в крови очень быстро и легко. Поэтому устройства известного уровня техники с их неудобностью и дороговизной оказываются устаревшими.

Технический результат настоящего изобретения достигается при измерении концентрации глюкозы в крови неинвазивным способом, когда электропитание, например, от батареи подают на однокристальный микрокомпьютер, цифровой экран, блок питания лазерного диода, детектор (по необходимости) и оптическое устройство (по необходимости) посредством переключателя электропитания. Однокристальный микрокомпьютер управляет блоком питания лазерного диода таким образом, что он постепенно подает ток при стабильном напряжении и стабильной температуре на лазерный диод, который испускает излучение с необходимыми длинами волн, посредством переключателя пуска/сброса. Однокристальный микрокомпьютер задействуют таким образом, что цифроаналоговый преобразователь, управляемый упомянутым однокристальным микрокомпьютером и возбуждающий упомянутый блок питания лазерного диода, преобразует цифровой управляющий сигнал в аналоговый управляющий сигнал.

Таким образом, блок питания лазерного диода принуждает лазерный диод к испусканию длины волны, пригодной для измерения. Свет из упомянутого лазерного диода коллимируют или другим путем контролируют оптически, разделяют и объединяют. Оптически управляемый свет используют для облучения кожи, расположенной по соседству с кровеносным сосудом. Поглощенный, рассеянный и диффузионно отраженный кровью обратно через кожу свет интегрируют интегрирующей сферой. Фотоны, собранные интегрирующей сферой, преобразуют в аналоговый электрический сигнал при помощи детектора. Аналоговый электрический сигнал передают на предусилитель, где аналоговый электрический сигнал усиливают. Усиленный аналоговый электрический сигнал подают на аналого-цифровой преобразователь, который преобразует усиленный аналоговый электрический сигнал в соответствующий цифровой сигнал и выдает цифровой сигнал однокристальному микрокомпьютеру.

Однокристальный микрокомпьютер вычисляет из цифрового сигнала концентрацию глюкозы в крови, обращаясь к калибровочной кривой, хранимой в памяти однокристального микрокомпьютера. Однокристальный микрокомпьютер обеспечивает воспроизведение вычисленной концентрации глюкозы в крови на цифровом экране.

Устройство для измерения концентрации глюкозы в крови, использующее неинвазивный способ по настоящему изобретению, использует однокристальный микрокомпьютер, который управляет блоком питания лазерного диода так, что ток постепенно поступает на лазерный диод при стабильном напряжении и стабильной температуре. Однокристальный микрокомпьютер вычисляет концентрацию глюкозы в крови, сравнивая обнаруженную величину с калибровочной кривой, хранимой в памяти однокристального микрокомпьютера. Цифроаналоговый преобразователь преобразует цифровой управляющий сигнал, выдаваемый из упомянутого однокристального микрокомпьютера, в аналоговый управляющий сигнал для управления блоком питания лазерного диода, который подает питание на лазерный диод. Лазерный диод является источником света для измерения концентрации глюкозы в крови. Может быть множество лазерных диодов для испускания света с различными длинами волн или для испускания света с одинаковыми длинами волн в соответствии с током, обеспечиваемым блоком питания лазерного диода.

Температурный контроллер для управления температурой лазерного диода подсоединен между блоком питания лазерного диода и лазерным диодом. Оптическое устройство коллимирует свет, испускаемый из лазерного диода, или оптически контролирует, разделяет и объединяет свет из лазерного диода. Интегрирующая сфера интегрирует рассеянный и диффузионно отраженный от крови свет, когда кровь освещают через кожу светом из оптического устройства. Детектор преобразует фотоны, собранные интегрирующей сферой, в аналоговую электрическую величину, которую затем усиливают в предусилителе. Аналого-цифровой преобразователь преобразует величину электрического аналогового измерения в цифровую величину. Цифровой экран воспроизводит концентрацию глюкозы в крови, вычисленную однокристальным микрокомпьютером.

Рисунок 1.2.3 – Схема устройства на неинвазивном методе для измерения концентрации глюкозы в крови

1-блок питания, 2- однокристальный микрокомпьютер, 3-цифровой экран, 4-блок питания лазерного диода, 5-оптическое устройство, 6-переключатель пуск-сброс, 7-детектор, 8-интегрирующая сфера, 9-лазерный диод, 10- ЦАП, 11-АЦП, 12-ППЗУ, 13-усилитель тока.

