"INSTRUMENTO DE MEDIÇÃO NÃO-INVASIVA PARA MONITORIZAÇÃO CONTÍNUA DA CONCENTRAÇÃO DE GLICOSE NO SANGUE ARTERIAL""NON-INVASIVE MEASURING INSTRUMENT FOR THE CONTINUOUS MONITORING OF BLOOD GLUCOSE CONCENTRATION"
Campo de AplicaçãoApplication field
A presente patente de invenção pertence ao campo da medição com finalidades de diagnóstico, mais especificamente medição das características do sangue in vivo utilizando sensores ópticos (Classificação Internacional de Patentes A61B-5/1455), e foi desenvolvida para possibilitar o controle contínuo das concentrações de glicose de forma não invasiva, simples, prática e portátil, utilizando um processo de medição com características totalmente inéditas que apresenta uma margem de erro significativamente menor que a dos similares existentes, além de poder ser utilizado em seres humanos e animais.The present invention belongs to the field of measurement for diagnostic purposes, more specifically measuring blood characteristics in vivo using optical sensors (International Patent Classification A61B-5/1455), and was developed to enable continuous control of blood concentrations. noninvasive glucose, simple, practical and portable, using a measurement process with totally unheard of characteristics that has a significantly lower margin of error than similar ones, and can be used in humans and animals.
Antecedentes da Invenção / Estado da TécnicaBackground of the Invention / State of the Art
Conforme é do conhecimento geral, a diabetes ou diabetes mellitus é uma doença metabólica caracterizada pelo aumento anormal da concentração de glicose (ou açúcar) no sangue, que pode causar sérios problemas de saúde (como infarto, derrame cerebral, insuficiência renal, problemas visuais e lesões de difícil cicatrização, dentre outras complicações) e tem grande incidência na população mundial - mais de 220 milhões de pessoas são diabéticas, segundo levantamentos feitos em 2009 pela Organização Mundial da Saúde.As is well known, diabetes or diabetes mellitus is a metabolic disorder characterized by an abnormal increase in blood glucose (or sugar) concentration, which can cause serious health problems (such as heart attack, stroke, kidney failure, visual problems and difficult to heal, among other complications) and have a high incidence in the world population - more than 220 million people are diabetic, according to surveys made in 2009 by the World Health Organization.
A forma mais tradicional de controle da diabetes é pela medição da glicemia (concentração de glicose no sangue) capilar que requer a análise de uma amostra de sangue obtida por meio de punção transcutânea, sendo que para um controle adequado são recomendadas cinco medições diárias da taxa glicêmica para que se possa ajustar o tratamento às necessidades individuais de cada paciente. Cabe esclarecer que o termo "sangue capilar" se refere àquele que percorre vasos sangüíneos muito finos existentes entre as artérias e as veias, pelos quais o sangue entrega o oxigênio aos tecidos.The most traditional form of diabetes control is by measuring capillary blood glucose (blood glucose concentration), which requires the analysis of a blood sample obtained by transcutaneous puncture, and for proper control five daily rate measurements are recommended. glycemic so that the treatment can be adjusted to the individual needs of each patient. It is important to clarify that the term "capillary blood" refers to the one that travels very thin blood vessels between the arteries and veins, through which the blood delivers oxygen to the tissues.
No entanto, por se tratar de procedimento invasivo, relativamente doloroso e desagradável, apresenta sérias limitações de ordem prática devido à baixa adesão dos pacientes e à obtenção de dados incompletos com poucos valores medidos durante o dia. Devido a estes fatores, começou-se a pesquisar métodos, processos e instrumentos de medição mais confortáveis para o monitoramento contínuo de glicemia, pois um único teste de glicemia conforme o efetuado atualmente em clínicas ou laboratórios é muito pouco para se fazer uma boa avaliação do paciente.However, as it is a relatively painful and unpleasant invasive procedure, it has serious practical limitations due to poor patient compliance and incomplete data with few values measured during the day. Because of these factors, more comfortable methods, processes and measuring instruments have been started for continuous blood glucose monitoring, as a single blood glucose test as currently performed in clinics or laboratories is too little to make a good assessment of patient.
A automonitorização, em todos os tipos de diabetes, é de extrema importância para a manutenção dos níveis normais de glicemia. O mais preciso dos testes é o da medida do sangue capilar citado, porém outros métodos alternativos podem ser utilizados, como a medição pela urina ou a utilização de fitas reagentes que, no entanto, são métodos indiretos de avaliação da glicemia visto que quando aparecem indícios da glicose na urina os valores geralmente estão acima de 180 mg/dl no sangue - quando o normal são valores compreendidos na faixa de 80 a 110 mg/dl. Valores "negativos" também podem esconder níveis muito baixos, mascarando a hipoglicemia.Self-monitoring in all types of diabetes is extremely important for maintaining normal blood glucose levels. The most accurate of the tests is the measurement of the mentioned capillary blood, but other alternative methods may be used, such as the measurement of urine or the use of reagent strips, which, however, are indirect methods of blood glucose assessment, since when signs appear urine glucose values are usually above 180 mg / dl in the blood - when normal range is 80 to 110 mg / dl. "Negative" values can also hide very low levels, masking hypoglycemia.
Os métodos atualmente utilizados na medição da glicemia podem ser divididos em três grandes grupos: os exames laboratoriais, os exames de "ponta de dedo" e a medição por sensores contínuos semi-invasivos.The methods currently used for measuring blood glucose can be divided into three broad groups: laboratory tests, finger-tip tests and continuous semi-invasive sensor measurement.
Os exames laboratoriais, apesar de apresentarem baixa margem de erro (da ordem de 2 a 3%), necessitam de uma amostra de sangue que é colhida do paciente e posteriormente enviada para análise em um laboratório específico. Vários são os métodos utilizados para a medição da concentração da glicose no sangue em exames laboratoriais, mas em geral é feita a separação do plasma sangüíneo por centrifugação e aplicação de enzimas específicas, como a glicose oxidase ou a hexoquinase. As enzimas causam reações químicas que levam à degradação da glicose, com a formação de algum produto que seja facilmente medido, seja através da geração de corrente elétrica (reação de oxi- redução) ou mudança de cor da mistura. Este método, no entanto, apresenta diversos inconvenientes no controle diário da glicemia: é invasivo, necessitando de uma grande quantidade de sangue quando comparado com outros métodos; demanda grande tempo de espera para o resultado (geralmente dois dias), e envolve a necessidade de deslocamento do paciente até um centro especializado para a realização do exame.Laboratory tests, despite having a low margin of error (around 2-3%), require a blood sample that is taken from the patient and subsequently sent for analysis in a specific laboratory. There are several methods used to measure blood glucose concentration in laboratory tests, but blood plasma is usually separated by centrifugation and application of specific enzymes such as glucose oxidase or hexokinase. Enzymes cause chemical reactions that lead to glucose degradation, with the formation of some product that is easily measured, either by generating electric current (oxidation reaction) or changing the color of the mixture. This method, however, has several drawbacks in daily glycemic control: it is invasive, requiring a large amount of blood when compared to other methods; It takes a long time to wait for the result (usually two days), and involves the need to move the patient to a specialized center for the exam.
Já o exame de "ponta de dedo" é feito a partir de uma pequena amostra de sangue capilar (uma ou duas gotas) colhida através de um pequeno furo realizado no dedo do paciente. A amostra de sangue é aplicada a uma fita que, por sua vez, é inserida em um dispositivo portátil que pode utilizar diferentes métodos de medição. Em geral, de maneira semelhante aos exames laboratoriais, utilizam-se fitas com enzimas específicas para a degradação da glicose, e a medição dos produtos formados é realizada pelo aparelho de medição. Este método permite que o próprio paciente realize o exame de forma rápida e prática, sendo que do início da realização do exame até a obtenção do resultado são gastos aproximadamente 5 minutos - o que faz com que este método seja o mais difundido e utilizado entre os pacientes diabéticos, existindo diversos tipos de dispositivos para esta finalidade como, por exemplo, aqueles constantes dos documentos PI0409488-3 de 20/04/2004 e PI9704928-0 de 30/09/1997 - que tratam de métodos de fabricação de tiras de teste para medição de glicose em amostra de sangue para instrumentos do tipo "ponta de dedo" - e PI9903626-6 de 12/08/1999, que trata de uma tira de teste visual da glicose no sangue, provida de duas membranas cada qual com um reagente para ocasionar uma alteração de cor mediante a análise de uma amostra de sangue.The "fingertip" examination is made from a small sample of capillary blood (one or two drops) collected through a small hole in the patient's finger. The blood sample is applied to a tape which, in turn, is inserted into a portable device that can use different measurement methods. In general, similar to laboratory tests, glucose-degrading enzyme-specific ribbons are used, and measurement of the products formed is performed by the measuring apparatus. This method allows the patient himself to perform the exam quickly and practically, and from the beginning of the examination until the result is obtained approximately 5 minutes - making this method the most widespread and used among the patients. diabetic patients, and there are several types of devices for this purpose, such as those contained in documents PI0409488-3 of 20/04/2004 and PI9704928-0 of 30/09/1997 - that deal with test strip manufacturing methods blood glucose meter for finger-type instruments - and PI9903626-6 of 12/08/1999, which deals with a visual blood glucose test strip with two membranes each with a reagent to cause a color change by analyzing a blood sample.
No entanto, apesar da pequena quantidade de sangue requerida para a realização desse tipo de medição, ainda se trata de um exame invasivo e, além disso, a exatidão da leitura pode apresentar desvios da ordem de 15%. Outro ponto a se considerar é a necessidade de treinamento do paciente que realiza o exame, pois de acordo com sua habilidade pode-se ter uma variação considerável das leituras, eventualmente capaz de ocultar a necessidade de procedimentos específicos de controle e, inclusive, acarretar em risco de agravamento do estado do clínico. Cabe lembrar também que a necessidade de utilização de lanceta ou agulha para a coleta do sangue necessário para fazer a dosagem faz com que alguns pacientes, por razões psicológicas ou econômicas, não optem pela utilização deste método.However, despite the small amount of blood required to perform this type of measurement, it is still an invasive examination and, moreover, the accuracy of the reading may deviate by 15%. Another point to consider is the need for training of the patient who performs the exam, because according to their ability, there may be a considerable variation of readings, possibly hiding the need for specific control procedures and even causing risk of worsening of the clinician's condition. It is also worth remembering that the need to use a lancet or needle to collect the blood needed to make the dosage makes some patients, for psychological or economic reasons, not choose to use this method.
Nos últimos anos, surgiram os primeiros dispositivos de medição contínua de glicemia que utilizam técnicas semi-invasivas ou não- invasivas, geralmente obtendo as leituras através de sensores cutâneos ou subcutâneos de modo a minimizar o desconforto do paciente — como, por exemplo, o apresentado no documento PI0306653-3 de 22/10/2003 que trata de um sensor implantável para determinação da concentração de glicose no sangue.In recent years, the first continuous blood glucose measuring devices using semi-invasive or non-invasive techniques have emerged, generally obtaining readings through skin or subcutaneous sensors to minimize patient discomfort - such as the one presented above. in document PI0306653-3 of 10/22/2003 which deals with an implantable sensor for determination of blood glucose concentration.
