PL230147B1 - Sposób i układ do pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych - Google Patents
Sposób i układ do pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnychInfo
- Publication number
- PL230147B1 PL230147B1 PL419099A PL41909916A PL230147B1 PL 230147 B1 PL230147 B1 PL 230147B1 PL 419099 A PL419099 A PL 419099A PL 41909916 A PL41909916 A PL 41909916A PL 230147 B1 PL230147 B1 PL 230147B1
- Authority
- PL
- Poland
- Prior art keywords
- khz
- glucose
- signal
- measuring
- electrodes
- Prior art date
Links
- WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N Glucose Natural products OC[C@H]1OC(O)[C@H](O)[C@@H](O)[C@@H]1O WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N 0.000 title claims description 92
- 239000008103 glucose Substances 0.000 title claims description 92
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 44
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 title description 2
- 239000000523 sample Substances 0.000 claims description 30
- 230000004044 response Effects 0.000 claims description 29
- 239000007864 aqueous solution Substances 0.000 claims description 28
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims description 28
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims description 28
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 claims description 22
- 230000005284 excitation Effects 0.000 claims description 19
- 238000012360 testing method Methods 0.000 claims description 14
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 10
- 230000005684 electric field Effects 0.000 claims description 10
- 229910000831 Steel Inorganic materials 0.000 claims description 2
- 239000002253 acid Substances 0.000 claims description 2
- 230000003993 interaction Effects 0.000 claims description 2
- 239000010959 steel Substances 0.000 claims description 2
- FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M Sodium chloride Chemical compound [Na+].[Cl-] FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 30
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 19
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 18
- 239000011780 sodium chloride Substances 0.000 description 15
- 239000000306 component Substances 0.000 description 10
- OTYBMLCTZGSZBG-UHFFFAOYSA-L potassium sulfate Chemical compound [K+].[K+].[O-]S([O-])(=O)=O OTYBMLCTZGSZBG-UHFFFAOYSA-L 0.000 description 8
- 229910052939 potassium sulfate Inorganic materials 0.000 description 8
- 230000008859 change Effects 0.000 description 7
- 238000002847 impedance measurement Methods 0.000 description 7
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 7
- 239000012491 analyte Substances 0.000 description 6
- 238000000338 in vitro Methods 0.000 description 6
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 6
- 238000001069 Raman spectroscopy Methods 0.000 description 5
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 description 5
- 239000012085 test solution Substances 0.000 description 5
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 4
- 210000003722 extracellular fluid Anatomy 0.000 description 4
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 4
- 238000011002 quantification Methods 0.000 description 4
- 210000001124 body fluid Anatomy 0.000 description 3
- 239000010839 body fluid Substances 0.000 description 3
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 3
- 210000000170 cell membrane Anatomy 0.000 description 3
- 238000000157 electrochemical-induced impedance spectroscopy Methods 0.000 description 3
- 239000008151 electrolyte solution Substances 0.000 description 3
- 238000001453 impedance spectrum Methods 0.000 description 3
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 3
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 3
- 241001465754 Metazoa Species 0.000 description 2
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 239000012503 blood component Substances 0.000 description 2
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 2
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 2
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 239000003792 electrolyte Substances 0.000 description 2
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 2
- 238000001566 impedance spectroscopy Methods 0.000 description 2
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 2
- 241001494479 Pecora Species 0.000 description 1
- 230000004913 activation Effects 0.000 description 1
- 239000008186 active pharmaceutical agent Substances 0.000 description 1
- 125000000129 anionic group Chemical group 0.000 description 1
- 238000013528 artificial neural network Methods 0.000 description 1
- 230000002715 bioenergetic effect Effects 0.000 description 1
- 125000002091 cationic group Chemical group 0.000 description 1
- 239000006285 cell suspension Substances 0.000 description 1
- 238000004590 computer program Methods 0.000 description 1
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 description 1
- 230000000875 corresponding effect Effects 0.000 description 1
- 238000005260 corrosion Methods 0.000 description 1
- 230000007797 corrosion Effects 0.000 description 1
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 206010012601 diabetes mellitus Diseases 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 1
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 1
- 239000006185 dispersion Substances 0.000 description 1
- 239000007772 electrode material Substances 0.000 description 1
- 230000005672 electromagnetic field Effects 0.000 description 1
- 238000004520 electroporation Methods 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 210000000245 forearm Anatomy 0.000 description 1
- 238000007654 immersion Methods 0.000 description 1
- 238000012623 in vivo measurement Methods 0.000 description 1
- 230000006698 induction Effects 0.000 description 1
- 230000003834 intracellular effect Effects 0.000 description 1
- 238000011835 investigation Methods 0.000 description 1
- 238000009533 lab test Methods 0.000 description 1
- 210000002751 lymph Anatomy 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- 230000002503 metabolic effect Effects 0.000 description 1
- 230000004060 metabolic process Effects 0.000 description 1
- 244000005700 microbiome Species 0.000 description 1
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 1
- 230000005693 optoelectronics Effects 0.000 description 1
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 1
- 230000003204 osmotic effect Effects 0.000 description 1
- 238000010238 partial least squares regression Methods 0.000 description 1
- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
- 230000001902 propagating effect Effects 0.000 description 1
- 238000006479 redox reaction Methods 0.000 description 1
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 1
- 239000012266 salt solution Substances 0.000 description 1
- 150000003839 salts Chemical class 0.000 description 1
- 238000001179 sorption measurement Methods 0.000 description 1
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 1
- 229910001220 stainless steel Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010935 stainless steel Substances 0.000 description 1
- 230000004936 stimulating effect Effects 0.000 description 1
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 description 1
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 1
- 239000000725 suspension Substances 0.000 description 1
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 1
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 1
- 230000009466 transformation Effects 0.000 description 1
- 210000000707 wrist Anatomy 0.000 description 1
Landscapes
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
Opis wynalazku
Przedmiotem wynalazku jest sposób i układ do pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych, w szczególności do oznaczania in vitro oraz in vivo glukozy w roztworach wodnych i płynach ustrojowych, takich jak krew przy wykorzystaniu pomiarów impedancyjnych oraz pomiarów impedancyjnych zjawisk nieliniowych. Przedmioty wynalazku mają zastosowanie w diagnostyce i leczeniu chorób związanych z poziomem glukozy we krwi, w szczególności cukrzycy.