Когда переключатель питания 1 находится во включенном положении, происходит подача электропитания от батареи (обычно от 4,5 до 9 В, среди прочих вариантов - от перезарядной батареи в 6 В) на однокристальный микрокомпьютер 2. В то же самое время электропитание подают на цифровой экран 3, блок питания лазерного диода 4 и оптическое устройство 5 (по необходимости).

Если затем переключатель пуска/сброса 6 устанавливают в положениe включения, блок питания лазерного диода 4 подает электропитание на лазерный диод 7 в соответствии с управляющим сигналом, обеспечиваемым однокристальным микрокомпьютером 2. В результате ток лазерного диода постепенно увеличивается, если ток превосходит пороговый ток (приблизительно 20 мА). Таким образом, лазерный диод 7 начинает испускать свет.

Лазерный диод 7 испускает свет (например, свет, имеющий длину волны 1,3 - 1,9 мкм, или свет, имеющий длину волны 1,4 - 1,8 мкм, среди всего прочего) с длиной волны, необходимой для измерения концентрации глюкозы в крови. Этой длины волны достигают путем постепенного увеличения тока, подаваемого в диапазоне приблизительно от 20 до 200 мА при стабильном напряжении и стабильной температуре в соответствии с характеристиками лазерного диода. В настоящем изобретении лазерный диод 7 составляют от 1 до 30 диодов, и каждый из них может испускать свет с различной длиной волны или с одинаковой длиной волны.

Свет, испускаемый коллективными диодами в лазерном диоде 7, можно испускать диодами одновременно или последовательно каждым диодом. В случае одновременной работы длина будет выбрана, например, путем преобразования Фурье.

Свет, выдаваемый коллективными диодами лазерного диода 7, подают на оптическое устройство 5 и коллимируют или его оптически контролируют, разделяют и объединяют. После этого свет пропускают через интегрирующую сферу 8 и делят на одно или более направлений.

Свет, который проходит через интегрирующую сферу 8, последовательно облучает кожу человека или последовательно облучает эталонный проход, который был заранее подготовлен, в зависимости от конкретного случая. Здесь эталонный проход необязателен.

Поглощенный, рассеянный и диффузионно отраженный от крови свет обнаруживают детектором 9 после его интегрирования при помощи интегрирующей сферы.

Устройство для неинвазивного определения концентрации холестерина и глюкозы в крови

(Патент 2473307 Российская Федерация, МПК A61B5/022 )

Изобретение относится к медицине, в частности к оборудованию для контроля уровня глюкозы и общего холестерина в крови при диагностике сердечнососудистых заболеваний. Устройство содержит корпус с панелью управления и дисплеем, снабжено манжетой для измерения артериального давления и автономным электронным модулем с микропроцессором и блоком памяти и индикации максимального и минимального артериального давления путем сравнения амплитуд осцилляции пульсовой волны, а также прикладной программой и таблицей корреляций для вычисления уровня глюкозы в крови по соотношению параметров артериального давления. Манжета соединена с компрессором, клапаном сброса давления в манжете, жиклером для спуска давления и датчиком давления для регистрации и преобразования информации о давлении в манжете в электрический сигнал. Микропроцессор выполнен с возможностью управления компрессором и клапаном сброса и с возможностью приема сигнала от датчика давления. Устройство содержит цифровой блок для ввода значений массы тела и роста пациента, соединенный проводниковым шлейфом с микропроцессором, а микропроцессор содержит дополнительно прикладную программу и таблицу корреляций для вычисления уровня холестерина в крови по соотношению параметров артериального давления и показателю индивидуальной массы тела. Применение изобретения позволит расширить функциональные возможности устройства за счет одновременного неинвазивного определения концентрации общего холестерина и концентрации глюкозы в крови, а также обеспечит безопасное и быстрое выполнение анализа.

