Усовершенствование высокочастотного спектрального анализа для условий in vitro или in vivo

1 Эта заявка является частичным продолжением заявки 08/103410 "Устройство и способ для высокочастотной спектроскопии с использованием спектрального анализа", поданной 6 августа 1993 г., ныне это патент США 5508203. Область изобретения Это изобретение относится к высокочастотной спектроскопии, а в частности - к повышению специфичности и точности такого анализа при определении присутствия и/или концентрации искомого химического вещества среди других веществ в тестовом образце. Предпосылки изобретения Концентрацию химического вещества в тестовом образце или пробе измеряют многими традиционными методами анализа, даже если тестовый образец содержит смесь химических веществ. Такие методы включают массспектрофотометрию, ядерный резонанс, пламенную фотометрию, проводимость и рефрактометрию. Хотя эти методы работоспособны, к сожалению их точность слишком часто прямо связана с их стоимостью. Кроме того, многие такие методы изменяют или разрушают тестовый образец во время испытаний и требуют относительно сложного оборудования. В последнее время были предприняты многочисленные попытки определения различных свойств материалов с использованием в качестве основы для анализа звука, электромагнитных волн или одиночных импульсов. В противоположность традиционному химическому анализу волновые и импульсные методы могут обеспечить неинвазивный анализ in vivo. Например, в патенте США 4679426(июль 1987 г.) раскрыт неинвазивный метод измерения концентрации химических веществ,например, хлористого натрия. На палец человека воздействовали периодическим электромагнитными волнами, имеющими частоту повторения от примерно 10 до 100 МГц и, по-видимому,ионы натрия или хлора в пальце искажали это излучение. Это искажение в виде сложной волны было получено от пальца при использовании той же пары электрод-антенна, использовавшейся для направления волн на палец. Затем искажение в виде сложной волны исследовали и обнаружили, что полученные данные связаны с концентрацией химического вещества. Глюкоза является особенно важным химическим веществом, знание уровня абсолютной концентрации которого может быть жизненно важным для диабетиков. Известны несколько методов анализа содержания сахара в крови,которые позволяют определять людям их уровни содержания глюкозы. К сожалению многие такие методы требуют инвазивного отбора проб у человека. В патенте США 4765179 (август 1988) был раскрыт один неинвазивный метод определения уровней глюкозы in vivo, в котором пе 001007 2 риодической последовательностью импульсов электромагнитной энергии, предпочтительно имеющей частоту повторения от около 1 МГц до 1 ГГц, воздействовали на палец человека. Затем анализировали искажение в виде сложной волны и обнаружили, что обеспечивается анализ уровней глюкозы в диапазоне от около 50 до 150 мгпроцент. Однако ниже примерно 110 мгпроцент была желательна тонкая подстройка электромагнитной энергии для поддержания точности измерений. Понятно, что кровь является сложным раствором. Контроль концентрации глюкозы в крови ставит существенные задачи по выделению ее среди других веществ в крови, которые могут маскировать или изменять результаты анализа. В патенте США 5508203 раскрыты неинвазивные устройство и способ определения уровня химических веществ у человека in vivo,включая глюкозу. Было описано использование частот до примерно 1 ГГц и описано устройство, которое позволяло даже непрофессионалам,включая диабетиков, определять, например,уровень глюкозы в их кровеносной системе. Изобретение, раскрытое в патенте США 5508203 полезно, хотя изобретатели обнаружили, что электролиты, например, NaCl, KCl,Na2HPO4 и КН 2 РO4, присутствующие в крови человека в различных концентрациях, могут влиять на точность измерения глюкозы при использовании этого изобретения. В организме человека концентрация глюкозы обычно находится в диапазоне от 60 мг/дл до примерно 150 мг/дл у не страдающих диабетом, и общий диапазон составляет от примерно 50 до 500 мг/дл. У человека концентрация NaCl может находиться в диапазоне от примерно 135 мМ до примерно 145 мМ. Для того, чтобы эффективно и уверенно регистрировать глюкозу и/или измерять ее концентрацию в крови, желательно, чтобы чувствительность составляла примерно 10 мг/дл. Современное неинвазивное