Z opisu polskiego zgłoszenia patentowego P.411223 znany jest sposób bezinwazyjnego pomiaru glukozy we krwi oraz układ optoelektroniczny do realizacji tego sposobu. Cytowany sposób pomiaru glukozy we krwi polega na oświetlaniu badanej tkanki promieniowaniem laserowym, zbieraniu zwrotnego promieniowania rozproszenia ramanowskiego za pośrednictwem sondy Ramana, rozkładaniu przez spektrometr na składowe widmowe oraz rejestrowaniu kamerą. Istotę rozwiązania stanowi to, że równocześnie mierzy się pulsoksymetrem puls i rejestruje się zmiany czasowe ilości krwi w badanym obszarze tkanek zbliżonym objętościowo do obszaru, z którego rejestrowane jest promieniowanie rozproszenia ramanowskiego. Otrzymany sygnał odpowiadający przebiegowi czasowemu pulsu wykorzystuje się do detekcji synchronicznej sygnału ramanowskiego realizowanej przez komputer sterujący. W komputerze sterującym zaimplementowano układ mnożący w czasie rzeczywistym sygnały z kamery oraz pulsoksymetru i filtru dolnoprzepustowego, eliminującego sygnały o częstotliwości pulsu i dwukrotnej częstotliwości pulsu, za pośrednictwem którego wyodrębnia się składową w sygnale ramanowskim, powodowaną rozpraszaniem na składnikach krwi od składowych powodowanych rozpraszaniem na innych składnikach badanej tkanki. Składowa powodowana rozpraszaniem na składnikach krwi jest proporcjonalna do zawartości glukozy we krwi.
Z opisu polskiego patentu PL211372B1 znany jest sposób pomiaru stężenia glukozy we krwi oraz mikrofalowy układ do jego realizacji. Przedstawiony w cytowanym patencie sposób pomiaru stężenia glukozy we krwi polega na umieszczeniu ukrwionej tkanki człowieka w strefie oddziaływania pola elektromagnetycznego układu sondy mikrofalowej, a następnie doprowadzeniu układu sond y mikrofalowej do wzbudzenia oscylacji poprzez dobór parametrów elektrycznych aktywnego układu elektronicznego, dołączonego poprzez układ sprzęgający do układu sondy mikrofalowej. Dalej przy pomocy modułu pomiarowego mierzy się częstotliwości wygenerowanego przebiegu i na ich podstawie oblicza się poziom stężenia glukozy w badanej tkance. Układ do realizacji przedstawionego powyżej sposobu charakteryzuje się tym, że badana tkanka połączona jest poprzez układ transformacji impedancji z układem sondy mikrofalowej i stanowi rezonator dla sygnału mikrofalowego rozchodzącego się pomiędzy warstwami biologicznym badanej tkanki. Co więcej, pomiędzy układem sondy mikrofalowej i modułem pomiarowym włączony jest aktywny układ elektroniczny, połączony poprzez układ sprzęgający z układem sondy mikrofalowej.
Z europejskiego patentu EP2344025B1 znany jest nieinwazyjny sposób szacowania zmian poziomu glukozy we krwi człowieka oraz urządzenia do przeprowadzenia tego sposobu. Sposób nieinwazyjnego szacowania zmian poziomu glukozy we krwi opiera się na pomiarze konduktometrycznym. Do oszacowania zmiany poziomu glukozy wykorzystano zmianę objętości przedziałów płynu śródmiąższowego w tkance mięśniowej w wyniku przesunięcia płynu pomiędzy przedziałami wewnątrzkomórkowymi i zewnątrzkomórkowymi spowodowanego przez zmianę ciśnienia osmotycznego płynów zewnątrzkomórkowych, które jest z kolei skorelowane z poziomem glukozy. Płyny zewnątrzkomórkowe obejmują, oprócz płynu śródmiąższowego, krew i limfę. Poziom glukozy w tych wszystkich płynach jest niemal identyczny.
W stanie techniki znane są również sposoby oceny stężenia glukozy w płynach ustrojowych oraz roztworach wodnych za pośrednictwem pomiarów impedancyjnych, z wykorzystaniem elektrochemicznej spektroskopii impedancyjnej (ang. Electrochemical Impedance Spectroscopy, EIS). Najczęściej stosowany wariant EIS stanowi układ liniowy, w którym badana jest tylko odpowiedź układu o tej samej częstości, co przyłożony sygnał wzbudzający (patrz np. P. Łoś, M. Brischwein, A. Łukomska, Zastosowanie metod bio-impedancyjnych do badań mikroorganizmów - najnowsze osiągnięcia, Ochrona przed korozją, 9s (2012) 372-378). Liniowość badanego układu można zapewnić poprzez stosowanie odpowiednio małej amplitudy układu wzbudzającego. Przykładowo układy biologiczne i elektrochemiczne (czyli takie gdzie występują procesy wymiany ładunku, jak reakcje redox czy adsorpcja) są układami nieliniowymi, w których zjawiska nieliniowe można zaobserwować również w przypadku sygnałów wzbudzających o małej amplitudzie. Związane jest to z tym, że przyłożenie nawet krótkiego impulsu elekPL 230 147 B1 trycznego do komórki biologicznej może wzbudzić w jej błonie komórkowej pole elektryczne o wartościach rzędu 108 V/m, co jest możliwe dzięki grubości błony komórkowej z zakresu 7,5-10,0 nm. Indukowanie wysokich natężeń pól elektrycznych w błonach komórkowych wykorzystywane jest np. w elektroporacji. Dla układów nieliniowych impedancja badanego układu jest funkcją amplitudy i częstości przyłożonego sygnału, a odpowiedź prądowa na przyłożony sygnał AE(at) = AEo cos(at), gdzie AE(at) jest potencjałem przyłożonego sygnału, a AEo jest jego amplitudą, może być przedstawiona za pomocą szeregu:
Ai(at) = Ai(AEo, at) + Ai(AEo, 2at) + Ai(AEo, 3at)+ ...
gdzie Ai(AEo, at) jest odpowiedzią podstawową (fundamentalną) i Ai(AEo, mat) jest m-tą składową harmoniczną rejestrowanej odpowiedzi prądowej.