Os métodos utilizados por estes sensores são bastante diversos, mas de modo geral os sensores enzimáticos geram uma corrente elétrica proporcional à concentração de glicose no sangue através de uma reação química de oxidação da glicose, causada por meio de uma enzima de cobertura do eletrodo. Ocorre, no entanto, que tais sensores necessitam ser inseridos através da pele para entrarem em contato com o líquido intersticial e, portanto, também são invasivos. Ademais, apesar de serem considerados "contínuos" tais dispositivos geram, na realidade, leituras pontuais em intervalos de tempo curtos - da ordem de cinco a quinze minutos.The methods used by these sensors are quite diverse, but in general enzymatic sensors generate an electric current proportional to the blood glucose concentration through a chemical oxidation reaction of glucose caused by an electrode covering enzyme. However, such sensors need to be inserted through the skin to contact the interstitial fluid and are therefore also invasive. Moreover, although they are considered "continuous" such devices actually generate point readings at short time intervals - on the order of five to fifteen minutes.
A iontoforese reversa também é outro método bastante utilizado para a avaliação por meio de sensores, no qual dois eletrodos colocados sobre a pele, ao serem submetidos a uma diferença de potencial, forçam um fluxo do líquido intersticial para a superfície da pele para que nele seja feita a medição da concentração de glicose utilizando-se um sensor enzimático. Os instrumentos que utilizam tal método, no entanto, apresentam erros de leitura da ordem de 15% a 20% quando em comparação aos obtidos por meio de exames laboratoriais, podendo chegar em certas condições a um erro de 50%.Reverse iontophoresis is also another widely used method for sensor evaluation, in which two electrodes placed on the skin, when subjected to a potential difference, force a flow of interstitial fluid to the skin surface so that it can be placed on the skin. glucose concentration is measured using an enzymatic sensor. Instruments using this method, however, have reading errors of the order of 15% to 20% when compared to those obtained by laboratory tests, and may, under certain conditions, reach an error of 50%.
Outra técnica de medição que vem sendo muito pesquisada realiza a leitura por meio de emissão de luz através do sangue, sendo que alguns aparelhos que a utilizam são descritos nos seguintes documentos:Another measurement technique that has been widely researched reads through the emission of light through the blood, and some devices that use it are described in the following documents:
- US 4.890.621 de 19/01/1988: envolve a etapa de separar um "líquido claro" do sangue das proteínas e células dele constituintes, sendo que nele se localiza a glicose a ser monitorada; tal líquido claro percorre um trajeto pré-determinado entre um emissor de luz e um dispositivo de detecção de luz, utilizando a propriedade óptica para determinar o nível de glicose no sangue. No entanto, utiliza um sensor implantável e, portanto, é uma técnica invasiva;- US 4,890,621 of 1/19/1988: involves the step of separating a "clear liquid" from the blood of the proteins and constituent cells thereof, where it is located the glucose to be monitored; Such clear liquid travels a predetermined path between a light emitter and a light sensing device, using the optical property to determine the blood glucose level. However, it uses an implantable sensor and is therefore an invasive technique;
-PI 9714562-9 de 05/06/1997: trata de um instrumento para medição do nível de glicose no sangue intravascular (situado no interior de vasos sangüíneos quaisquer) de forma não-invasiva que utiliza fontes de luz (quatro comprimentos de onda diferentes, com 650, 880, 940 e 1300 nm para iluminar o fluido), fotodetectores e os níveis de DC de transmissão de cada fonte de luz;- PI 9714562-9 of 05/06/1997: deals with a non-invasive instrument for measuring intravascular blood glucose level (located within any blood vessels) using light sources (four different wavelengths) , with 650, 880, 940 and 1300 nm to illuminate the fluid), photodetectors and the transmitting DC levels of each light source;
-US 4.901.728 de 01/05/1989: trata de um instrumento que utiliza emissão de luz infravermelha para determinação não-invasiva da glicose do sangue, porém envolve a rotação óptica da luz polarizada para identificar e medir a concentração de glicose;- US 4,901,728 of 5/1/1989: This is an instrument that uses infrared light emission for noninvasive determination of blood glucose, but involves the optical rotation of polarized light to identify and measure glucose concentration;
-DE 10.2006.036.920 de 04/08/2006: descreve um método que utiliza ao menos dois comprimentos de onda de luz infravermelha irradiada, medidos em ciclos que não estão associados aos ciclos cardíacos, e sim a ciclos de medição;- DE 10.2006.036.920 of 08/04/2006: describes a method using at least two wavelengths of irradiated infrared light, measured in cycles not associated with cardiac cycles, but in measurement cycles;
-WO 9.300.855 de 03/07/1991: método para determinar a glicose por meio da emissão de um feixe de radiação infravermelha cujos comprimentos de onda são escolhidos por filtros (que são alterados durante o processo de medição por varredura - não são comprimentos de onda fixos), provenientes de uma fonte luminosa, sendo tais feixes polarizados e refletidos. Pela análise pormenorizada dos equipamentos apresentados nos documentos citados e também de diversos outros documentos que descrevem aparelhos que utilizam a emissão de luz infravermelha de forma não invasiva, nota-se que de modo geral a medição é feita em veias ou artérias, utilizando um ou diversos comprimentos de ondas com valores pontuais ou situados entre um intervalo pré-determinado. Ademais, envolvem espectrofotometria - ou seja, há uma incidência de luz após a qual são medidos ângulos, defasagens e comprimentos. Em uma descrição fundamentalmente didática, para a identificação das moléculas de glicose subtrai-se da radiação total captada pelos fotodetectores os valores conhecidos de absorção dos demais tecidos existentes no meio - como osso, vasos, epiderme, etc. - sendo que o valor final corresponde a uma determinada concentração de glicose. Outra desvantagem desses instrumentos da técnica atual reside na elevada margem de erro - situada entre 10 e 15% e que, como anteriormente mencionado, pode causar diversos transtornos.WO 9.300.855 of 7/3/1991: Method for determining glucose by emitting an infrared beam whose wavelengths are chosen by filters (which are changed during the scan measurement process - not lengths). wavelengths) from a light source, such beams being polarized and reflected. From the detailed analysis of the equipment presented in the cited documents and also from several other documents that describe devices that use non-invasive infrared light emission, it is noted that in general the measurement is done in veins or arteries, using one or several wavelengths with point values or within a predetermined range. In addition, they involve spectrophotometry - that is, there is an incidence of light after which angles, lags and lengths are measured. In a fundamentally didactic description, for the identification of glucose molecules, the known absorption values of other tissues in the environment - such as bone, vessels, epidermis, are subtracted from the total radiation captured by the photodetectors. - where the final value corresponds to a certain glucose concentration. Another disadvantage of these current technique instruments lies in the high margin of error - between 10 and 15% and which, as previously mentioned, can cause various disorders.
Apresentação da InvençãoPresentation of the Invention
Tendo em vista a demanda por um dispositivo de medição não invasivo, preciso, portátil, e de fácil operação capaz de incentivar os usuários a efetuarem o controle da taxa glicêmica com a freqüência adequada, foi desenvolvido o instrumento de medição não-invasiva para monitorização contínua da concentração de glicose no sangue arterial objeto do presente pedido de privilégio, compreendido por um dispositivo que utiliza a característica pulsátil do sangue para realizar, por meio de emissão de luz infravermelha, a medição da concentração de glicose do sangue exclusivamente arterial por meio da análise da parte contínua e alternada da luz absorvida pelo tecido vivo separadamente, sendo que a componente alternada normalmente não excede 1% a 2% da absorvância constante para o comprimento de onda de 805 nm, e 0,05 a 0,5% para o comprimento de onda de 1350 nm, o que acaba por elevar significativamente a precisão da medição resultando em valores com margem de erro inferior a 10% - ou seja, bem menor que a obtida por meio de utilização dos similares portáteis em uso atualmente.In view of the demand for an accurate, portable, easy-to-operate non-invasive measuring device capable of encouraging users to control glycemic rate at the appropriate frequency, a non-invasive measuring instrument for continuous monitoring has been developed. of the arterial blood glucose concentration which is the subject of this application, comprising a device which uses the pulsatile characteristic of blood to perform, by means of infrared light emission, the measurement of exclusively arterial blood glucose concentration by means of analysis of the continuous and alternating part of the light absorbed by living tissue separately, with the alternating component normally not exceeding 1% to 2% of constant absorbance for the wavelength of 805 nm and 0,05 to 0,5% for the length. 1350 nm, which significantly increases measurement accuracy resulting in margin values less than 10% error - that is, much lower than that obtained by using similar laptops in use today.
Assim, tem-se um instrumento portátil, de fácil operação e extremamente discreto permitindo, inclusive, seu uso em locais públicos sem causar constrangimento aos usuários, que pode operar continuamente aumentando, desta forma, a adesão de pacientes diabéticos ao tratamento. Além disso, suas características funcionais permitem que seja produzido em formatos diversos - por exemplo, em forma de anéis e/ou brincos sendo que o aprimoramento das tecnologias já existentes poderá futuramente possibilitar construções em forma de braceletes ou peças similares coma mesma confiança e praticidade, porém sempre envolvendo a transmissão das leituras efetuadas para aparelhos quaisquer que podem ser telefones celulares, computadores portáteis ou receptores tipo iiWireless" quaisquer.Thus, there is a portable instrument that is easy to operate and extremely discreet, even allowing its use in public places without causing embarrassment to users, which can operate continuously increasing the adherence of diabetic patients to treatment. In addition, its functional characteristics allow it to be produced in different formats - for example, in the form of rings and / or earrings, and the enhancement of existing technologies may in the future make it possible to construct bracelet-like or similar pieces with the same confidence and practicality. but always involving the transmission of readings taken to any handsets which may be any mobile phones, laptops or iiWireless receivers.
Este instrumento altamente portátil compreende um sensor óptico não-invasivo e um circuito eletrônico capaz de excitar os componentes ópticos do sensor, ler sinais analógicos provenientes do sensor, estimar o valor da concentração de glicose e apresentar de forma clara o valor desta medida, ou enviar por qualquer meio conhecido esta informação para um dispositivo com capacidade de recebê-la, apresentá-la e possivelmente armazená-la, permitindo assim vim acompanhamento da evolução do tratamento.This highly portable instrument comprises a non-invasive optical sensor and an electronic circuit capable of exciting the optical components of the sensor, reading analog signals from the sensor, estimating the glucose concentration value and clearly presenting the value of this measurement, or sending by any known means this information to a device capable of receiving it, presenting it and possibly storing it, thus allowing me to follow the evolution of the treatment.