лабораторное чувствительное оборудование для анализов может иметь разрешающую способность по глюкозе invitro до 1,5 мг/дл. Инвазивная аппаратура потребительского уровня может различать глюкозу до 5 мг/дл при точности до 10%. Заявителям неизвестно о существовании неинвазивных приборов, имеющих разрешающую способность по глюкозе на желательном уровне 10 мг/дл. Существует потребность в способе и устройстве, позволяющих снизить влияние меняющейся концентрации электролитов, особенноNaCl, при измерении концентраций глюкозы в крови человека. Такие способ и устройство должны быть применимы in vitro и in vivo и должны работать в условиях неинвазивных измерений in vivo. Кроме того, такие способ и устройство должны быть доступны для пользования непрофессионалами. Такие способ и устройство должны также быть пригодны при из 3 мерениях вне зависимости от жидкости, включая применение в промышленности. Данное изобретение раскрывает такие способ и устройство. Сущность изобретения Тестовый образец, содержащий наряду с другими веществами интересующее химическое вещество, посредством зондов подвергают воздействию высокочастотных электромагнитных сигналов, имеющих высокочастотные составляющие до 5 ГГц. Предпочтительней, чтобы такие частоты были представлены последовательно с использованием одновременно одной циклической частоты, хотя могут также использоваться и одновременно присутствующие кратные частоты. Затем исследуют спектр вещественной и мнимой составляющей отраженного и/или зондирующего сигнала в тестовом образце в виде функции частоты для идентификации присутствия и/или концентрации интересующего химического вещества. Такое исследование включает анализ эффективного комплексного импеданса тестового образца и/или эффективный сдвиг фаз между зондирующим и отраженным сигналом в тестовом образце. Таким способом может быть достигнута большая специфичность в обнаружении присутствия и/или концентрации желательного аналита или интересующего химического вещества. Для измерений in vitro зонд вводят в тестовый образец и подсоединяют к сетевому анализатору или аналогичной электронной системе. При таких измерениях in vitro тестовый образец может включать кровь или другую жидкость тела, или может быть веществом, не являющимся жидкостью тела. При измерениях in vitro сетевой анализатор или аналогичная электронная система может быть соединен с электродом(ами) в зонде. Зонд прижимают к телу человека, предпочтительней к пальцу, и проводят неинвазивный анализ. Заявители обнаружили, что меняющиеся концентрации электролитов, особенно NaCl,влияют на точность и специфичность измерений концентрации глюкозы. На частотах ниже примерно 1 ГГц повышение концентрации NaCl(или других малых ионов) уменьшает импеданс,в то время, как на более высоких частотах импеданс возрастает. Заявители считают, что на нижних частотах ионы могут реагировать на изменяющееся электромагнитное поле, примыкающее к концам зонда, в то время, как это затруднено на более высоких частотах, где, повидимому, величина импеданса в большой степени определяется диполями воды. Заявители в общем установили, что в широком диапазоне частот более высокие концентрации глюкозы повышает импеданс, вероятно вследствие того,что молекулы глюкозы препятствуют движению ионов электролита и диполей воды в тестовом образце, представляющем собой раствор. Особенно интересно, как установлено заявителями, 001007 4 то, что повышение концентраций NaCl в широком частотном диапазоне линейно увеличивает сдвиг фаз, который нечувствителен к концентрации глюкозы. Используя эти открытия, заявители могут устранить или, по крайней мере,снизить или компенсировать влияние концентрации электролита на концентрацию глюкозы путем использования частот перехода и исследования различных измерительных параметров в различных частотных режимах. В тестовом образце крови влияние концентрации электролита "выключено" за счет исследования величины комплексного импеданса при использовании частоты перехода, равной примерно 2,5 ГГц. Это использование частоты перехода и измерения комплексного импеданса обеспечивает низкую чувствительность к концентрации NaCl и, таким образом, более точные и специфичные считывания концентрации глюкозы. Такое усовершенствование анализа может быть очень важным, например, тогда, когда тестовый образец получен от диабетика