Sposób nieinwazyjnego określania stężenia glukozy we krwi w oparciu o pomiary impedancyjne znany jest między innymi z amerykańskiego zgłoszenia patentowego US2002155615A1. Cytowany sposób opiera się na modelu liniowym korelacji pierwszego rzędu pomiędzy stężeniem glukozy i impedancją całkowitą, natomiast zastosowany model liniowy bierze pod uwagę tempo zmian stężenia glukozy. Otrzymane współczynniki wykorzystywane są w funkcji aproksymującej, która została zdefiniowana we wcześniejszych badaniach przeprowadzonych metodą inwazyjną.
Pomiary impedancyjne liniowe mogą być wykorzystane do oznaczeń ilościowych zawartości glukozy w roztworach wodnych w szerokim zakresie stężeń. Zarówno część rzeczywista, jak i urojona, mierzonej impedancji ulega zmianom w roztworach wodnych w zależności od stężenia glukozy. Należy jednak podkreślić, że sposób oznaczania glukozy w oparciu o pomiary impedancji liniowej wymaga, aby utrzymywany był stały ilościowy i jakościowy skład matrycy badanego roztworu. Ewentualna zmiana matrycy powoduje, że zmierzone wartości impedancji, a więc jej części urojonej i/lub rzeczywistej, zmienią się, co sprawia, że nie można prowadzić oznaczenia ilościowego glukozy w próbkach o zmiennej matrycy z punktu widzenia wyników pomiarów impedancyjnych. Jak wynika z powyższej dyskusji metoda pomiarów impedancji liniowej ma bardzo ograniczony zakres w oznaczeniu glukozy polegający na w przybliżeniu stałym składzie matrycy badanego roztworu. W praktyce laboratoryjnej taki warunek może być spełniony bardzo rzadko.
W publikacji naukowej Andrew M. Woodward et al. Rapid and non-invasive quantification of metabolic substrates in biological cell suspensions using non-linear dielectric spectroscopy with multivariate calibration and artificial neural networks. Principles and applications, Bioelectrochemistry and Bioenergetics, Vol. 40(2), sierpień 1996, strony 99-132 ujawniono metody analityczne, umożliwiające określanie ilościowego stężenia analitu w nieznanych próbkach, przy wykorzystaniu zmiany nieliniowego profilu dielektrycznego wytwarzanego przez analit, w wyniku metabolizmu komórek znajdujących się w analicie. Do oceny ilościowej stężenia glukozy w zawiesinie komórek biologicznych zastosowano metodę nieliniowej spektroskopii dielektrycznej (ang. Non-Linear Dielectric Spectroscopy, NLDS), w której badano odpowiedź impedancyjną układu na pobudzenie sygnałem elektrycznym zmiennym w czasie. W jednym z eksperymentów określano in vitro stężenie glukozy we krwi zwierzęcej pobranej od owcy. Do oznaczenia glukozy we krwi zwierzęcej zastosowano napięcie sinusoidalne o amplitudzie z zakresu od 0,5 do 1,5 V oraz o częstotliwości z zakresu od 10 Hz do 1 kHz. Badając odpowiedź impedancyjną układu uzyskano bardzo dobrą zgodność wyników pomiaru z modelowaniem PLS (z wykorzystaniem regresji metodą cząstkowych najmniejszych kwadratów). W publikacji tej podjęto również próbę pomiarów in vivo stężenia glukozy we krwi pacjenta, jednakże uzyskany wynik, ze względu na bardzo duży szum oraz małą powtarzalność, nie pozwolił na jednoznaczne określenie ilościowe stężenia glukozy we krwi.
Problemem technicznym stawianym przed niniejszym wynalazkiem jest zapewnienie takiego sposobu pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych, w szczególności w skomplikowanych układach płynów ustrojowych, takich jak krew, oraz układu realizującego ten sposób, które pozwolą na jakościowe i ilościowe oznaczenie in vitro oraz in vivo glukozy, szczególnie we krwi pacjentów, przy tym sposób ten będzie możliwy do realizacji nawet w próbkach o zmiennej matrycy z punktu widzenia impedancji. Co więcej, pożądane jest również aby układ realizujący pomiar stężenia glukozy w roztworach wodnych był relatywnie prosty w budowie i obsłudze, ograniczał niezbędną liczbę komponentów przy zachowaniu odpowiedniej czułości oraz stosunku sygnału do szumu i zapewniał najwyższą powtarzalność pomiarów. Nieoczekiwanie wspomniane problemy techniczne rozwiązał prezentowany wynalazek.
Pierwszym przedmiotem wynalazku jest sposób pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych, zwłaszcza we krwi, obejmujący następujące etapy:
PL 230 147 B1
a) badany układ zawierający roztwór wodny umieszcza się w strefie oddziaływania pola elektrycznego, pochodzącego z generatora,
b) pobudza się badany układ sygnałem elektrycznym zmienny w czasie,
c) rejestruje się widmo odpowiedzi impedancyjnej badanego układu na pobudzenie sygnałem elektrycznym zmiennym w czasie, charakteryzujący się tym, że sygnał elektryczny pobudzenia stanowi sygnał sinusoidalny o częstotliwości z zakresu od 0,5 kHz do 15 kHz oraz o amplitudzie z zakresu od 1V do 20 V pp.