No invento ora apresentado, utilizam-se preferencialmente dois comprimentos de onda fixos para atravessar o tecido, e a medição será feita exclusivamente no sangue arterial, identificado por meio da utilização da característica pulsátil do sangue para eliminar todos os demais componentes do meio.In the present invention, two fixed wavelengths are preferably used to traverse the tissue, and the measurement will be made exclusively in arterial blood, identified by using the pulsatile blood characteristic to eliminate all other components of the medium.
Em caráter ilustrativo e para melhor compreensão, o invento passará a ser mais bem descrito e detalhado com base nos desenhos anexos, nos quais:By way of illustration and for better understanding, the invention will be further described and detailed based on the accompanying drawings, in which:
A Figura 1 ilustra a aplicação da Lei de Beer no sangue arterial;Figure 1 illustrates the application of Beer's Law to arterial blood;
A Figura 2 ilustra a absorção e transmissão da luz em tecidos vivos;Figure 2 illustrates the absorption and transmission of light in living tissues;
As Figuras 3.1 e 3.2 ilustram respectivamente os sinais "brutos" e a normalização das intensidades dos sinais luminosos;Figures 3.1 and 3.2 illustrate respectively the "raw" signals and the normalization of light signal intensities;
A Figura 4 apresenta uma visão geral do sistema para medição de glicemia de pulso;Figure 4 presents an overview of the system for pulse glucose measurement;
As Figura 5.1, 5.2, 5.3 e 5.4 ilustram algumas das possíveis formas de construção para o sensor transmissivo, pelo qual a luz proveniente de dois LEDs passa através da região do corpo na qual será feita a medição (preferencialmente no dedo ou no lóbulo da orelha,) alternadamente, incidindo nos fotodetectores;Figures 5.1, 5.2, 5.3 and 5.4 illustrate some of the possible forms of construction for the transmissive sensor, whereby light from two LEDs passes through the region of the body to be measured (preferably at the finger or ear lobe). ,) alternately focusing on the photodetectors;
A Figvira 6 apresenta um exemplo de diagrama de blocos da placa de glicemia microcontrolada; A Figura 7 apresenta um exemplo de circuito conversor tensão corrente;Figvira 6 shows an example block diagram of the microcontrolled blood glucose plate; Figure 7 shows an example of a voltage to current converter circuit;
A Figura 8 apresenta um exemplo de diagrama de tempo do circuito de excitação dos LEDs;Figure 8 shows an example of the LED excitation circuit time diagram;
A Figura 9 apresenta um exemplo de amplificador diferencial de transimpedância;Figure 9 shows an example of transimpedance differential amplifier;
A Figura 10 apresenta um exemplo de circuito de amostragem e retenção;Figure 10 shows an example of sampling and holding circuitry;
A Figura 11 apresenta um exemplo de diagrama de tempo do circuito de multiplexação, eFigure 11 shows an example of a multiplexing circuit time diagram, and
A Figura 12 apres enta um exemplo de amplificador de ganho programável.Figure 12 shows an example of programmable gain amplifier.
Descrição Detalhada da InvençãoDetailed Description of the Invention
De conformidade com o quanto ilustram as figuras supra relacionadas, o instrumento de medição não-invasiva para monitorização contínua da concentração de glicose no sangue arterial objeto do presente pedido de patente de invenção é compreendido por instrumento (1) constituído, basicamente, por LED emissor de luz (2), fotodetector (3), sensor óptico não-invasivo (4) e circuito eletrônico (5).As illustrated by the above figures, the non-invasive measuring instrument for continuous monitoring of arterial blood glucose concentration object of the present patent application is comprised of an instrument (1) consisting essentially of an emitting LED (2), photodetector (3), non-invasive optical sensor (4) and electronic circuit (5).
A medição utilizada no instrumento (1) proposto para monitorização contínua e não-invasiva da concentração de glicose no sangue arterial adota os princípios da absorvância e transmitância da luz em um meio, que pode ser melhor entendido pelo estudo da Lei de Beer-Lambert ou Lei de Bouguer, que descreve a atenuação da luz que se propaga através de um meio uniforme contendo substâncias absorvedoras.The measurement used in the proposed instrument (1) proposed for continuous and noninvasive monitoring of arterial blood glucose concentration adopts the principles of light absorbance and transmittance in a medium, which can be better understood by the study of the Beer-Lambert Law or Bouguer's Law, which describes the attenuation of light propagating through a uniform medium containing absorbing substances.
Para a determinação da concentração de glicose no sangue arterial pelo instrumento proposto, utilizando o método de medição da absorvância ou transmitância da luz nos tecidos vivos, podem ser utilizados diversos comprimentos de ondas diferentes. Será também, de forma inédita até o atual desenvolvimento tecnológico do setor, utilizada a característica pulsátil do sangue arterial para distinguir entre a absorvância do sangue arterial e a de outros absorvedores.For the determination of arterial blood glucose concentration by the proposed instrument, using the method of measuring the absorbance or light transmittance of living tissues, different wavelengths may be used. It will also be unprecedented until the current technological development of the sector, using the pulsatile characteristic of arterial blood to distinguish between the absorbance of arterial blood and that of other absorbers.
Para exemplificação do método, será adotada nesta abordagem a utilização de apenas dois comprimentos de onda diferentes para realização do processo de medição, mas isto não limita o instrumento proposto a utilizar diversos comprimentos de onda diferentes para obtenção de uma melhor exatidão das medidas a serem obtidas.To exemplify the method, it will be adopted in this approach the use of only two different wavelengths to perform the measurement process, but this does not limit the proposed instrument to use several different wavelengths to obtain a better accuracy of the measurements to be obtained. .
Diferentes razões levam à escolha mais comum para os comprimentos de onda utilizados para determinação da concentração de glicose no sangue arterial. A pigmentação vermelha da pele absorve uma grande parte da luz com comprimentos de onda abaixo de 600nm e, portanto, não é adequado que se meça a absorvância da luz nessa faixa. Para servir de referência será utilizado o comprimento de onda de 805nm, pois neste valor tem-se uma baixa influência das hemoglobinas, uma vez que os espectros da absorvância da hemoglobina reduzida e da hemoglobina oxigenada são relativamente planos e muito próximos.Different reasons lead to the most common choice for the wavelengths used to determine arterial blood glucose concentration. Red pigmentation of the skin absorbs a large portion of light with wavelengths below 600nm and therefore it is not appropriate to measure light absorbance in this range. The wavelength of 805nm will be used as a reference, since this value has a low influence of hemoglobins, since the absorbance spectra of reduced hemoglobin and oxygenated hemoglobin are relatively flat and very close.
Para variações significativas da intensidade de luz transmitida através da glicose, deve-se ter um comprimento de onda na faixa de 1300nm a 2400nm. Uma boa escolha para este comprimento de onda é 1350nm, pois existem diodos emissores de luz comerciais para este valor — o que acaba por reduzir os custos de fabricação - e está dentro da faixa de valores recomendados.For significant variations in light intensity transmitted through glucose, a wavelength in the range of 1300nm to 2400nm should be provided. A good choice for this wavelength is 1350nm, as there are commercial LEDs for this value - which ultimately reduces manufacturing costs - and is within the recommended range.
Cabe mencionar que estes comprimentos de onda foram utilizados em uma montagem preferencial, porém podem ser utilizados quaisquer comprimentos de onda que atendam aos requisitos do método utilizado para realizar a medição sem que, com isso, se fuja do escopo da proteção pretendida, que envolve principalmente a utilização da característica pulsátil do sangue como elemento de distinção do meio de leitura.It is worth mentioning that these wavelengths were used in a preferred assembly, but any wavelengths that meet the requirements of the method used to perform the measurement can be used without thereby escaping the scope of the intended protection, which mainly involves the use of the pulsatile characteristic of blood as a distinguishing element of the reading medium.
A luz que se propaga através de tecidos biológicos (como no dedo ou no lóbulo da orelha, por exemplo) é absorvida por diferentes substâncias absorvedoras. Os absorvedores de luz na região de interesse são a pigmentação da pele, ossos, sangue arterial e sangue venoso. Em vez da medição da concentração da glicose no sangue arterial in vitro com uma amostra do sangue arterial, será utilizada a pulsação arterial. A Figura 1 mostra a quantidade de luz absorvida e transmitida em tecidos vivos em relação à distância.Light propagating through biological tissues (such as the finger or ear lobe, for example) is absorbed by different absorbing substances. Light absorbers in the region of interest are pigmentation of the skin, bones, arterial blood and venous blood. Instead of measuring arterial blood glucose concentration in vitro with an arterial blood sample, the arterial pulse will be used. Figure 1 shows the amount of light absorbed and transmitted in living tissues relative to distance.
As artérias contêm mais sangue durante a sístole do que durante a diástole e, por conseqüência, seu diâmetro aumenta devido ao aumento da pressão. Esse efeito ocorre apenas nas artérias e nas arteríolas, mas não nas veias. A absorvância da luz em tecidos com artérias aumenta durante a sístole, principalmente por causa do aumento da quantidade de substâncias absorvedoras e devido ao fato de o comprimento do caminho óptico d nas artérias aumentar. Essa parte alternada da absorvância total permite diferenciar a absorvância devido ao sangue venoso, uma quantidade constante do sangue arterial, e outros componentes não pulsáteis - como a pigmentação da pele (componente contínuo da absorvância total) - da absorvância relativa ao componente pulsátil do sangue arterial (componente alternado). A parte alternada da luz absorvida pelo tecido vivo normalmente não excede 1% a 2% da absorvância constante. O sinal elétrico resultante da luz transmitida, que é variante no tempo, é conhecido como sinal pletismográfico.Arteries contain more blood during systole than during diastole, and consequently their diameter increases due to increased pressure. This effect occurs only in the arteries and arterioles, but not in the veins. The absorbance of light in tissues with arteries increases during systole, mainly because of the increased amount of absorbing substances and because the length of the optic path d in the arteries increases. This alternating part of total absorbance allows us to differentiate absorbance due to venous blood, a constant amount of arterial blood, and other non-pulsatile components - such as skin pigmentation (continuous component of total absorbance) - from absorbance relative to the pulsatile component of arterial blood. (alternating component). The alternating part of light absorbed by living tissue usually does not exceed 1% to 2% of constant absorbance. The electrical signal resulting from transmitted light, which is time-varying, is known as a plethysmographic signal.
A intensidade de luz que se propaga através de um tecido durante a diástole é alto, representado por Ih, indicado nas Figuras 1 e 2. Os absorvedores que estão presentes durante a diástole são os componentes contínuos (DC). Todos os componentes DC, exceto o sangue arterial não pulsátil, podem ser representados por meio do coeficiente de extinção relativo ao comprimento de onda específico, da concentração da substância e do comprimento do caminho óptico.The light intensity that propagates through a tissue during diastole is high, represented by Ih, indicated in Figures 1 and 2. The absorbers that are present during diastole are the continuous components (DC). All DC components except non-pulsatile arterial blood can be represented by the extinction coefficient relative to the specific wavelength, substance concentration, and optical path length.