или подозреваемого в заболевании диабетом. Может быть проведен дифференциальный анализ путем объединения данных измерения величины импеданса и сдвига фаз. Например,измерения сдвига фаз на высокой частоте, проведенные между 2 ГГц и примерно 5 ГГц могут дать данные, пропорциональные величине концентрации ионов, в частности NaCl. С другой стороны, измерения величины импеданса, проведенные с использованием более низких частот, примерно от 1 до 400 МГц, обеспечат измерение общей концентрации глюкозы и ионов, в первую очередь NaCl. Данные о сдвиге фазы на высокой частоте могут быть использованы для вычитания эффективной концентрации NaCl из общих данных о концентрации, полученных из величины импеданса на более низкой частоте. Результатом является измерение концентрации глюкозы в тестовом образце на более низкой частоте в очень чувствительном частотном режиме измерительного оборудования. Оборудование для анализа, применяемое при получении данных об импедансе и данных измерения сдвига фаз, может включать таблицы с данными и т.п., привязывающие данные о сдвиге фаз к уровням концентрации NaCl. Для промышленных применений в таблицах данных можно хранить данные о привязке импеданса,сдвига фаз и частотных измерений к известным веществам и уровням концентрации. Эта информация затем может быть использована для лучшего устранения влияния NaCl при измерении импеданса, проведенного на частоте перехода. Выходные индикаторы, подключенные к такому оборудованию для анализа, могут даже непрофессионалу дать возможность легко понять какое химическое вещество было обнаружено и в какой концентрации, или просто подтвердить, что была обнаружена безопасная кон 5 центрация интересующего химического вещества. Другие признаки и достоинства изобретения станут ясны из приведенного ниже описания, в котором подробно приведены предпочтительные реализации вместе с сопроводительными чертежами. Краткое описание чертежей Фиг. 1 - блок-схема системы для высокочастотной спектроскопии; фиг. 2 - блок-схема системы 14 обработки сигнала передатчика/приемника, показанной на фиг. 1; фиг. 3 А - схема калибровочной ячейки 66,изображенной на фиг. 2; фиг. 3 В - изображение диаграммы Смита,показывающей зависимость импеданса от частоты для эквивалентной схемы, изображенной на фиг 3 А; фиг. 4 А, 4 В и 4 С изображают амплитуды сигналов, выдаваемых системой, показанной на фиг. 1 для различных анализируемых химических веществ в тестовых растворах аналита; фиг. 5 А демонстрирует применение in vitro системы для высокочастотной спектроскопии с повышенной чувствительностью анализа, выполненной в соответствии с данным изобретением; фиг. 5 В демонстрирует применение in vivo системы для высокочастотной спектроскопии с повышенной чувствительностью анализа, выполненной в соответствии с данным изобретением; фиг. 6 А дает сравнение данных неинвазивного и инвазивного измерения величины импеданса человека при использовании измерительной схемы, показанной на фиг. 5 В; фиг. 6 В демонстрирует коррекцию для раствора электролита при тех же данных, которые показаны на фиг. 6 А; фиг. 7 А демонстрирует линейное соотношение между концентрацией электролита и сдвигом фазы, вне зависимости от концентрации глюкозы; фиг. 7 В демонстрирует линейное соотношение между концентрацией электролита и сдвигом фазы в растворе СФБ, вне зависимости от концентрации глюкозы и/или альбумина; фиг. 7 С демонстрирует, как может быть реализована улучшенная специфичность исследуемого аналита за счет включения измерений,нечувствительных к составляющим тестового образца, например, измерения сдвига фаз на 1,5 ГГц для устранения влияния концентрации альбумина; фиг. 7D демонстрирует частоту перехода фазы, равную примерно 20,1 МГц, на которой данные о сдвиге фазы не зависят от концентрации глюкозы; фиг. 8 А демонстрирует повышение импеданса, измеренного на частотах от примерно 0,1 6 МГц до примерно 1 ГГц при повышении концентрации глюкозы; фиг. 8 В демонстрирует частотный режим,в котором повышение концентраций NaCI и глюкозы повышает импеданс; фиг. 8 С демонстрирует частотный режим,в котором повышение концентраций NaCI не оказывает существенного влияния на импеданс,но повышение концентрации глюкозы повышает импеданс; фиг. 8D демонстрирует частотный режим от 2,0 до 2,1 ГГц, в котором повышение концентрации NaCl уменьшает импеданс, в то время,как