W korzystnej realizacji wynalazku analizuje się harmoniczne w widmie odpowiedzi impedancyjnej badanego układu, korzystnie drugą harmoniczną.
W kolejnej korzystnej realizacji wynalazku odpowiedź impedancyjną badanego układu normalizuje się do amplitudy sygnału elektrycznego pobudzenia.
W następnej korzystnej realizacji wynalazku oddziaływanie pola elektrycznego z badanym układem jest bezkontaktowe lub kontaktowe.
Drugim przedmiotem wynalazku jest układ do pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych, zwłaszcza we krwi, zawierający generator sygnału elektrycznego zmiennego w czasie, układ posobny, sondę pomiarową z elektrodami, układ detekcji widma odpowiedzi impedancyjnej oraz komputer, charakteryzujący się tym, że generator sygnału elektrycznego zmiennego w czasie stanowi generator generujący sygnał sinusoidalny o częstotliwości z zakresu od 0,5 kHz do 15 kHz oraz o amplitudzie z zakresu od 1 V do 20 V pp.
W korzystnej realizacji wynalazku generator sygnału elektrycznego zmiennego w czasie stanowi generator dwukanałowy.
W kolejnej korzystnej realizacji wynalazku układ posobny stanowi układ dwukanałowych przełączanych rezystorów posobnych.
W następnej korzystnej realizacji wynalazku sonda pomiarowa jest zrównoważona i zawiera co najmniej dwie elektrody, korzystnie cztery elektrody.
Korzystnie układ detekcji widma odpowiedzi impedancyjnej stanowi karta dźwiękowa.
Równie korzystnie komputer ma zaimplementowany program szybkiej transformaty Furiera. Jeszcze korzystniej elektrody są wykonane ze stali kwasoodpornej.
Stwierdzono, że każdy z roztworów wodnych soli wykazuje charakterystyczne widmo (czyli ilość, intensywność i położenie linii harmonicznych) odpowiedzi impedancyjnej. Widmo to zależne jest zarówno od składu anionowego, jak i kationowego badanych soli. Istotną cechą sposobu pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych według niniejszego wynalazku jest to, że odpowiedź impedancyjną (czyli zarejestrowane widmo) może być normalizowana do stałej wartości intensywności linii podstawowej. W ten sposób uzyskane widmo jest niezależne od impedancji. W związku z tym prezentowany w niniejszym wynalazku sposób pomiaru stężenia glukozy wykazuje wszystkie cechy metod analitycznych oznaczeń jakościowych elektrolitów w roztworach wodnych. W przypadku oznaczanej glukozy, wraz ze wzrostem jej stężenia w roztworze elektrolitu, intensywność II linii harmonicznej spadała w stosunku do roztworu niezawierającego glukozy. Im wyższe stężenie glukozy tym tłumienie linii było większe dla każdej częstotliwości sygnału pobudzającego z przedstawionego zakresu. Oznaczenia stężenia glukozy mogą być wykonywane nawet w elektrolitach o złożonym składzie/matrycy, ponieważ czułość (granica oznaczalności) oznaczania pewnego składnika może zmieniać się w szerokim zakresie w zależności od warunków pomiaru, takich jak amplituda sygnału przyłożonego, materiał elektrod i geometria elektrod (kształt i wielkość). Ponadto w sposobie pomiaru stężenia glukozy według niniejszego wynalazku nie jest istotna wartość impedancji badanego układu, ponieważ wynik jest normalizowany do stałej amplitudy sygnału przyłożonego lub do stałej amplitudy linii fundamentalnej widma odpowiedzi impedancyjnej, poprzez dobór amplitudy analizowanej odpowiedzi układu badanego. Sposób według wynalazku może być wykorzystany zarówno do badań zawartości glukozy w sposób kontaktowy czyli taki, że elektrody/sensory są w bezpośrednim kontakcie z badanym roztworem oraz w sposób bezkontaktowy, czyli bez bezpośredniego kontaktu z badanym roztworem. W pierwszym przypadku sposób według wynalazku może być zastosowany do badań laboratoryjnych (in vitro) po pobraniu próbki krwi, a w drugim (pomiar bezkontaktowy) w pomiarze in vivo. Prezentowane rozwiązanie w drugim przypadku nie wymaga więc pobierania próbki krwi, a pomiar może być wykonany poprzez kontakt elektrod pomiarowych ze skórą np. na nadgarstku, przedramieniu itp. Prezentowany sposób pomiaru stężenia glukozy umożliwia więc wykonywanie i zapisywanie automatycznie wielu pomiarów stężenia glukozy we krwi in vivo bez żadnego udziału pacjenta. Należy również pokreślić, że układ realizujący pomiar stężenia glukozy
PL 230 147 B1 w roztworach wodnych jest relatywnie prosty w budowie i obsłudze, ogranicza niezbędną liczbę komponentów przy zachowaniu odpowiedniej czułości oraz stosunku sygnału do szumu i zapewnia najwyższą powtarzalność pomiarów.
Przykładowe realizacje wynalazku zaprezentowano na rysunku, na którym fig. 1 przedstawia schemat blokowy układu do pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych według jednej realizacji niniejszego wynalazku, natomiast fig. 2 przedstawia widma odpowiedzi impedancyjnej badanego układu odpowiednio dla różnych stężeń glukozy.