O diâmetro dos vasos arteriais é mínimo (dmjn) e então a absorvância relativa à hemoglobina arterial é mínima e a quantidade de luz transmitida é alta (Ih) e tem um pico conforme as Figuras 1 e 2.Arterial vessel diameter is minimal (dmjn) and so the absorbance relative to arterial hemoglobin is minimal and the amount of light transmitted is high (Ih) and has a peak as shown in Figures 1 and 2.
O comprimento do caminho óptico nas artérias aumenta durante a sístole à dmax indicado nas Figuras 1 e 2. A quantidade de luz absorvida encontra seu valor máximo e a quantidade de luz transmitida encontra seu valor mínimo Il indicado nas Figuras 1 e 2.The length of the optical pathway in the arteries increases during systole at dmax indicated in Figures 1 and 2. The amount of light absorbed is at its maximum value and the amount of light transmitted is at its minimum value Il as shown in Figures 1 and 2.
A intensidade de luz / que incide no fotodetector (3) é uma função do diâmetro d das artérias e arteríolas. Durante um ciclo cardíaco esse diâmetro se altera de dmi„ à dmax. Substituindo d por dmm + Ad, pode-se expressar / em função de Iu, de Ad e da parte do diâmetro que se altera de zero a dmdàcdmm com relação ao tempo. A leitura do instrumento (1) proposto será uma estimativa da concentração de glicose no sangue arterial, e a medição com dois comprimentos de onda permite distinguir as concentrações de apenas dois diferentes absorvedores (glicose e demais).The light intensity of the photodetector (3) is a function of the diameter d of the arteries and arterioles. During a cardiac cycle this diameter changes from dmi to dmax. Substituting d for dmm + Ad, we can express / as a function of Iu, Ad and the part of the diameter that changes from zero to dmdàcdmm with respect to time. The reading of the proposed instrument (1) will be an estimate of the arterial blood glucose concentration, and the measurement with two wavelengths allows to distinguish the concentrations of only two different absorbers (glucose and others).
Mas em animais encontram-se outros tipos de absorvedores presentes no sangue arterial, variando também sua concentração. Esses outros tipos absorvem luz da mesma forma que a glicose e, portanto, influenciam na medição. Assim, enquanto não forem efetuadas medições com tantos comprimentos de onda quanto existem absorvedores no sangue, não se poderá determinar as concentrações corretas de glicose nos animais.But in animals there are other types of absorbers present in the arterial blood, also varying their concentration. These other types absorb light in the same way as glucose and thus influence the measurement. Thus, until measurements are made with as many wavelengths as there are absorbers in the blood, the correct glucose concentrations in animals cannot be determined.
A concentração de glicose no sangue arterial pode ser obtida baseada na Lei de Beer como uma função da razão das absorvâncias em dois comprimentos de onda; mas devido à não linearidade dos LED's (2), do fotodetector (3) e da absorção de luz pelo tecidos, as absorvâncias tem que ser normalizadas. Este modelo resulta em uma curva de calibração teórica, que não é utilizada na prática.Arterial blood glucose concentration can be obtained based on Beer's Law as a function of the absorbance ratio at two wavelengths; but due to the non-linearity of LEDs (2), photodetector (3) and light absorption by the tissues, the absorbances have to be normalized. This model results in a theoretical calibration curve, which is not used in practice.
A intensidade de luz medida em um dado comprimento de onda tem que ser normalizada antes de ser comparada com o resultado da medição realizada em outro comprimento de onda, devido ao fato de cada LED (2) poder emitir luz com diferentes intensidades, devido às características de absorção dos componentes contínuos e a sensitividade do fotodetector (3) serem diferentes para comprimentos de onda diferentes, bem como devido à absorção do tecido e ao comprimento do absorvedor poderem variar muito de paciente para paciente. O sinal normalizado In é calculado dividindo a intensidade de luz transmitida pelo seu valor de pico máximo (I/h,1 para o comprimento de luz de 805nm e I.H,2 para o comprimento de luz de 1350nm).The light intensity measured at a given wavelength has to be normalized before being compared with the result of the measurement performed at another wavelength, because each LED (2) can emit light of different intensities, due to the characteristics absorption of the continuous components and the sensitivity of the photodetector (3) are different for different wavelengths, as well as the tissue absorption and the absorber length can vary greatly from patient to patient. The normalized signal In is calculated by dividing the transmitted light intensity by its maximum peak value (I / h, 1 for the light length of 805nm and I.H, 2 for the light length of 1350nm).
Os sinais normalizados da intensidade de luz transmitida para os comprimentos de onda são independentes do nível de luz incidente e da não linearidade do fotodetector (3), como mostrado na Figura 3. A componente AC do sinal normalizado representa apenas as variações da luz transmitida causadas pela pulsatilidade do sangue arterial e pode ser comparada com outras componentes AC. Essas componentes AC dependem dos absorvedores presentes no sangue arterial (Glicose e Outros) e do comprimento óptico d, através da variação de volume das artérias.The normalized signals of transmitted light intensity for wavelengths are independent of the incident light level and non-linearity of the photodetector (3) as shown in Figure 3. The AC component of the normalized signal represents only the transmitted light variations caused pulsatility of the arterial blood and can be compared with other AC components. These AC components depend on the absorbers present in the arterial blood (Glucose and Others) and the optical length d, by varying the volume of the arteries.
A absorvância da luz é obtida de forma normalizada calculando o logaritmo natural da intensidade de luz transmitida normalizada. Dividindo o sinal original pela intensidade de luz transmitida durante a diástole 7h, e calculando a absorvância total, calcula-se então a absorvância total apenas devido às componentes AC. A razão R dessas absorvâncias normalizadas nos comprimentos de onda de 805nm e de 1350nm (respectivamente representados por "V" e "IV" na Figura 6) depende apenas dos absorvedores de luz presentes no sangue arterial.Light absorbance is obtained in a normalized way by calculating the natural logarithm of the normalized transmitted light intensity. Dividing the original signal by the light intensity transmitted during the 7h diastole, and calculating the total absorbance, the total absorbance is then calculated only due to the AC components. The R ratio of these normalized absorbances at the 805nm and 1350nm wavelengths (respectively represented by "V" and "IV" in Figure 6) depends only on the light absorbers present in the arterial blood.
Assumindo que o comprimento do caminho óptico dj para o comprimento de luz de 805nm e di para o comprimento de luz de 1350nm são iguais, e que apenas as artérias alteram seus diâmetros, chega-se ao seguinte resultado:Assuming that the optical path length dj for the light length of 805nm and di for the light length of 1350nm are equal, and that only the arteries change their diameters, we get the following result:
<formula>formula see original document page 16</formula> onde "ε" representa o coeficiente de extinção da substância, "λ" o comprimento de onda utilizado no método de medição e "c" a concentração da substância.<formula> formula see original document page 16 </formula> where "ε" represents the extinction coefficient of the substance, "λ" the wavelength used in the measurement method and "c" the concentration of the substance.
Desta forma, a razão R não é uma função do comprimento do caminho óptico e pode ser obtida a partir da concentração da glicose no sangue arterial.Therefore, the R ratio is not a function of the optical path length and can be obtained from the concentration of arterial blood glucose.
A luz incidente que se propaga através de um tecido humano não é decomposta apenas em luz absorvida e luz transmitida como propõe a Lei de Beer. Com algumas componentes da luz ocorrem os fenômenos da reflexão e da dispersão, alterando o resultado dessa equação teórica.The incident light that propagates through a human tissue is not only broken down into absorbed light and transmitted light as proposed by the Beer Law. With some components of light occur the phenomena of reflection and scattering, altering the result of this theoretical equation.
A superfície da pele, os tecidos, os músculos, o osso e especialmente o sangue causam a dispersão da luz, que aumenta a absorvância da luz. O sangue não é um líquido homogêneo e é capaz de absorções não lineares da luz como, por exemplo, quando a concentração de glicose varia. A variação na absorção da luz não é devido somente ao aumento do comprimento do caminho óptico durante a sístole, devido a mudança de eixo das células vermelhas, que alteram também sua absorção. As células vermelhas têm o formato de um disco bicôncavo, sendo que seu diâmetro maior fica com alinhamento paralelo à direção do fluxo sangüíneo durante a diástole, enquanto que durante a sístole fica com alinhamento perpendicular à direção do fluxo. Como resultado destas propriedades, a absorvância e a refletância do sangue em movimento variam dentro de um ciclo cardíaco e com a velocidade do fluxo sangüíneo.The surface of the skin, the tissues, the muscles, the bone and especially the blood cause light scattering, which increases the absorbance of light. Blood is not a homogeneous liquid and is capable of nonlinear light absorption such as when glucose concentration varies. The variation in light absorption is not only due to the increase in the optical path length during systole, due to the change of axis of the red cells, which also alter their absorption. Red cells are shaped like a biconcave disc, and their larger diameter is aligned parallel to the direction of blood flow during diastole, while during systole is aligned perpendicular to the direction of flow. As a result of these properties, the absorbance and reflectance of blood in motion varies within a cardiac cycle and with the speed of blood flow.
Para este método de medição, sugere-se, em sua maioria, utilizar a relação R, conhecida como razão das razões ou razão da modulação, que pode ser definida aproximadamente por:For this measurement method, it is mostly suggested to use the ratio R, known as the ratio of modulation ratios, which can be roughly defined by:
<formula>formula see original document page 18</formula><formula> formula see original document page 18 </formula>
Nesta equação, a componente AC é a variação pico a pico do sinal na freqüência cardíaca e a componente DC é a média de toda a intensidade de luz transmitida, para os dois comprimentos de luz utilizados.In this equation, the AC component is the peak to peak variation of the heart rate signal and the DC component is the average of all transmitted light intensity for the two light lengths used.
Os resultados das medições da concentração de glicose no sangue arterial diferem dos resultados obtidos baseados na Lei de Beer. Um fenômeno físico chamado dispersão da luz aumenta significativamente o resultado da medição de absorção de luz. Entretanto, o instrumento (1) proposto estima a concentração da glicose no sangue arterial com exatidão suficiente para uso clínico, apresentando um erro menor que 10%. Isso se consegue devido ao fato de que será utilizada uma curva de calibração baseada em dados empíricos, pois o modelamento matemático dos efeitos da dispersão da luz para diferentes condições é muito complexo.The results of measurements of arterial blood glucose concentration differ from the results obtained based on the Beer Law. A physical phenomenon called light scattering significantly increases the result of light absorption measurement. However, the proposed instrument (1) estimates arterial blood glucose concentration sufficiently accurately for clinical use, presenting an error of less than 10%. This is due to the fact that a calibration curve based on empirical data will be used, because the mathematical modeling of the effects of light scattering for different conditions is very complex.