Устройство работает следующим образом:

Вначале измеряют массу тела (кг) и рост пациента (м). Включают прибор, набирают показатели массы тела на цифровом блоке 4 и вводят их нажатием кнопки «Ввод» на клавиатуре управления 1 в микропроцессор 10. Набирают показатели роста на цифровом блоке 4 панели управления и также вводят их нажатием кнопки «Ввод» в микропроцессор 10. Набранные показатели отражаются на ЖКИ дисплее 2 и сохраняются в памяти микропроцессора. Затем измеряют артериальное давление (АД) на левой руке пациента, закрепляя компрессионную манжету 15 на левом плече. При нажатии кнопки «Старт» на клавиатуре управления 1 микропроцессор 10 подает команду на силовые ключи 11, которые закрывают клапан сброса давления 6 и включают компрессор 5. В манжету 15 нагнетается воздух, давление которого контролируется датчиком давления 7. Режим давления задают в зависимости от возможного значения верхнего (систолического) артериального давления пациента и регулируют нажатием кнопки «Старт» на клавиатуре 1: сначала давление поднимают до 180 мм рт.ст., потом, при необходимости, до 220 мм рт.ст. или до 260 мм рт.ст. После этого по команде микропроцессора 10 силовые ключи 11 отключают компрессор 5 и включают клапан сброса давления 6. Нагнетание прекращается, сигнал от датчика давления 7 поступает через усилитель 12 в 12-разрядный АЦП 13, а затем - в микропроцессор 10. Автоматически включается режим декомпрессии. Давление медленно снижается через жиклер 8 и запускается алгоритм определения АД по анализу параметров пульсовой волны. В момент удара сердца выдается звуковой сигнал через зуммер 3, а на ЖКИ дисплее 2 отображается текущее значение систолического и диастолического АД. При исчезновении сигналов зуммера, отражающих удары сердца, открывается клапан сброса давления 6, и давление в манжете 15 падает до атмосферного, после чего манжету снимают с руки пациента.

Устройство обеспечивает диапазон измерения АД от 20 до 280 мм рт.ст., уровня холестерина в крови от 2 до 10 ммоль/л; уровня глюкозы в крови от 2 до 20 ммоль/л. Погрешность измерения АД составляет: ±3 мм рт.ст.; уровня холестерина и глюкозы крови в сравнении с биохимическим анализом ±(10-15%). Длительность проведения анализа совместно с измерением артериального давления составляет 50-60 с.

Рисунок 1.2.4 Устройство для неинвазивного определения концентрации холестерина и глюкозы в крови

Предлагаемое устройство может применяться в качестве портативного прибора в лечебных учреждениях и для индивидуального самоконтроля, позволяет безопасно, неинвазивным способом, определять концентрацию глюкозы и общего холестерина в крови, не вызывая травмирования кожи пациента. Кроме того, устройство могут использовать больные артериальной гипертонией и другими заболеваниями сердечно-сосудистой системы для самоконтроля уровня артериального давления, концентрации общего холестерина и глюкозы в крови.

1.2.2 Инвазивный способ определения концентрации глюкозы в крови

Принцип действия анализатора основан на электрохимическом амперометрическом определении продуктов ферментативной реакции окисления глюкозы, катализируемой ферментом глюкозооксидазной, с последующим преобразованием в постоянное напряжение и фиксацией аналого-цифровым преобразователем.

Рисунок 1.2.5 – Структурная схема анализатора на способе инвазивного определения концентрации глюкозы в крови

Принцип действия преобразователя 9 основан на преобразовании входного тока в напряжение. После преобразования проводится дифференцирование сигнала. Фиксация максимальной амплитуды напряжения дифференциатора осуществляется пиковым детектором. Перед определением концентрации глюкозы в пробе необходимо калибровать анализатор с аттестованным раствором глюкозы концентрации 10,0 моль/л. Калибровка производится после введения пробы и выставлением показаний 10,0 на индикаторном табло 12.

При помощи масштабирующего устройства 10 по истечении 10… 15 секунд после введения пробы.

После определения концентрации глюкозы или калибровки производится промывка датчика 17 буферным раствором, подаваемым с бутыля 2 в датчик при помощи насоса 17 через подающий канал. Отсос использованных жидкостей производится через отсасывающий канал 3 насоса.

Время промывки задает блок управления.

Питание анализатора производится блоком питания.

Основные достоинства анализатора глюкозы крови на инвазивном способе заключается в точности измерения ,так как дело имеет напрямую с пробой крови.

Недостаток этого устройства состоит в его больших габаритах, что говорит о том что пробор применяется в медицинских учреждениях и не может работать как портативное устройство.

Проведение измерений требует больших затрат.

Вывод: недостаток устройства работающего по инвазивному методу состоит в его больших габаритах, что говорит о том что прибор применяется только в медицинских учреждениях, поэтому при проектировании устройства мы будем склонятся более к неинвазивному методу определения концентрации глюкозы в крови.