P r z y k ł a d 1
Na fig. 1 przedstawiono schemat blokowy układu do pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych według jednej realizacji niniejszego wynalazku. W ogólności wspomniany układ do pomiaru stężenia glukozy zawiera generator sygnału elektrycznego zmiennego w czasie 1, który w niniejszej realizacji przedmiotowego wynalazku, przyjął postać dwukanałowego generatora sygnału sinusoidalnego, dostępnego komercyjnie pod nazwą RIGOL DG1032Z. Do dwukanałowego generatora sygnału sinusoidalnego 1 przyłączony jest układ posobny 2, który w niniejszej realizacji przyjął postać zespołu dwukanałowego przełączanych rezystorów posobnych. Zadaniem zespołu dwukanałowego przełączanych rezystorów posobnych jest możliwość nałożenia sygnału wzbudzającego prądowego, napięciowego lub mieszanego w zależności od nastawy zmienianych płynnie wartości rezystorów od 0 kQ do 1 kQ. W jednej z możliwych realizacji niniejszego wynalazku w skład układu posobnego 2 wchodzi potencjostat SI1287. Dalej układ posobny 2 połączony jest z sondą pomiarową 3 elektrodami, która stanowi jeden z najistotniejszych elementów układu do pomiaru stężenia glukozy. W prezentowanym przykładzie realizacji wynalazku sonda pomiarowa 3 stanowi zrównoważoną sondę pomiarową wyposażoną w cztery elektrody wykonane ze stali kwasoodpornej o grubości ok. 2 mm i długości 5 cm, przy czym odległość pomiędzy elektrodami zewnętrznymi wynosi ok. 1 cal. Jest to zatem sonda pomiarowa 3 czteroelektrodowa symetryczna. Liczba elektrod w sondzie pomiarowej 3 nie stanowi jednak ograniczenia niniejszego wynalazku, a w innych przykładach realizacji sonda pomiarowa 3 może obejmować jedynie dwie elektrody. W przypadku zastosowania układu dwuelektrodowego elektrody wstrzykujące sygnał pobudzający są równocześnie elektrodami, na których analizowana jest odpowiedź układu badanego. Z tego powodu odpowiedź badanego układu na sinusoidalny sygnał pobudzający jest często bardziej złożona, natomiast układ dwuelektrodowy cechuje się prostotą, niezawodnością, łatwiejszą obsługą oraz niższymi kosztami wytworzenia, w szczególności dotyczy to sondy pomiarowej 3, ale przekłada się również na urządzenie pomiarowe. Sygnał z sondy pomiarowej 3 trafia na układ detekcji widma odpowiedzi impedancyjnej 4, który w niniejszej realizacji wynalazku stanowi karta dźwiękowa UR22, oferowana przez Steinber-Yamaha. Dalej zarejestrowane przez układ detekcji 4 widmo odpowiedzi impedancyjnej z badanego analitu przesyłane jest do komputera 5, w którym zaimplementowano program do Szybkiej Transformaty Fouriera celem analizy zarejestrowanego widma. Połączenie pomiędzy komputerem 5 i układem detekcji 4 może odbyć się w dowolny sposób, w tym bezprzewodowo lub przewodowo, np. za pośrednictwem złącz USB i odpowiedniego kabla USB. W jednej z realizacji wynalazku komputer 5 z zaimplementowanym programem do analizy widma może przyjąć postać oscyloskopu cyfrowego, np. RIGOL DS. 1054. Przedstawiony schematycznie układ do pomiaru stężenia glukozy może przyjąć postać osobnego urządzenia, zawierającego wszelkie niezbędne komponenty zintegrowane w jednej obudowie, lub też może stanowić zestawienie osobnych elementów tworzących układ pomiarowy.
Sposób pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych, w szczególności we krwi pacjentów, według jednej realizacji niniejszego wynalazku polega na umieszczeniu badanego układu zawierającego roztwór wodny w strefie oddziaływania pola elektrycznego. Wspomniane pole elektryczne generowane jest przez wymieniony wyżej generator sygnału elektrycznego zmiennego w czasie 1. W przypadku realizacji pomiaru w układzie in vitro próbka krwi pobrana od pacjenta umieszczana jest w odpowiednim naczyniu, do którego wprowadzana jest sonda pomiarowa 3, np. czteroelektrodowa zrównoważona sonda pomiarowa, tak aby wszystkie elektrody miały kontakt z badanym analitem. Zatem strefę oddziaływania pola elektrycznego w tym przypadku stanowi naczynie z analitem oraz sonda pomiarowa 3. W następnym etapie pobudza się badany układ sygnałem elektrycznym zmiennym w czasie, generowanym przez generator sygnału 1. Badany układu pobudzany jest sygnałem sinusoidalnym o częstotliwości z zakresu 0,5 kHz do 15 kHz oraz o amplitudzie z zakresu od 1 V do 20 V pp. Co więcej, pobudzenie układu następuje z generatora dwukanałowego, co pozwala na wykorzystanie wszystkich znanych z literatury zalet zastosowania sondy czwórnikowej tzn. sondy czteroelektrodowej, symetrycznej (czyli zrównoważonej).
PL230 147 Β1
Badany układ, tj. zawierający roztwór wodny z danym stężeniem glukozy, w wyniku pobudzenia sygnałem elektrycznym zmiennym w czasie, generuje odpowiedź impedancyjną rejestrowaną w postaci widma częstotliwościowego przez układ detekcji 4, np. wspomnianą wyżej kartę dźwiękową UR22. Układ detekcji 4 połączony z kolei jest z komputerem 5, na którym, dzięki zastosowaniu zaimplementowanego programu komputerowego, przeprowadzana jest analiza rejestrowanego widma odpowiedzi impedancyjnej badanego układu. W widmie odpowiedzi impedancyjnej można wyróżnić kolejne harmoniczne sygnału, powstające w wyniku nieliniowości badanego układu. Analiza kolejnych harmonicznych odpowiedzi, w szczególności drugiej harmonicznej, pozwala na określenie jakościowe i ilościowe stężenia glukozy w roztworze wodnym, takim jak krew. W przypadku realizacji sposobu pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych in vivo, umieszczenie badanego układu zawierającego roztwór wodny w strefie oddziaływania pola elektrycznego obejmuje np. przyłożenie odpowiednio skonstruowanej do tego celu sondy pomiarowej 3 do skóry pacjenta i następne pobudzenie badanego układu sygnałem elektrycznym zmiennym w czasie. Pozostałe etapy sposobu pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych według niniejszego wynalazku są analogiczne z tymi, dla przypadku przedstawionego powyżej pomiaru in vitro.