Uma certa quantidade de dados deve ser adquirida em estudos clínicos para fins de calibração do instrumento, contendo informações da razão R calculada pelo instrumento proposto e o valor correspondente da concentração de glicose medida utilizando-se outro medidor mais exato. Tabelas ou equações de pesquisa devem então ser utilizadas para encontrar a relação dessas duas variáveis para a leitura do instrumento (1) aqui apresentado.A certain amount of data should be acquired in clinical studies for instrument calibration purposes, containing information on the R ratio calculated by the proposed instrument and the corresponding glucose concentration value measured using another more accurate meter. Research tables or equations should then be used to find the relationship of these two variables to the reading of the instrument (1) presented here.
Para relacionar os valores calculados da razão R com o valor de concentração de glicose apresentado pelo instrumento (1), a equação da curva de calibração teórica baseada na Lei de Beer pode ser modificada, resultando em:To relate the calculated R ratio values to the glucose concentration value presented by the instrument (1), the theoretical calibration curve equation based on the Beer Law can be modified, resulting in:
<formula>formula see original document page 19</formula><formula> formula see original document page 19 </formula>
Nesta equação, os coeficientes de extinção foram substituídos pelas constantes k\. Uma outra aproximação para a representação matemática da curva de calibração é o uso de um polinômio, ou seja,In this equation, the extinction coefficients were replaced by the constants k \. Another approach to the mathematical representation of the calibration curve is the use of a polynomial, that is,
Glieemia = Icl + Ic2R + K3R2Blood Glucose = Icl + Ic2R + K3R2
Sendo que as constantes k1, k2 e k3 são determinadas por meio de estudos clínicos, a fim de se obter o melhor ajuste para a curva de calibração do instrumento (1).The constants k1, k2 and k3 are determined by clinical studies in order to obtain the best fit for the instrument calibration curve (1).
A seguir é descrito um exemplo de instrumento (1) para a medição de glicose no sangue arterial apenas para ilustrar o método, não sendo portanto o instrumento limitado aos diagramas e circuitos apresentados.The following is an example of an instrument (1) for measuring arterial blood glucose just to illustrate the method, and therefore the instrument is not limited to the diagrams and circuits shown.
As medições da concentração de glicose no sangue arterial utilizam dois diferentes comprimentos de ondas, como explicado anteriormente.Measurements of arterial blood glucose concentration use two different wavelengths, as explained above.
Dois diodos emissores de luz ou LEDs (2) - um com comprimento de onda de 805 nm e outro com comprimento de onda de 1350 nm, por exemplo - emitem luz através dos tecidos do dedo (D) de um paciente até encontrar seu respectivo fotodetector (3). Cada fotodetector (3) apresenta uma curva de resposta centralizada no comprimento de onda do diodo emissor correspondente. Os LEDs (2) devem ser alternadamente ativados a fim de se evitar influência cruzada entre os emissores e seus receptores. O sinal proveniente dos fotodetectores (3), proporcional a luz incidente proveniente dos LEDs (2) deve ser amplificado separadamente. Estes sinais são então filtrados para remover os ruídos provenientes da freqüência de chaveamento, da rede elétrica e do ambiente.Two light-emitting diodes or LEDs (2) - one with a wavelength of 805 nm and one with a wavelength of 1350 nm, for example - emit light through the tissues of a patient's finger (D) until they find their photodetector. (3). Each photodetector (3) has a response curve centered on the wavelength of the corresponding LED. The LEDs (2) must be alternately activated to avoid cross-influence between the emitters and their receivers. The signal from the photodetectors (3), proportional to the incident light from the LEDs (2) must be amplified separately. These signals are then filtered to remove noise from the switching frequency, the mains and the environment.
As componentes contínua e alternada de cada sinal proveniente do fotodetector (3) são então separadas por meio de filtros específicos e então amplificadas. Também existe uma separação da interferência luminosa do ambiente, sinal este que é amplificado quando os dois LEDs (2) estão desligados.The continuous and alternating components of each signal from the photodetector (3) are then separated by means of specific filters and then amplified. There is also a separation of light interference from the environment, which signal is amplified when both LEDs (2) are off.
Os sinais são então digitalizados por um conversor analógico digital, sendo lidos por um microcontrolador que estima o valor da concentração de glicose, mostra estes dados e envia a um computador para armazenamento e análise através de uma porta serial padrão RS-232C.The signals are then digitized by a digital analog converter, being read by a microcontroller that estimates the glucose concentration value, displays this data and sends it to a computer for storage and analysis via a standard RS-232C serial port.
A Figura 4 ilustra um sensor (4) com dois diodos emissores de luz e dois fotodetectores alinhados, sendo um conjunto para o comprimento de onda de 805 nm e outro para 1350 nm. A partir desta definição, tem-se uma placa microcontrolada (5) contendo os circuitos necessários para controlar os LEDs do sensor, condicionar o sinal captado pelos fotodetectores do sensor, controlar conversores A/D e D/A, dentre outras funções e com software embarcado. Esta placa (5) também tem a capacidade de realizar uma pré-filtragem digital dos sinais convertidos, mostrar a medida da concentração de glicose no sangue arterial e de se comunicar com um computador pessoal (6) utilizando um protocolo de comunicação próprio, através de uma porta serial do tipo RS-232C (7). Esta placa (7) trabalha com terra flutuante de acordo com as exigências das Normas Técnicas nacionais e internacionais para equipamentos eletromédicos (série de Normas IEC 60601 e ABNT NBR IEC 60601), garantindo a segurança do paciente e do operador que utilizará este sistema, utilizando uma fonte isolada (8). O sensor (4) de glicemia utilizado consiste de dois LEDs e dois fotodetectores, sendo um conjunto para o comprimento de onda de 805nm e outro para 1350nm. A luz emitida pelos LEDs é parcialmente refletida, transmitida, absorvida e dispersada pela pele, por outros tecidos e pelo sangue antes de incidir no fotodetector. A montagem do sensor (4) deve ser feita de tal forma a proteger os fotodetectores (3) da ação da luz ambiente, na faixa de resposta espectral do fotodetector (3). Deve existir um cabo flexível que conecta o sensor (4) ao instrumento (1) proposto e seja capaz tanto de fornecer energia suficiente ao funcionamento dos LEDs (2) como também conduzir o sinal elétrico proveniente dos fotodetectores (3). Optou-se por utilizar um sensor transmissivo para medir a concentração de glicose no sangue. A Figura 5 mostra um sensor transmissivo genérico.Figure 4 illustrates a sensor (4) with two light-emitting diodes and two aligned photodetectors, one set for wavelength 805 nm and one set for 1350 nm. From this definition, there is a microcontrolled board (5) containing the necessary circuits to control the sensor LEDs, condition the signal captured by the sensor photodetectors, control A / D and D / A converters, among other functions and with software. shipped. This board (5) also has the ability to digitally filter the converted signals, display the measurement of arterial blood glucose concentration and to communicate with a personal computer (6) using its own communication protocol via one RS-232C serial port (7). This plate (7) works with floating ground in accordance with the requirements of national and international Technical Standards for electromedical equipment (IEC 60601 and IEC 60601 series), ensuring the safety of the patient and the operator who will use this system using an isolated source (8). The glucose meter (4) used consists of two LEDs and two photodetectors, one set for wavelength 805nm and one set for 1350nm. The light emitted by the LEDs is partially reflected, transmitted, absorbed and scattered through the skin, other tissues and blood before it hits the photodetector. The mounting of the sensor (4) must be such as to protect the photodetectors (3) from ambient light in the spectral response range of the photodetector (3). There must be a flexible cable that connects the sensor (4) to the proposed instrument (1) and is capable of both providing sufficient power for the operation of the LEDs (2) and also conducting the electrical signal from the photodetectors (3). We chose to use a transmissive sensor to measure blood glucose concentration. Figure 5 shows a generic transmissive sensor.
Em sensores transmissivos, o fotodetector (3) tem que detectar a luz transmitida através do tecido. Portanto, deve ser colocado alinhado com os LEDs (2) de modo que a maior quantidade de luz transmitida lhe seja incidente, garantindo assim a maior detecção possível de energia luminosa. O fotodetector (3) deve ser colocado o mais perto possível da pele, exercendo a mínima força possível sobre o tecido. Se a força exercida pelo sensor for elevada, o sangue sob o tecido pode coagular devido à pressão externa aplicada. Além disso, se a distância entre os LEDs (2) e os fotodetectores (3) for aumentada - aumentando o caminho óptico a quantidade de luz detectada decresce de acordo com a Lei de Beer como visto anteriormente. Normalmente os sensores transmissivos são colocados nos dedos (D), na orelha (O) ou no nariz do paciente. No caso do instrumento proposto, foi ilustrado um sensor para colocação no dedo (D) do paciente.In transmissive sensors, the photodetector 3 has to detect light transmitted through the tissue. Therefore, it should be placed in line with the LEDs (2) so that the largest amount of light transmitted is incident to it, thus ensuring the highest possible detection of light energy. The photodetector (3) should be placed as close as possible to the skin, exerting as little force as possible on the fabric. If the force exerted by the sensor is high, blood under the tissue may coagulate due to external pressure applied. In addition, if the distance between the LEDs (2) and the photodetectors (3) is increased - increasing the optical path the amount of light detected decreases according to the Beer Law as seen above. Usually the transmissive sensors are placed on the patient's fingers (D), ear (O) or nose. In the case of the proposed instrument, a sensor for finger placement (D) of the patient was illustrated.
Os LEDs (2) são ativados alternadamente, de forma que apenas um comprimento de onda atravesse o tecido por vez e sua luz transmitida seja detectada pelo fotodetector (3) correspondente.The LEDs (2) are activated alternately so that only one wavelength crosses the tissue at a time and its transmitted light is detected by the corresponding photodetector (3).
A Figura 6 apresenta o diagrama em blocos da placa de glicemia microcontrolada utilizada no Sistema para medição proposto apresentado na Figura 2.Figure 6 presents the block diagram of the microcontrolled blood glucose plate used in the proposed measuring system presented in Figure 2.