2 Разработка структурной схемы анализатора глюкозы в крови

После рассмотрения двух устройств по определению концентрации глюкозы в крови – на инвазивном и неинвазивном способе, и проанализировав достоинства и недостатки можно предложить свою структурную схему.

Фото - детектор

Преобразователь ток-напряжение

Фильтр низких частот

Усилитель тока

Повторитель

Лазерный источник света

Оптическое устройство

PIC - микроконтроллер

Усилитель опорного напряжения

Индикатор результатов

Усилитель тока

Цифро-аналоговый преобразователь

Рисунок 2.1 – Структурная схема разрабатываемого анализатора глюкозы в крови

В качестве источника света используется 2 лазерных диода, которые испускают излучение , в диапазоне 1,4-1,8 мкм. В связи с тем, что уровень глюкозы в крови у каждого человека разный, в перспективном приборе следует использовать линейку лазеров, для увеличения точности измерения. Свет лазерного диода контролируют оптически с помощью оптических элементов (линз, объективов, коллиматоров и пр.).

Затем потоком оптически управляемого света облучают область кожи, расположенной по соседству с кровеносным сосудом.

Поглощенный, рассеянный и диффузионно отраженный кровью обратно через кожу свет собирают интегрирующей сферой. Фотоны, собранные интегрирующей сферой, преобразуют в электрический сигнал при помощи фотодетектора, который подключен ко входу усилителя DA1, выполняющего функцию преобразователя ток-напряжение. Далее, пройдя через фильтр низких частот, сигнал поступает на второй усилительный каскад DA2, на выходе которого амплитуда достигает значения достаточного для работы PIC-контроллера. PIC- контроллер содержит аналого - цифровой преобразователь, который преобразует усиленный аналоговый электрический сигнал в соответствующий цифровой сигнал.

PIC-контроллер обращаясь к калибровочной кривой, хранимой в памяти микросхемы, вычисляет из цифрового сигнала концентрацию глюкозы в крови и обеспечивает воспроизведение вычисленного значения на многосегментном индикаторе.

Лазерный диод испускает излучение нужной длины волны при подаче на него тока от 20 до 200 мА. Это осуществляется следующим образом. С PIC- контроллера цифровой сигнал подается на цифро-аналоговый преобразователь (ЦАП). Для работы ЦАП необходимо опорное напряжение 20 мВ, оно обеспечивается при помощи усилителя опорного напряжения.

Далее преобразованный аналоговый сигнал поступает на усилитель постоянного тока, который вырабатывает ток 200 мА для работы лазера.

В разрабатываемом устройстве в качестве источника излучения используется лазерный диод, который в сравнении с фотодиодами обладает рядом преимуществ:

1. за счет высокой направленности и пространственной когерентности лазерного излучения осуществить неинвазивное измерение спектра поглощения глюкозы через кожу;

2. лазерный источник света в ИК-области спектра позволяет исследовать отдельные вращательные линии колебательных полос, которые обычными спектральными приборами не разрешаются.

3. существенно повысить спектральную разрешающую способность метода;

4. в данном случае позволяет упростить и удешевить устройство, поскольку монохроматор (обычно составляющий наиболее объемную и дорогую часть установки) при наличии лазера оказывается ненужным.

5. за счет высокой спектральной плотности излучения лазеров снизить влияние шумов фотоприемного устройства (сам лазер из-за нестабильности выходной мощности может внести погрешности в результат измерений, поэтому необходима стабилизация параметров лазера);

6. повысить чувствительность для узкой линии поглощения;

3 РАСЧЕТНО-КОНСТРУКТОРСКАЯ ЧАСТЬ

3.1 Выбор лазерного источника света

Для создания потока излучения используется 2 полупроводниковых лазера LFO-505 с длиной волны в максимуме спектральной полосы 1550+/-30 мкм, построенных на основе высокоэффективной MQW AlGaAs/GaAs квантоворазмерной гетероструктуры.

Выходная мощность тока Р=30мВт,

Пороговый ток 20мА,

Рабочий ток200мА,

Расходимость излучения:

Угол расхождения луча (параллельный) 25 град.,

Угол расхождения луча (перпендикулярный) 45град.,

Ресурс работы от 5 до 500 тыс. часов

3.2 Выбор оптического устройства и фотодетектора

Сигнал, снимаемый с кожи, пройдя через интегрирующую сферу, поступает на фотодетектор. Фотодетектор представлен германиевым фотодиодом ФД-3А, преобразующей инфракрасный свет в ток величиной 1мкА.