Przykład 2
Wykonano pomiary impedancyjnych zjawisk nieliniowych w roztworach 0,05 M NaCI oraz 0,05 M K2SO4 zawierających glukozę o stężeniach 0,25 M, 0,5 M przy zastosowaniu sondy symetrycznej czteroelektrodowej 3. Zanurzenie sondy pomiarowej 3 w roztworze wynosiło ok. 2 mm i było utrzymywane poprzez stosowanie stałej objętości badanego roztworu w naczyniu pomiarowym. Pomiary wykonywano w potencjale obwodu otwartego w zakresie częstotliwości od 0,5 kHz do 15 kHz przy amplitudzie wynoszącej 10 V pp. Zaletą stosowania wysokich wartości amplitudy sygnału pobudzającego jest uzyskanie bardzo dobrego stosunku sygnału do szumów co poprawia precyzję i powtarzalność pomiarów NLDS. Otrzymane wyniki zostały znormalizowane poprzez dostosowanie sygnału głównego do tego samego poziomu -11-12 dB. Przedstawione na widmach (fig. 2) linie harmoniczne wyrażone są w jednostkach ujemnych co oznacza, że im większa wartość wyrażona w decybelach w Tabelach i na wykresach tym mniejsza intensywność linii.
Tabele od 1 do 5 przedstawiają wartości intensywności kolejnych harmonicznych widm impedancyjnych zarejestrowanych dla różnych stężeń glukozy w roztworach 0,05 M NaCI przy różnych częstotliwościach sygnału pobudzającego. Dodatkowo na figurze 2 przedstawiono widma impedancji nieliniowej w roztworach 0,05 M NaCI, zarejestrowane przy częstotliwości 500 Hz: a) OM glukozy, b) 0,25M glukozy, c) 0,50 M glukozy.
Tabela 1. Zależność intensywności linii harmonicznych od stężenia glukozy w roztworze 0,05 M NaCI przy częstotliwości 500 Hz
| Stężenie glukozy w 0,05 M NaCI | Częstotliwość 500 Hz, Amplituda 10 V pp | ||||||
| I 500 Hz (linia podstawowa) | II 1000 Hz | III 1500 Hz | IV 2000 Hz | V 2500 Hz | VI 3000 Hz | VII 3500 Hz | |
| 0,00 M | 10,8 | 64,5 | 60,0 | 79,2 | 75,9 | 95,0 | 85,4 |
| 0,25 M | 10,7 | 71,6 | 63,1 | 95,6 | 80,1 | 111,8 | 93,1 |
| 0,50 M | 10,7 | 74,7 | 61,6 | 91,5 | 80,0 | 114,3 | 92,7 |
PL230 147 Β1
Tabela 2. Zależność intensywności linii harmonicznych od stężenia glukozy w roztworze 0,05 M NaCI przy częstotliwości 1 kHz.
| Stężenie glukozy w 0,05 M NaCI | Częstotliwość 1 KHz, Amplituda 10 V pp | ||||||
| I 1 kHz {linia podstawowa) | II 2 kHz | III 3 kHz | IV 4 kHz | V 5 kHz | VI 6 kHz | VII 7 kHz | |
| 0,00 M | 11,8 | 65,1 | 64,1 | 91,8 | 82,4 | 105,0 | 105,3 |
| 0,25 M | 75,5 | 68,3 | 99,2 | 84,6 | 111,5 | 97,2 | |
| 0,50 M | 76,2 | 68,5 | 103,8 | 87,5 | 109,7 | 97,7 |
Tabela 3. Zależność intensywności linii harmonicznych od stężenia glukozy w roztworze 0,05 M NaCI przy częstotliwości 6 kHz.
| Stężenie glukozy w 0,05 M NaCI | Częstotliwość 6 kHz, Amplituda 10 V pp | ||||||
| I 6 kHz (linia podstawowa) | 11 12 kHz | III 18 kHz | IV 24 kHz | V 30 kHz | VI 36 kHz | VII 42 kHz | |
| 0,00 M | 10,5 | 87,5 | 84,6 | 112,1 | 98,7 | 111,8 | 102,0 |
| 0,25 M | 10,5 | 89,9 | 83,3 | 107,4 | 99,2 | 110,5 | 102,2 |
| 0,50 M | 10,1 | 94,9 | 82,0 | 110 | 99,3 | 111,3 | 101,5 |
Tabela 4. Zależność intensywności linii harmonicznych od stężenia glukozy w roztworze 0,05 M NaCI przy częstotliwości 10 kHz.
| Stężenie glukozy w 0,05 M NaCI | Częstotliwość 10 kHz, Amplituda 10 V pp | |||
| I 10 kHz (linia podstawowa) | II 20 kHz | III 30 kHz | IV 40 kHz | |
| 0,00 M | 11,7 | 88,0 | 84,4 | 110,7 |
| 0,25 M | 11,8 | 95,1 | 89,2 | 109,6 |
| 0,50 M | 11,3 | 101,1 | 88,5 | 110,7 |
Tabela 5. Zależność intensywności linii harmonicznych od stężenia glukozy w roztworze 0,05 M NaCI przy częstotliwości 15 kHz.
| Stężenie glukozy w 0,05 M NaCI | Częstotliwość 15 kHz, Amplituda 10 V pp | ||
| I 15 kHz (linia podstawowa) | II 30kHz | III 45 kHz | |
| 0,00 M | 10,8 | 87,6 | 89,0 |
| 0,25 M | 10,8 | 96,7 | 94,2 |
| 0,50 M | 10,4 | 101,3 | 92,3 |
PL230 147 Β1
Z Tabel 1-5 oraz z widm przedstawionych na figurze 2 wyraźnie widać, że dodatek glukozy do roztworu elektrolitu NaCI skutkuje obniżeniem intensywności II linii harmonicznej dla każdej z badanych częstotliwości sygnału pobudzającego. Im większe stężenie glukozy tym większe obniżenie II linii harmonicznej. Sposób pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych według niniejszego wynalazku może być więc wykorzystany do oznaczeń jakościowych i ilościowych glukozy w roztworach wodnych.