O microcontrolador indicado na Figura 6 deve conter internamente um conversor analógico-digital de 12 bits de resolução com um multiplexador para 8 entradas analógicas e taxa máxima de conversão de 200.000 amostras por segundo, um controlador de acesso direto a memória (DMA) para as conversões analógico-digital de alta velocidade, dois conversores digital-analógico também de 12 bits de resolução, tensão de referência interna com variação máxima de 40 partes por milhão por grau centígrado, sensor de temperatura embutido e ligado ao conversor analógico-digital, 8 kbytes internos de memória flash programável pela porta serial para armazenamento de código de programa, 640 bytes internos de memória flash para armazenamento de dados sem necessidade de fonte extra para escrita dos dados, 256 bytes internos de memória RAM para armazenamento de dados, possibilidade de acesso a 16 Mbytes de memória RAM externa, possibilidade de acesso a 64 kbytes de memória com código de programa, 3 circuitos de temporizadores/contadores de 16 bits, 32 linhas de entrada/saída programáveis, 9 fontes de interrupção com 2 níveis de prioridade, capacidade para operar em três níveis de consumo de energia, um canal de comunicação serial assíncrona, um canal de comunicação compatível com o padrão IzC da PHILIPS CORPORATION,The microcontroller shown in Figure 6 must internally contain a 12-bit resolution analog-to-digital converter with a multiplexer for 8 analog inputs and a maximum conversion rate of 200,000 samples per second, a direct memory access (DMA) controller for conversions. high-speed analog to digital converter, two 12-bit resolution digital-to-analog converters, internal reference voltage with a maximum variation of 40 parts per million per degree centigrade, built-in temperature sensor and analog-to-digital converter, 8 kbytes internal Serial port programmable flash memory for program code storage, 640 internal bytes of flash memory for data storage without extra data source, 256 internal bytes of RAM for data storage, up to 16 Mbytes of external RAM, 64 kbytes of coded memory program, 3 16-bit timer / counter circuits, 32 programmable input / output lines, 9 interrupt sources with 2 priority levels, ability to operate on three power consumption levels, one asynchronous serial communication channel, a communication channel compliant with the PHILIPS CORPORATION IzC standard,
um canal de comunicação compatível com o padrão SPI da MOTOROLA, Inc, circuito de "watchdog" interno e monitor para fonte de alimentação (nos modelos testados para implementação do instrumento proposto foi utilizado o microprocessador Αϋμ0812 da ANALOG DEVICES, INC., por ser completo para a aplicação em questão, que tem núcleo compatível com a família 8051 da INTEL CORPORATION).a communication channel compatible with MOTOROLA, Inc SPI standard, internal watchdog circuit and power supply monitor (for models tested for implementation of the proposed instrument the ANALOG DEVICES, INC. microprocessor Αϋμ0812 was used as it is complete). for the application in question, which has an INTEL CORPORATION 8051 family compatible core).
O microcontrolador é responsável pela geração de todos os sinais para sincronismo dos circuitos da placa. Já o circuito de conversão tensão- corrente indicado na Figura 6, é o responsável pela excitação dos LEDs (Figura 7). Esse circuito é capaz de fornecer uma corrente pulsada de 120 mA para cada LED. O microcontrolador determina a corrente a ser fornecida a cada LED em função da absorção da luz por parte dos tecidos onde o sensor (4) está sendo utilizado, quando então disponibiliza em um de seus conversores digital-analógico interno uma tensão (V) equivalente à corrente desejada. A corrente deve ser a maior possível sem que se atinja a saturação do fotodetector (3).The microcontroller is responsible for generating all signals for synchronization of circuit boards. The voltage-current conversion circuit indicated in Figure 6 is responsible for the excitation of the LEDs (Figure 7). This circuit is capable of providing a pulsed current of 120 mA for each LED. The microcontroller determines the current to be supplied to each LED as a function of the light absorption from the tissues where the sensor (4) is being used, when it then provides in one of its internal digital-analog converters a voltage (V) equivalent to desired current. The current should be as high as possible without reaching the photodetector saturation (3).
O microcontrolador controla a quantidade de corrente que será fornecida a cada LED, ajustando dinamicamente a tensão (VLED) entregue ao circuito conversor tensão-corrente na entrada não inversora do amplificador operacional U9B, sendo que esta tensão é mudada toda vez que se alterna o LED que está aceso.The microcontroller controls the amount of current that will be supplied to each LED by dynamically adjusting the voltage (VLED) delivered to the voltage-current converter circuit at the non-inverting input of the U9B operational amplifier, and this voltage is changed each time the LED is switched. which is lit.
O referido microcontrolador também controla os sinais LEDV e LEDIV, quando em nível baixo ativam o LED de 805 nm e o LED de 1350 nm, respectivamente. Os LEDs nunca estão ligados simultâneamente, mas existe um intervalo de tempo no qual ambos estão desligados, permitindo que o microcontrolador possa também obter as influências da luz ambiente.Said microcontroller also controls the LEDV and LEDIV signals, when at low level they activate the 805 nm LED and the 1350 nm LED, respectively. The LEDs are never on simultaneously, but there is a time interval when both are off, allowing the microcontroller to also get the influences of ambient light.
Quando a linha LEDV está em nível lógico baixo, com a linha LEDIV em nível lógico alto, o microcontrolador disponibiliza em seu conversor digital-analógico a tensão proporcional à corrente desejada para o LED de 805 nm. Com a linha LEDV em nível lógico baixo, o transistor Q6 está desligado, permitindo assim que o transistor Q4 se ligue e conduza a corrente do LED através do resistor RIO. Ainda com a linha LEDV em nível lógico baixo, o transistor Ql liga, permitindo o fluxo de corrente da fonte positiva (+5VA), através do resistor R6, em direção ao anodo do LED de 805 nm (LVA), ligando então o LED de 805 nm. Estando a linha LEDIV em nível lógico alto, o transistor Q3 está desligado, sem condução de corrente, e o transistor Q5 está ligado, aterrando a base do transistor Q2, mantendo-o desligado. Neste caso o fluxo de corrente é da fonte positiva (+5VA), através de R6, do transistor Ql, do LED de 805 nm, do transistor Q4 e do resistor de realimentação RIO. A diferença de potencial em RlO é realimentada ao amplificador operacional U9B, que a compara com a tensão de referência VLED e altera a condução de corrente de Q4 de acordo com o necessário.When the LEDV line is at low logic level, with the LEDIV line at high logic level, the microcontroller provides in its digital-analog converter the voltage proportional to the desired current for the 805 nm LED. With the LEDV line at low logic level, transistor Q6 is off, thus allowing transistor Q4 to turn on and conduct the LED current through the resistor RIO. Still with the low logic LEDV line, the transistor Q1 turns on, allowing the positive source current flow (+ 5VA) through resistor R6, towards the 805 nm LED anode (LVA), then turning the LED on 805 nm. With the LEDIV line at high logic level, transistor Q3 is off, no current conduction, and transistor Q5 is on, grounding the base of transistor Q2, keeping it off. In this case the current flow is from the positive source (+ 5VA) through R6, transistor Q1, 805 nm LED, transistor Q4 and feedback resistor RIO. The potential difference in R10 is fed back to the operational amplifier U9B, which compares it to the VLED reference voltage and alters the current conduction of Q4 as needed.
Quando a linha LEDIV está em nível lógico baixo, com a linha LEDV em nível lógico alto, o microcontrolador disponibiliza em seu conversor digital-analógico a tensão proporcional à corrente desejada para o LED de 1350 nm. Com a linha LEDIV em nível lógico baixo, o transistor Q5 está desligado, permitindo assim que o transistor Q2 se ligue e conduza a corrente do LED através do resistor RIO. Ainda com a linha LEDIV em nível lógico baixo, o transistor Q3 liga, permitindo o fluxo de corrente da fonte positiva (+5VA), através do resistor R6, em direção ao anodo do LED de 1350 nm (LVK), ligando então o LED de 1350 nm. Estando a linha LEDV em nível lógico alto, o transistor Q1 está desligado, sem condução de corrente, e o transistor Q6 está ligado, aterrando a base do transistor Q4, mantendo-o desligado. Neste caso o fluxo de corrente é da fonte positiva (+5VA), através de R6, do transistor Q3, do LED de 1350 nm, do transistor Q2 e do resistor de realimentação RIO. A diferença de potencial em R10 é realimentada ao amplifícador operacional U9B, que a compara com a tensão de referência VLED e altera a condução de corrente de Q2 de acordo com o necessário.When the LEDIV line is at low logic level, with the LEDV line at high logic level, the microcontroller provides in its digital-analog converter the voltage proportional to the desired current for the 1350 nm LED. With the LEDIV line at low logic level, transistor Q5 is off, thus allowing transistor Q2 to turn on and conduct the LED current through the resistor RIO. Still with the LEDIV line at low logic level, transistor Q3 turns on, allowing the positive source (+ 5VA) current flow through resistor R6, towards the 1350 nm LED anode (LVK), then turning on the LED 1350 nm. With the LEDV line at the high logic level, transistor Q1 is off, no current conduction, and transistor Q6 is on, grounding the base of transistor Q4, keeping it off. In this case the current flow is from the positive source (+ 5VA) through R6, transistor Q3, the 1350 nm LED, transistor Q2 and the feedback resistor RIO. The potential difference in R10 is fed back to the operating amplifier U9B, which compares it to the VLED reference voltage and alters the current conduction of Q2 as needed.
No caso das linhas LEDV e LEDIV estarem ambas em nível lógico alto, todos os transistores bipolares estão desligados, não havendo condução de corrente através de nenhum dos LEDs.In case the LEDV and LEDIV lines are both at high logic level, all bipolar transistors are off, and no current is conducting through either of the LEDs.
O circuito de detecção do sensor, que detecta se há ou não sensor conectado, verifica simplesmente a saturação do amplifícador operacional U9B através da conversão analógico-digital da linha INOP, sendo que está saturado quando o sensor não está conetado.The sensor detection circuit, which detects whether or not a sensor is connected, simply checks the saturation of the U9B operational amplifier by analog-to-digital conversion of the INOP line, and is saturated when the sensor is not connected.
Na Figura 8 é apresentado o diagrama de tempo do circuito demultiplexador que aparece na Figura 6. Cada fase apresentada na Figura 8 eqüivale a um intervalo de tempo de aproximadamente 520 μ8. O sinal "LED V" corresponde ao acionamento do LED de 805 nm, enquanto que o sinal "LED IV" corresponde ao acionamento do LED de 1350 nm. O demultiplexador necessita de um atraso no seu acionamento em relação aos LEDs, devido ao tempo de resposta dos circuitos analógicos que estão entre os fotodetectores (3) e o demultiplexador. Sendo assim, os sinais de acionamento do demultiplexador apresentam um atraso em relação ao sinal de acionamento do LED correspondente. Existe também um sinal que é demultiplexado e corresponde à fase em que ambos os LEDs estão desligados. Esse sinal corresponde à interferência da luz ambiente somada aos uoffsets" dos circuitos analógicos, devendo este sinal ser também lido pelo microcontrolador a fim de eliminá-lo dos sinais correspondentes aos LEDs.Figure 8 shows the time diagram of the demultiplexer circuit shown in Figure 6. Each phase shown in Figure 8 is equivalent to a time interval of approximately 520 μ8. The "LED V" signal corresponds to the 805 nm LED trigger, while the "LED IV" signal corresponds to the 1350 nm LED trigger. The demultiplexer needs a delay in its activation in relation to the LEDs, due to the response time of the analog circuits that are between the photodetectors (3) and the demultiplexer. Therefore, the demultiplexer trigger signals are delayed from the corresponding LED trigger signal. There is also a signal that is demultiplexed and corresponds to the phase when both LEDs are off. This signal corresponds to the interference of ambient light added to the uoffsets "of the analog circuits, and this signal must also be read by the microcontroller in order to eliminate it from the LED signals.