Характеристики фотодиода ФД-3А отображены в Таблице 3.2:

Таблица 3.2 - Характеристики фотодиода ФД-3А

Диаметр фоточувствительного элемента, мм	2,45
Максимальная спектральная характеристика, λмах, мкм	1,4…1,7
Интегральная токовая чувствительность S, мА/лм	6,5
Масса, г	0,8

Расчет усилительного каскада

Усилительная часть собрана на однополярных маломощных операционных усилителях серии НА5141-2, что позволило создать экономический прибор, работающий в широком диапазоне температур (Таблица 3.3).

Таблица 3.3 – Разность входный токов и токов потребления

Разность входных токов ∆I, нА	≤ 25
Ток потребления Iпотр, мА	≤ 0,065

Первый усилитель на базе инверсной схемы обеспечивает преобразование тока фотодиодов в напряжение, пропорциональное интенсивности принимаемого излучения.

Рисунок 3.3.1 – Преобразователь тока в напряжение

Напряжение на выходе операционного усилителя находится :

(3.3.1)

Коэффициент передачи задается резистором R2=120кОм.

(3.3.2)

Из справочника подбираем резистор R2 с номиналом:

R1-C2-29B-1-1кОм±0,1%

R2-C2-29B-1-120кОм±0,1%

Второй усилитель представляет собой операционный усилитель, в котором напряжение с первого усилителя поступают на инверсный вход. Входный и выходной сигналы сдвинуты по фазе на 180 град.

Рисунок 3.3.2 Схема включения операционного усилителя

Определим коэффициенты усиления

К UDA2 =R7/R5=15 кОм/3 кОм=5 (3.3.3)

Из справочника подбираем подходящие резисторы:

R5-C2-33И-1-3кОм±0,1%

R7-C2-29B-1-15кОм±0,1%

R9-C2-29B-1-10кОм±0,1%

Между первым и вторым усилителями включен разделительный конденсатор С2=2,2 мкФ.

Из справочника С2-К10-18-2,2мкФ±10%

3.4 Расчет фильтра низких частот

ФНЧ включен между первым и вторым усилителями, представляет собой RC-фильтр(R4=10 кОм, С3=2,2 мкФ). Он предназначен для снижения фона с частотой 50 Гц.

Рисунок 3.4 – Схема RC-фильтра

Так же для этого на выходе DA2 включен фильтр (R9=560 Ом, С5=50 мкФ).

R4,R9-C2-29B-1-10кОм±0,1%

С3-К10-18-2,2мкФ±10%

С5-К10-26-50мкФ±10%

3.5 Расчет повторителя

Однополярный маломощный усилитель DA3 серии LM324 выполняет функцию повторителя, служащего для согласования высокого входного сопротивления АЦП, встроенного в DA4, с предыдущими микросхемами, а R10=3 кОм предохраняет выход DA3 от случайного закорачивания на землю.

Схема усилителя показана на рисунке Рисунок 3.5:

Рисунок 3.5 – Однополярный маломощный усилитель LM324.

3.6 Расчет PIC-контроллера

Схема PIC-контроллера представлена на рисунке (рисунок 3.6).

Аналоговый сигнал после усилительной части поступает на входы встроенного аналогово-цифрового преобразователя микроконтроллера , кото­рый используется для оцифровки уровней напряжения в диапазоне от 0 до 5В, а результат измерения представляется в 8-разрядном формате. Продолжи­тельность временного интервала, который требуется для стабилизации ана­логового напряжения на запоминающем конденсаторе составляет 15 мкс. По­сле стабилизации напряжения на конденсаторе производится преобразова­ние.

На выполнение 8-разрядного аналого-цифрового преобразования требу­ется временной интервал в 9,5 командных циклов. Время формирования од­ного бита составляет от 1,6 до 6,4 мкс, при этом для тактирования преобразо­вания может использоваться частота, кратная частоте командных циклов PIC-микроконтроллера. АЦП имеет прескалер, обеспечивающий временное масштабирование тактовых сигналов в 2,8 и 32 раза. Минимальное время преобразования определяется суммарным временем, которое требуется для установки напряжения на запоминающем конденсаторе и для полного завер­шения самого аналого-цифрового преобразования.