Kolejne Tabele od 6 do 10 przedstawiają wartości intensywności kolejnych harmonicznych widm impedancyjnych zarejestrowanych dla różnych stężeń glukozy w roztworach 0,05 M NaCI przy różnych częstotliwościach sygnału pobudzającego.
Tabela 6. Zależność intensywności linii harmonicznych od stężenia glukozy w roztworze 0,05 M K2SO4 przy częstotliwości 500 Hz.
| Stężenie glukozy w 0,05 M K2SO4 | Częstotliwość 500 Hz, Amplituda 10 V pp | ||||||
| I 500 Hz (linia podstawowa) | II 1000 Hz | III 1500 Hz | IV 2000 Hz | V 2500 Hz | VI 3000 Hz | VII 3500 Hz | |
| 0,00 M | 10,8 | 65,2 | 67,1 | 85,4 | 71,8 | 103,4 | 80,4 |
| 0,25 M | 11,2 | 68,7 | 54,4 | 96,3 | 72,1 | 106,3 | 85,8 |
| 0,50 M | 10,4 | 70,3 | 53,1 | 85,5 | 69,7 | 90,2 | 87,3 |
Tabela 7. Zależność intensywności linii harmonicznych od stężenia glukozy w roztworze 0,05 M K2SO4 przy częstotliwości 1 kHz.
| Stężenie glukozy w 0,05 M K2SO4 | Częstotliwość 500 Hz, Amplituda 10 V pp | ||||||
| I 500 Hz (linia podstawowa) | II 1000 Hz | III 1500 Hz | IV 2000 Hz | V 2500 Hz | VI 3000 Hz | VII 3500 Hz | |
| 0,00 M | 10,8 | 65,2 | 67,1 | 85,4 | 71,8 | 103,4 | 80,4 |
| 0,25 M | 11,2 | 68,7 | 54,4 | 96,3 | 72,1 | 106,3 | 85,8 |
| 0,50 M | 10,4 | 70,3 | 53,1 | 85,5 | 69,7 | 90,2 | 87,3 |
Tabela 8. Zależność intensywności linii harmonicznych od stężenia glukozy w roztworze 0,05 M K2SO4 przy częstotliwości 6 kHz
| Stężenie glukozy w 0,05 M K2SO4 | Częstotliwość 6 kHz, Amplituda 10 V pp | ||||||
| I 6 kHz (linia podstawowa) | 11 12 kHz | III 18 kHz | IV 24 kHz | V 30 kHz | VI 36 kHz | VII 42 kHz | |
| 0,00 M | 10,4 | 77,5 | 80,3 | 109,2 | 97,5 | 110,5 | 102,1 |
| 0,25 M | 10,1 | 79,9 | 74,0 | 103,6 | 100,4 | 110,8 | 101,7 |
| 0,50 M | 10,9 | 83,7 | 77,2 | 111,2 | 99,4 | 110,8 | 102,5 |
PL230 147 Β1
Tabela 9. Zależność intensywności linii harmonicznych od stężenia glukozy w roztworze 0,05 M K2SO4 przy częstotliwości 10 kHz.
| Stężenie glukozy w 0,05 M K2SO4 | Częstotliwość 10 kHz, Amplituda 10 V pp | |||
| I 10 kHz (linia podstawowa) | II 20 kHz | III 30 kHz | IV 40 kHz | |
| 0,00 M | 11,7 | 81,1 | 84,2 | 109,5 |
| 0,25 M | 12,3 | 86,4 | 82,5 | 109,7 |
| 0,50 M | 11,3 | 87,4 | 80,1 | 109,0 |
Tabela 10. Zależność intensywności linii harmonicznych od stężenia glukozy w roztworze 0,05 M K2SO4 przy częstotliwości 15 kHz
| Stężenie glukozy w 0,05 M K2SO4 | Częstotliwość 15 kHz, Amplituda 10 V pp | ||
| I 15 kHz (linia podstawowa) | II 30kHz | III 45 kHz | |
| 0,00 M | 10,7 | 84,6 | 86,7 |
| 0,25 M | 11,4 | 88,0 | 86,0 |
| 0,50 M | 10,4 | 96,1 | 84,7 |
Podobnie jak w przypadku NaCI na podstawie otrzymanych wyników (patrz Tabele 6-10) stwierdzono jednoznacznie, że dodatek glukozy do roztworu elektrolitu K2SO4 skutkuje obniżeniem intensywności II linii harmonicznej dla każdej z badanych częstotliwości sygnału pobudzającego. Im większe stężenie glukozy tym większe obniżenie II linii harmonicznej. Sposób pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych według niniejszego wynalazku może być więc wykorzystany do oznaczeń jakościowych i ilościowych glukozy w roztworach wodnych.
Claims (11)
1. Sposób pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych, zwłaszcza we krwi, obejmujący następujące etapy:
a) badany układ zawierający roztwór wodny umieszcza się w strefie oddziaływania pola elektrycznego, pochodzącego z generatora,
b) pobudza się badany układ sygnałem elektrycznym zmiennym w czasie,
c) rejestruje się widmo odpowiedzi impedancyjnej badanego układu na pobudzenie sygnałem elektrycznym zmiennym w czasie, znamienny tym, że sygnał elektryczny pobudzenia stanowi sygnał sinusoidalny o częstotliwości z zakresu od 0,5 kHz do 15 kHz oraz o amplitudzie z zakresu od 1 V do 20 V pp.
2. Sposób według zastrz. 1, znamienny tym, że analizuje się harmoniczne w widmie odpowiedzi impedancyjnej badanego układu, korzystnie drugą harmoniczną.