Na fase 1 é acionado o LED de 805 nm, permanecendo o LED de 1350 nm desligado, desabilita-se a saída do demultiplexador e aguarda-se o tempo de resposta necessário do circuito analógico anterior ao demultiplexador. Na fase 2, ainda com o LED de 805 nm acionado e o LED de 1350 nm desligado, habilita-se o demultiplexador e libera-se sua saída correspondente ao circuito de amostra e retém do LED de 805 nm. Na fase 3 desliga-se os dois LEDs, desabilita- se a saída do demultiplexador e novamente aguarda-se o tempo de resposta necessário do circuito analógico anterior ao demultiplexador. Na fase 4, mantendo a mesma condição dos LEDs da fase 3, habilita-se o demultiplexador e libera-se sua saída correspondente ao circuito de amostra e retém da interferência da luz ambiente. Na fase 5 é acionado o LED de 1350 nm, permanecendo o LED de 805 nm desligado, desabilita-se a saída do demultiplexador e aguarda-se o tempo de resposta necessário do circuito analógico anterior ao demultiplexador. Na fase 6, ainda com o LED de 1350 nm acionado e o LED de 805 nm desligado, habilita-se o demultiplexador e libera-se sua saída correspondente ao circuito de amostra e retém do LED de 1350 nm. As fases 7 e 8 são idênticas as fases 3 e 4, onde novamente amostra-se a interferência da luz ambiente. Após a fase 8 volta-se a executar a fase 1.In phase 1 the 805 nm LED is activated, the 1350 nm LED is off, the demultiplexer output is disabled and the required response time of the analog circuit prior to the demultiplexer is awaited. In phase 2, still with the 805 nm LED on and the 1350 nm LED off, the demultiplexer is enabled and its output corresponding to the sample circuit is released and the 805 nm LED is retained. In phase 3 the two LEDs are switched off, the demultiplexer output is disabled and the required response time of the analog circuit prior to the demultiplexer is waited again. In phase 4, maintaining the same condition as the phase 3 LEDs, enable the demultiplexer and release its output corresponding to the sample circuit and retain from ambient light interference. In phase 5 the 1350 nm LED is activated, the 805 nm LED is off, the demultiplexer output is disabled and the required response time of the analog circuit prior to the demultiplexer is awaited. In phase 6, with the 1350 nm LED on and the 805 nm LED off, the demultiplexer is enabled and its output corresponding to the sample circuit is released and the 1350 nm LED is retained. Phases 7 and 8 are identical to phases 3 and 4, where ambient light interference is again sampled. After phase 8, phase 1 is resumed.
Como o sinal de interesse proveniente dos fotodetectores (3) implementado por dois fotodiodos é uma corrente, deve-se utilizar um amplificador diferencial de transcondutância como, por exemplo, o mostrado na Figura 9. O fotodetector (3) do sensor (4) é ligado diretamente neste circuito, sendo seu anodo ligado à linha FDA e seu catodo à linha FDK. Uma vantagem desta configuração é que se conseguem ganhos maiores com resistores menores, o que reduz o iiOffsef de saída do circuito. Outra vantagem deste circuito é a grande rejeição de modo comum, pois o ruído irá aparecer como um sinal de modo comum em ambas as entradas, sendo cancelado na saída do amplificador. É importante ressaltar que esta configuração não elimina a necessidade de uma blindagem eletrostática, mas trabalha bem em conjunto com ela, removendo o ruído que atravessa as imperfeições da blindagem.As the signal of interest from the photodetectors (3) implemented by two photodiodes is a current, a transconductance differential amplifier such as that shown in Figure 9 should be used. The photodetector (3) of the sensor (4) is directly connected to this circuit, its anode connected to the FDA line and its cathode to the FDK line. An advantage of this configuration is that larger gains are achieved with smaller resistors, which reduces the circuit output iiOffsef. Another advantage of this circuit is the large common mode rejection, as noise will appear as a common mode signal on both inputs and is canceled on the amplifier output. Importantly, this configuration does not eliminate the need for electrostatic shielding, but works well in conjunction with it, removing noise that goes through shielding imperfections.
Como o sinal proveniente do amplificador diferencial de transimpedância tem informações à respeito do sinais referentes aos LEDs e à luz ambiente, os diferentes conteúdos deste sinal necessitam ser separados para serem tratados individualizadamente pelos circuitos de filtragem (nos modelos testados, para demultiplexar estes sinais foi utilizado o componente integrado CD4051B da PHILIPS CORPORATION, desenvolvido exatamente para esta finalidade, controlado pelo microcontrolador, como descrito anteriormente). Após os sinais serem demultiplexados, entram em um circuito simples de amostragem e retenção que pode ser visto na Figura 10. Este circuito mostra o sinal, carregando o capacitor no intervalo de tempo em que o demultiplexador está com sua saída direcionada para ele, e mantém a carga quando o demultiplexador coloca a saída direcionada a ele em um estado de alta impedância, pois tanto do lado do demultiplexador quanto do lado do amplificador operacional, nesta situação, o circuito apresenta uma impedância muito elevada, da ordem de IO12 Ω. A temporização do circuito demultiplexador também está apresentada na Figura 8, e a sincronização é realizada com o circuito de excitação dos LEDs.As the signal from the transimpedance differential amplifier has information about the LED and ambient light signals, the different contents of this signal need to be separated to be handled individually by the filtering circuits (in the tested models, to demultiplex these signals was used the PHILIPS CORPORATION integrated component CD4051B, developed for exactly this purpose, controlled by the microcontroller as described above). After the signals are demultiplexed, they enter a simple sampling and retention circuit that can be seen in Figure 10. This circuit shows the signal, charging the capacitor within the time frame that the demultiplexer is output to, and maintaining the load when the demultiplexer puts the output directed to it in a high impedance state, because both the demultiplexer side and the operational amplifier side, in this situation, the circuit has a very high impedance of the order of 1012 Ω. The timing of the demultiplexer circuit is also shown in Figure 8, and synchronization is performed with the LED excitation circuit.
Os sinais já demultiplexados são então filtrados para eliminação de ruídos e separação das componentes alternada e contínua de cada sinal. No caso da componente alternada, é realizada uma filtragem adicional para se eliminar a componente contínua, pois a componente alternada representa, na maioria dos casos, uma variação de 1% a 3% do sinal total recebido pelo fotodetector (3) e, se não for realizada esta filtragem antes de passar pelo circuito de amplificação, a componente alternada ocuparia uma pequena faixa do conversor analógico-digital, o que ocasionaria grandes imprecisões no cálculo de R. Já no caso da componente contínua, realiza-se uma filtragem adicional para se eliminar a componente alternada do sinal.Already demultiplexed signals are then filtered for noise elimination and alternating and continuous separation of components from each signal. In the case of the alternating component, additional filtering is performed to eliminate the continuous component as the alternating component represents in most cases a 1% to 3% variation of the total signal received by the photodetector (3) and, if not If this filtering is performed before passing through the amplification circuit, the alternating component would occupy a small range of the analog to digital converter, which would cause major inaccuracies in the R calculation. In the case of the continuous component, additional filtering is performed to eliminate the alternating component of the signal.
Os filtros passa-baixas (filtros PB indicados na Figura 6) são filtros comuns do tipo Butterworth de segunda ordem com freqüência de corte de 5 Hz, sendo a filtragem adicional do sinal, para total eliminação da componente AC, feita pelo microcontrolador. Este filtro é aplicado nos sinais do LED de 805 nm, do LED de 1350 nm e da luz ambiente. Já os filtros passa faixas (filtros PF indicados na Figura 6) foram implementados com um filtro passa-baixa seguido de um filtro passa-alta, ambos do tipo Butterworth de segunda ordem, tendo o filtro passa-baixa uma freqüência de corte de 40Hz e o filtro passa-alta uma freqüência de corte de 0,05Hz. Esta topologia foi escolhida para o filtro passa-faixa devido à dificuldade de componentes para a configuração utilizando um único circuito.Low pass filters (PB filters shown in Figure 6) are common second order Butterworth type filters with 5 Hz cutoff frequency, and additional signal filtering for total elimination of the AC component by the microcontroller. This filter is applied to the 805 nm LED, 1350 nm LED and ambient light signals. The bandpass filters (PF filters shown in Figure 6) were implemented with a low pass filter followed by a high order filter, both of the second order Butterworth type, with the low pass filter having a cut-off frequency of 40Hz and the high pass filter a cutoff frequency of 0.05Hz. This topology was chosen for the bandpass filter due to the difficulty of components for single circuit configuration.
Após os sinais serem filtrados, são novamente multiplexados a fim de passar por um amplificador de ganho programável no qual cada sinal pode ser amplificado com um ganho diferente, e finalmente chegar à entrada do conversor analógico-digital do microcontrolador (novamente foi escolhido o componente integrado CD4051B da PHILIPS CORPORATION para este circuito, controlado também pelo microcontrolador, porém podem ser utilizados outros componentes similares já existentes ou a serem desenvolvidos).After the signals are filtered out, they are multiplexed again to pass through a programmable gain amplifier in which each signal can be amplified with a different gain, and finally to the microcontroller analog-to-digital input (again the integrated component was chosen). CD4051B from PHILIPS CORPORATION for this circuit, also controlled by the microcontroller, but other similar components may already be used or being developed).
A Figura 11 apresenta o diagrama de tempo do circuito multiplexador, sendo que também neste diagrama cada fase tem um tempo de aproximadamente 520 με. Cada sinal fica ativo na saída do multiplexador durante três fases, sendo que a letra "c" dentro de cada sinal representa a fase em que é realizada a leitura do conversor analógico-digital. O atraso relativo ao aparecimento do sinal no conversor e o início da conversão é devido ao tempo de resposta dos circuitos de multiplexação e ganho programável. Ainda na Figura 11, MUX PF V representa a saída do sinal relativo ao LED de 805 nm filtrado por seu filtro passa-faixa; MUX PB V representa a saída do sinal relativo ao LED de 805 nm filtrado por seu filtro passa-baixas; MUX PF IV representa a saída do sinal relativo ao LED de 1350 nm filtrado por seu filtro passa-faixa; MUX PB IV representa a saída do sinal relativo ao LED de 1350 nm filtrado por seu filtro passa-baixas, e MUX PB AMB representa a saída do sinal relativo à luz ambiente filtrado por seu filtro passa-baixa.Figure 11 shows the time diagram of the multiplexer circuit, and also in this diagram each phase has a time of approximately 520 με. Each signal is active at the multiplexer output for three phases, with the letter "c" within each signal representing the phase in which the analog to digital converter is read. The delay in the appearance of the signal in the converter and the start of conversion is due to the response time of the multiplexing circuits and programmable gain. Still in Figure 11, MUX PF V represents the signal output relative to the 805 nm LED filtered by its bandpass filter; MUX PB V represents the signal output relative to the 805 nm LED filtered by its low pass filter; MUX PF IV represents the signal output relative to the 1350 nm LED filtered by its bandpass filter; MUX PB IV represents the signal output relative to the 1350 nm LED filtered by its low pass filter, and MUX PB AMB represents the signal output relative to the ambient light filtered by its low pass filter.