Базовая частота задается внешним кварцевым генератором, выдающим 4 МГц. Для нормального функционирования резонатора предусматривается подключение двух дополнительных конденсаторов С8 = С9 = 15 пФ. При переходе в режим тактирования от генератора таймера TMR1 управление практически мгновенно передается генератору-таймеру TMR1, а собственный генератор отключается. Соответствующий переходный процесс занимает всего 8 периодов частоты генератора таймера TMR1.

Рисунок 3.6.1 – PIC-контроллер

Микросхема содержит 3 таймера-счетчика.

TMR0 выполнен на основе 8-разрядного инкрементируемого счетчика,

который предварительно устанавливается с помощью заданной

последовательности кодов. TMR0 применяется в качестве интервального

таймера для формирования запросов на прерывания при переполнении его

счетчика.

Диапазон значений таймера составляет от 0x000 до OxOFF.

Частота входного тактового сигнала, поступающего на таймер TMRO может подвергаться предварительному делению прескалера. Прескалер - это предварительный делитель тактовой частоты. Он выполнен на основе двоичного счетчика и применяется совместно со сторожевым таймером или таймером TMRO. Коэффициент деления задается программно.

Сторожевой таймер - это специальный таймер, тактирующийся от от­дельно встроенного RC-генератора. При переполнении он осуществляет сброс микроконтроллера, предотвращая «зависание» программы. Таймер TMR1 выполнен на основе 16-разрядного регистра-счетчика и имеет четыре различных входа. Прескалер таймера позволяет формировать продолжительные временные задержки. Для их программирования необхо­димо загрузить соответствующее значение в счетчик таймера и определить коэффициент деления прескалера. Тактирование таймера производится от внешнего генератора. При записи и считывании данных в регистр TMR1 прескалер этого таймера сбрасывается.

Таймер TMR2 применяется в качестве таймера повторяющихся собы­тий. Этот таймер удобен для работы с программными приложениями, кото­рые предусматривают регулярное изменение параметров во времени, например используют обмен через последовательный асинхронный интерфейс или обеспечивают формирование сигналов с широтно-импульсной модуляцией.

Таймеры TMR1 и TMR2 применяются в модуле сравнения, захвата, широтно-импульсной модуляции. Режим захвата задается соответствующим кодом в регистре управления. Цель режима захвата - зафиксировать значение таймера в момент появления определенного условия. Таким условием может быть фронт внешнего сигнала. Режим сравнения используется для того, чтобы переключать или изменять состояние внешних устройств после заданного временного интервала (формирования соответствующей временной задержки). Режим ШИМ обеспечивает генерацию сигналов с широтно-импульсной модуляцией.

Таймер TMR2 в этом режиме работает как программируемый делитель частоты, формирующий период ШИМ сигнала. Его значение непрерывно сравнивается с содержимым регистра периода и, при совпадении значений компаратор формирует сигнал сброса таймера; таким образом цикл повторяется.

Программа для разработанного устройства закладывается в ПЗУ объемом 8 кБ. Параметры, соответствующие значениям концентрации глюкозы записываются во флэш-память с возможностью переустановки. Сами данные, поступаемые с лазера обрабатываются в ОЗУ микроконтроллера объемом 368Б. Микроконтроллер подключается к источнику питания (Uпит = 5В), для подключения необходимы фильтрующие керамические конденсаторы емкостью 0,1 мкФ.

Результаты измерения содержания сахара выводятся на семисегментные светодиодные индикаторы АЛС329Е (Рисунок 3.6.2) с Iпост= 5 мА, Iпер= 120 мА) Uпит = 5В, которые зажигаются в тех случаях, когда для использующегося в качестве выходного вывода микроконтроллера, соединенного с катодом светодиода, задан логический 0 (потенциал земли). При подаче на этот вывод логической «1» светодиодный индикатор отключается.

Многосегментный индикатор имеет выводы сегментов, предназначенные для управления сегментами, и один общий вывод, который обеспечивает питание всех остальных сегментов. Этот общий вывод обычно используется для идентификации семисегментного индикатора.

Рисунок 3.6.2 – Многосегментный индикатор АЛС329Е.

Для исключения эффекта мерцаний, цикл должен задаваться таким образом, чтобы каждая цифра высвечивалась не реже 50 раз в секунду. Поэтому чем больше цифр требуется высветить, тем быстрее должна выполняться программа обработки прерываний и тем меньшим по времени должен быть цикл ее выполнения.