повышение концентрации глюкозы более или менее линейно повышает импеданс; фиг. 8 Е в соответствии с данным изобретением демонстрирует нелинейный характер поведения данных о величине импеданса в частотном режиме от 2,25 до 2,75 ГГц при изменении концентрации NaCl; фиг. 8F демонстрирует существование частоты перехода примерно 2,5 ГГц, на которой устранено влияние концентрации NaCl на измеренный импеданс; фиг. 8G демонстрирует изменения импеданса в зависимости от частоты для тестового образца, содержащего различные вещества, и демонстрирует возможную область насыщения для гамма-глобулина. Подробное описание предпочтительной реализации На фиг. 1 изображена система для высокочастотной ("ВЧ") спектроскопии, предназначенной для определения присутствия одного (или более) искомого химического вещества (показано как х, у) в тестовом образце 4 с клеточными мембранами, например, в пальце человека. Палец 4 прижимается к зондирующей паре 6, желательно расположенной внутри вогнутого углубления 8, отформованного в прозрачном основании 10. Зондирующая пара 6 включает в себя два проводящих стержня, которые слегка выступают из углубления 8, обеспечивая создание электрического контакта при прижиме пальца 4 к стержням. Предпочтительней, чтобы стержни были латунными с возможным внешним диаметром 0,2" (5 мм), выступали наружу из вогнутой поверхности примерно на 0,05" (1,3 мм) и проходили внутрь прозрачного основания примерно на 0,5" (12 мм). Конечно, можно зондировать и другую ткань, например ухо, а тестовый образец не обязательно должен иметь человеческую природу. Пара линий связи 12 электрически соединяет пару электродов с системой 14, которая включает блок передатчика 16 и процессорный блок 18 приемника сигнала. Блок 16 через линии связи 12 передает высокочастотный сигнал к зондам 6, которые направляют сигнал к тестовому образцу - пальцу 4. Хотя точный механизм понятен не до конца, вероятно присутствие искомых химических веществ, например х и/или у, 7 в тестовом образце может вызвать преобразование энергии исходного сигнала от передатчика 16 в определенном спектральном диапазоне. В результате отраженный сигнал от тестового образца, присутствующий на зондирующей паре 6 и направленный по линиям связи 12 в блок 18,отличается от исходного сигнала. Конечно, могли бы быть использованы отдельные зондирующие блоки 6 для соединения блока передатчика 16 с тестовым образцом и подачи отраженного сигнала от тестового образца к блоку 18. Блок 18 получает отраженный сигнал таким образом, чтобы могли быть распознаны характеристики сигнала, связанные с присутствием и концентрацией различных искомых химических веществ в тестовом образце. Затем обработанные данные подаются на систему 20 отображения данных, которая выдает обнаруженную информацию пользователю. Работа процессорного блока приемника сигнала 18 может быть настроена, вручную или автоматически нейронной сетью, на распознавание искомых химических веществ, например глюкозы в потоке крови в тестовом образце-пальце 4. В этом случае различные выходные приборы в системе 20 отображенияданных дают пользователю калиброванные данные о концентрации глюкозы в его организме. Система 20 отображения данных может включать монитор, который может отображать выходной сигнал анализатора спектра (22 А),и/или буквенно-цифровой/графический индикатор 24, показывающий, например, уровень концентрации искомого химического вещества,например, глюкозы. Калиброванный выходной измеритель 26 может выдавать пользователю данные о концентрации. В другом варианте простой выходной индикатор 28 "В норме/Не в норме" мог бы предупреждать пользователя о том, что была обнаружена избыточная концентрация глюкозы. Пользователь-диабетик был бы таким образом предупрежден о необходимости немедленно ввести инсулин. Фиг. 2 является блок-схемой системы 14 обработки сигнала передатчика/приемника. Генератор 50 генерирует высокочастотный возбуждающий сигнал, который через зонды 6 будет передан на тестовый образец 4. В предпочтительной реализации генератор 50 создает основной сигнал в виде прямоугольных импульсов частотой 30 МГц, имеющий 50% рабочий цикл и время перехода в несколько наносекунд. Если это так, то выходной частотный спектр генератора будет иметь много гармоник с преимущественным присутствием нечетных гармоник. При частотном анализе идеальный сигнал