3. Sposób według zastrz. 1 albo 2, znamienny tym, że odpowiedź impedancyjną badanego układu normalizuje się do amplitudy sygnału elektrycznego pobudzenia.
4. Sposób według któregokolwiek z zastrz. od 1 do 3, znamienny tym, że oddziaływanie pola elektrycznego z badanym układem jest bezkontaktowe lub kontaktowe.
PL 230 147 B1
5. Układ do pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych, zwłaszcza we krwi, zawierający generator sygnału elektrycznego zmiennego w czasie (1), układ posobny (2), sondę pomiarową (3) z elektrodami, układ detekcji widma odpowiedzi impedancyjnej (4) oraz komputer (5), znamienny tym, że generator sygnału elektrycznego zmiennego w czasie (1) stanowi generator generujący sygnał sinusoidalny o częstotliwości z zakresu od 0,5 kHz do 15 kHz oraz o amplitudzie z zakresu od 1 V do 20 V pp.
6. Układ według zastrz. 5, znamienny tym, że generator sygnału elektrycznego zmiennego w czasie (1) stanowi generator dwukanałowy.
7. Układ według zastrz. 5 albo 6, znamienny tym, że układ posobny (2) stanowi układ dwukanałowych przełączanych rezystorów posobnych.
8. Układ według któregokolwiek z zastrz. od 5 do 7, znamienny tym, że sonda pomiarowa (3) jest zrównoważona i zawiera co najmniej dwie elektrody, korzystnie cztery elektrody.
9. Układ według któregokolwiek z zastrz. od 5 do 8, znamienny tym, że układ detekcji widma odpowiedzi impedancyjnej (4) stanowi karta dźwiękowa.
10. Układ według któregokolwiek z zastrz. od 5 do 9, znamienny tym, że komputer (5) ma zaimplementowany program szybkiej transformaty Furiera.
11. Układ według któregokolwiek z zastrz. od 5 do 10, znamienny tym, że elektrody są wykonane ze stali kwasoodpornej.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| PL419099A PL230147B1 (pl) | 2016-10-13 | 2016-10-13 | Sposób i układ do pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| PL419099A PL230147B1 (pl) | 2016-10-13 | 2016-10-13 | Sposób i układ do pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| PL419099A1 PL419099A1 (pl) | 2018-04-23 |
| PL230147B1 true PL230147B1 (pl) | 2018-09-28 |
Family
ID=61965310
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| PL419099A PL230147B1 (pl) | 2016-10-13 | 2016-10-13 | Sposób i układ do pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| PL (1) | PL230147B1 (pl) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| PL449634A1 (pl) * | 2024-08-30 | 2025-02-03 | Politechnika Warszawska | Urządzenie do monitorowania markerów metabolicznych w pocie oraz sposób jego wytwarzania |
-
2016
- 2016-10-13 PL PL419099A patent/PL230147B1/pl unknown
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| PL449634A1 (pl) * | 2024-08-30 | 2025-02-03 | Politechnika Warszawska | Urządzenie do monitorowania markerów metabolicznych w pocie oraz sposób jego wytwarzania |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| PL419099A1 (pl) | 2018-04-23 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Grossi et al. | Electrical Impedance Spectroscopy (EIS) characterization of saline solutions with a low-cost portable measurement system | |
| Zamora et al. | Potentiometric textile-based pH sensor | |
| CA2093922C (en) | A device for measurement of electrical impedance of organic and biological materials | |
| Baidillah et al. | Electrical impedance spectro-tomography based on dielectric relaxation model | |
| US10765352B2 (en) | Multi-sensor non-invasive blood glucose monitoring instrument based on impedance spectroscopy-optical method | |
| EP3409190A1 (en) | Measuring wound healing | |
| Copot et al. | Fractional order impedance model to estimate glucose concentration: in vitro analysis | |
| Song et al. | A novel dual mode microelectrode array for neuroelectrical and neurochemical recording in vitro | |
| US20190120780A1 (en) | DIAGNOSTIC METHOD AND DEVICE FOR ASSESSING HUMAN JOINT FLUID REACTIVITY TO CoCrMo ALLOY | |
| PL230147B1 (pl) | Sposób i układ do pomiaru stężenia glukozy w roztworach wodnych | |
| Coutinho et al. | Invasive electrical impedance myography at different levels of contraction of gastrocnemius muscle of rat | |
| Yoshida et al. | The theory of peripheral nerve recording | |
| Arpaia et al. | Measuring the drug absorbed by biological tissues in laboratory emulation of dermatological topical treatments | |
| PL218085B1 (pl) | Sposób i urządzenie do bezinwazyjnego badania struktury i składu chemicznego kości z eliminacją wpływu tkanek otaczających | |
| Dhar et al. | DC impedance of human blood using EIS: An appraoch to non-invasive blood glucose measurement | |
| Dai et al. | Blood impedance characterization from pulsatile measurements | |
| Olarte et al. | Using the best linear approximation as a first step to a new non-invasive glucose measurement | |
| Dudzinski et al. | Skin impedance measurements by means of novel gold sensors fabricated by direct writing | |
| Biswas et al. | Development of low cost bioimpedance analyser for analysing various biological samples | |
| Ramírez-Chavarría et al. | Analysis of impedance spectroscopy measurements of biological tissue using the distribution of relaxation times method | |
| Velarte et al. | Improving Signal Stability in a Multi-Electrode Array (MEA) System for Cardiac Biopsies | |
| Hencz et al. | Comparative electrical impedance spectroscopy study of graphene and indium tin oxide electrodes during low frequency measurements | |
| Copot et al. | Fractional order modeling of diffusion processes: A new approach for glucose concentration estimation | |
| CN109998546A (zh) | 一种人体阻抗信号质量的评价方法 | |
| Yin et al. | Research on a Non-Invasive Measuring Method of Blood Glucose Concentration Based on Electrical Impedance Spectrum |