Na fase 1 é habilitada a entrada do multiplexador relativa ao filtro passa-faixa do sinal do LED de 805 nm, programa-se o amplificador de ganho programável com o valor correspondente a esse sinal e aguarda-se o tempo de resposta necessário do circuito analógico à frente do multiplexador. Na fase 2, mantêm-se as mesmas condições da fase 1 e dispara-se o conversor analógico- digital do microcontrolador. Na fase 3, mantêm-se as mesmas condições da fase 2 e lê-se o conversor analógico-digital, que contêm o dado relativo à componente alternada do LED de 805 nm.In phase 1, the multiplexer input for the 805 nm LED signal bandpass filter is enabled, the programmable gain amplifier is programmed to the value corresponding to that signal and the required response time of the analog circuit is waited. in front of the multiplexer. In phase 2, the same conditions as in phase 1 are maintained and the analog to digital converter of the microcontroller is triggered. In phase 3, the same conditions as in phase 2 are maintained and the analog to digital converter is read, which contains the data for the alternating component of the 805 nm LED.
Na fase 4 é habilitada a entrada do multiplexador relativa ao filtro passa-baixa do sinal do LED de 805 nm, programa-se o amplificador de ganho programável com o valor correspondente a esse sinal e aguarda-se o tempo de resposta necessário do circuito analógico à frente do multiplexador. Na fase 5 mantêm-se as mesmas condições da fase 4 e dispara-se o conversor analógico- digital do microcontrolador. Na fase 6 mantêm-se as mesmas condições da fase 5 e lê-se o conversor analógico-digital, que contêm o dado relativo à componente contínua do LED de 805 nm.In phase 4, the multiplexer input for the 805 nm LED signal low pass filter is enabled, the programmable gain amplifier is programmed to the value corresponding to that signal and the required response time of the analog circuit is waited. in front of the multiplexer. In phase 5 the same conditions as in phase 4 are maintained and the analog to digital converter of the microcontroller is triggered. In phase 6 the same conditions as in phase 5 are maintained and the analog to digital converter is read, which contains the data for the continuous component of the 805 nm LED.
Na fase 7 é habilitada a entrada do multiplexador relativa ao filtro passa-faixa do sinal do LED de 1350 nm, programa-se o amplificador de ganho programável com o valor correspondente a esse sinal e aguarda-se o tempo de resposta necessário do circuito analógico à frente do multiplexador. Na fase 8 mantêm-se as mesmas condições da fase 7 e dispara-se o conversor analógico- digital do microcontrolador. Na fase 9 mantêm-se as mesmas condições da fase 8 e lê-se o conversor analógico-digital, que contêm o dado relativo à componente alternada do LED de 1350 nm.In step 7, the multiplexer input for the 1350 nm LED signal bandpass filter is enabled, the programmable gain amplifier is programmed to the value corresponding to that signal and the required response time of the analog circuit is waited. in front of the multiplexer. In phase 8 the same conditions as in phase 7 are maintained and the analog to digital converter of the microcontroller is triggered. In phase 9 the same conditions as in phase 8 are maintained and the analog to digital converter is read, which contains the data concerning the alternating component of the 1350 nm LED.
Na fase 10 é habilitada a entrada do multiplexador relativa ao filtro passa-baixa do sinal do LED de 1350 nm, programa-se o amplificador de ganho programável com o valor correspondente a esse sinal e aguarda-se o tempo de resposta necessário do circuito analógico à frente do multiplexador. Na fase 11 mantêm-se as mesmas condições da fase 10 e dispara-se o conversor analógico- digital do microcontrolador. Na fase 12 mantêm-se as mesmas condições da fase lie lê-se o conversor analógico-digital, que contêm o dado relativo à componente contínua do LED de 1350 nm.In phase 10 the 1350 nm LED signal low pass filter multiplexer input is enabled, the programmable gain amplifier is programmed to the value corresponding to that signal and the required response time of the analog circuit is waited. in front of the multiplexer. In phase 11 the same conditions as in phase 10 are maintained and the analog to digital converter of the microcontroller is triggered. In phase 12 the same conditions are maintained as in phase 1 and the analog-to-digital converter, which contains the data for the continuous component of the 1350 nm LED, is read.
Na fase 13 é habilitada a entrada do multiplexador relativa ao filtro passa-baixa do sinal da interferência da luz ambiente, programa-se o amplificador de ganho programável com o valor correspondente a esse sinal e aguarda-se o tempo de resposta necessário do circuito analógico à frente do multiplexador. Na fase 14 mantêm-se as mesmas condições da fase 13 e dispara-se o conversor analógico-digital do microcontrolador. Na fase 15 mantêm-se as mesmas condições da fase 14 e lê-se o conversor analógico-digital, que contêm o dado relativo à componente contínua da interferência da luz ambiente. Na fase 16 é lido o sinal proveniente da linha INOP pelo conversor analógico digital do microcontrolador, que serve para detectar a presença ou não do sensor de glicemia.In phase 13 the input of the multiplexer for the ambient light interference signal low pass filter is enabled, the programmable gain amplifier is programmed to the value corresponding to that signal and the required response time of the analog circuit is waited. in front of the multiplexer. In phase 14 the same conditions as in phase 13 are maintained and the analog to digital converter of the microcontroller is triggered. In phase 15 the same conditions as in phase 14 are maintained and the analog to digital converter is read, which contains the data concerning the continuous component of ambient light interference. In phase 16, the signal from the INOP line is read by the microcontroller digital analog converter, which serves to detect the presence or absence of the blood glucose sensor.
Para o amplificador de ganho programável (14) foi escolhido um circuito com um conversor digital-analógico multiplicador de 12 bits com entrada serial DAC8043 (ANALOG DEVICES, INC), como mostrado na Figura 12. Com este circuito é possível ajustar ganhos de 1 à 4095, o que nos permite uma grande faixa de ganhos com um circuito bastante simples.For the programmable gain amplifier (14) a circuit with a 12-bit digital to analog multiplier converter with serial input DAC8043 (ANALOG DEVICES, INC) was chosen, as shown in Figure 12. With this circuit it is possible to adjust gains from 1 to 4095, which allows us a wide range of gains with a fairly simple circuit.
As linhas de controle SRI_DAC, CLKDAC e LOADDAC são controladas pelo microcontrolador e são relativas ao carregamento do dado do conversor. Os ganhos são trocados para cada sinal e estes estão em fase com os sinais apresentados na Figura 11. Para os circuitos de isolação foi utilizado um módulo já disponível, denominado S.FNT.0002-4, que tem uma fonte isolada dentro das prescrições da série de Normas Técnicas NBR IEC 60601. Alimentando o módulo com +5V, este fornece duas fontes de +5V (uma para os circuitos analógicos e outra para os circuitos digitais) e uma outra fonte de -5V para os circuitos analógicos, todas já isoladas. Dentro deste módulo também é realizada a isolação dos sinais de comunicação serial, com o uso de opto-acopladores (no protótipo construído, foi utilizado o HllNl-M da FAIRCHILD SEMICONDUCTOR CORPORATION). Na saída da placa serial, e utilizando a mesma fonte de +5V utilizada para alimentar o módulo S.FNT.0002-4, foi incluído um circuito para conversão dos níveis de tensão da saída de comunicação serial ao padrão RS-232C (foi utilizado o circuito integrado MAX232C da MAXIM INTEGRATED PRODUCTS, INC, que pode ser substituído por outro de características similares).The SRI_DAC, CLKDAC, and LOADDAC control lines are controlled by the microcontroller and are relative to the data loading of the drive. Gains are exchanged for each signal and these are in phase with the signals shown in Figure 11. For the isolation circuits an already available module called S.FNT.0002-4 was used, which has an isolated source within the requirements of NBR IEC 60601 Technical Standards series. Powering the module with + 5V, it provides two + 5V sources (one for analog circuits and one for digital circuits) and another -5V source for analog circuits, all already isolated . Within this module is also performed the isolation of serial communication signals, with the use of opto-couplers (in the prototype built, was used the HllNl-M FAIRCHILD SEMICONDUCTOR CORPORATION). In the serial card output, and using the same + 5V source used to power the S.FNT.0002-4 module, a circuit was included to convert the voltage levels of the serial communication output to the RS-232C standard. the MAX232C integrated circuit from MAXIM INTEGRATED PRODUCTS, INC, which can be replaced by one of similar characteristics).
Evidentemente, podem-se conceber diversos Sistemas de Medição semelhantes a este aqui descrito, de mesma concepção básica, mas diferindo sob aspectos relativos às formas, dimensões, materiais e outros critérios de importância secundária, sem que com isso se fuja do escopo da proteção requerida. O mesmo ocorre com os circuitos e componentes, que foram apresentados como um exemplo, dentre muitos possíveis, de implementação e realização do instrumento. Tais conjuntos, porém, permanecerão indissoluvelmente ligados ao espírito e ao escopo desta patente.Of course, several Measurement Systems similar to the one described herein can be devised, of the same basic design, but differing in form, size, material and other criteria of secondary importance, without thereby departing from the scope of the protection required. . The same happens with the circuits and components, which were presented as an example, among many possible, of the implementation and realization of the instrument. Such sets, however, will remain indissolubly linked to the spirit and scope of this patent.
Assim, corolário do exposto e ilustrado, conclui-se que o invento apresenta características logísticas e funcionais completamente inéditas e, portanto, é provido dos requisitos necessários para obter o privilégio de patente de invenção aqui reivindicado..Thus, corollary of the foregoing and illustrated, it is concluded that the invention has completely unprecedented logistic and functional characteristics and is therefore provided with the necessary requirements to obtain the patent privilege claimed herein.
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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| BRPI1001332-6ABRPI1001332B1 (en) | 2010-04-07 | 2010-04-07 | NON-INVASIVE MEASUREMENT INSTRUMENT FOR CONTINUOUS MONITORING OF GLUCOSE CONCENTRATION IN ARTERIAL BLOOD |
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| BRPI1001332-6ABRPI1001332B1 (en) | 2010-04-07 | 2010-04-07 | NON-INVASIVE MEASUREMENT INSTRUMENT FOR CONTINUOUS MONITORING OF GLUCOSE CONCENTRATION IN ARTERIAL BLOOD |
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| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| B03A | Publication of a patent application or of a certificate of addition of invention [chapter 3.1 patent gazette] | ||
| B06F | Objections, documents and/or translations needed after an examination request according [chapter 6.6 patent gazette] | ||
| B06V | Preliminary requirement: patent application procedure suspended [chapter 6.22 patent gazette] | ||
| B06A | Notification to applicant to reply to the report for non-patentability or inadequacy of the application [chapter 6.1 patent gazette] | ||
| B09A | Decision: intention to grant [chapter 9.1 patent gazette] | ||
| B16A | Patent or certificate of addition of invention granted | Free format text:PRAZO DE VALIDADE: 20 (VINTE) ANOS CONTADOS A PARTIR DE 07/04/2010, OBSERVADAS AS CONDICOES LEGAIS. PATENTE CONCEDIDA CONFORME MEDIDA CAUTELAR DE 07/04/2021 - ADI 5.529/DF |