источника прямоугольных импульсов имел бы гармоники с огибающей sin(x)/x, где х представляет гармоническую частоту. Спектральный выходной сигнал такого генератора 50 обычно называют гребенчатыми спектрами, так как различные спектры равно 001007 8 мерно распределены аналогично зубьям в гребенке. Желательно, чтобы уровень выходной мощности на выходе генератора составлял примерно 1 мВт, что соответствует 0 дБ, хотя могут использоваться и другие уровни мощности. В предпочтительной реализации различные спектры исходного сигнала гармонически связаны, так как генерирование последовательности импульсов автоматически создает гармонические частоты. Однако частоты источника необязательно гармонически связаны, и на одном генераторе 50 можно быстро изменять дискретные частоты (например, посредством трансмиттеров спектра). В другом варианте генератор 50 мог бы включать множество генераторов сигнала, у которых отдельные частотные выходные сигналы могут быть гармонически связаны или не связаны. При гармонической связи один такой генератор мог бы обеспечить синусоидальный выходной сигнал на основной частоте, например, 30 МГц. Второй генератор мог бы обеспечить синусоидальный выходной сигнал на частоте 60 МГц, третий генератор мог бы обеспечить синусоидальный выходной сигнал на частоте 90 МГц и т.д. В другой реализации один такой генератор мог бы обеспечивать выходной сигнал на частоте f1, второй - на частоте f2 и т.д. Используемый здесь генератор 50 рассматривается как источник электромагнитного сигнала, который содержит множество частотных составляющих вне зависимости от того,представляют такие составляющие гармоники от источника с одной частотой, или представляют частоты от многих источников, которые необязательно гармонически разнесены. Желательно, чтобы блок 52 включал усилительный каскад и разделитель мощности и состоял из усилителя MAR-3 и усилительного каскада Cougar с разделителем мощности в предпочтительной реализации. Эти имеющиеся в продаже компоненты усиливают сигнал генератора, подаваемый на делитель 54, до примерно 15 дБ, и подаваемый на разделители мощности 62, 64, до примерно 3 дБ. В свою очередь каждый разделитель мощности 62, 64 в узлах А и В делит усиленный таким образом сигнал на два сигнала, каждый из которых имеет выходную мощность 0 дБ. Желательно, чтобы разделители мощности 62, 64 были широкополосными, например, от примерно 10 МГц до 1000 МГц (или 1 ГГц). Желательно, чтобы промежуточная частота ("ПЧ") для системы 14 составляла 21,4 МГц,т.е. была промежуточной частотой, обычно используемой в коммерческом оборудовании и для которой легко достать стандартные преобразователи и схемы. Желательно использовать высокочастотное гетеродинное смешивание сигналов. Так, для генерирования частоты гетеродина, которая на 21,4 МГц выше центральной частоты, необходимо создать синтезированный 9 опорный сигнал 6,4 МГц. Блок 54 делит основную частоту сигнала генератора на 6 для получения опорного сигнала номиналом 5,0 МГц. Этот опорный сигнал частотой 5,0 МГц и синхронизированный по фазе сигнал кварцованного генератора 58 частотой 6,4 МГц обрабатываются модулем смещения 56. Модуль смещения 56 по линии 60 выдает сигнал,имеющий частоту 6,4 МГц, синхронизированную по фазе с частотой 30 МГц генератора 50. Так как системы с фазовой автоматической подстройкой частоты хорошо известны в технике обработки цифровых сигналов, то здесь не представлены подробности генерирования синхронизированного по частоте сигнала 6,4 Мгц по линии 60. Калибратор 66 на фиг. 2 является электронной моделью типичного пальца человека, в сущности электронной эквивалентной схемой тестового образца-пальца 4. Хотя калибратор 66 аппроксимирует импеданс тестового образца,блок 66 не будет учитывать искомое химическое вещество. На фиг. 3 А приведена подробная схема калибратора 66, а именно два сегмента линии передачи, имеющей импеданс 50 Ом на частоте 400 МГц, и подобранные резисторы и емкости. Линии передачи, резисторы и емкости были выбраны эмпирически путем сравнения данных частотной зависимости импеданса пальца человека и данных с эквивалентной схемы, показанной на фиг. 3 А. Фиг. 3 В является изображением диаграммы Смита, показывающей зависимость импеданса от частоты для эквивалентной схемы,изображенной на фиг 3 А Точка А на фиг. 3 В соответствует импедансу, равному примерно 192 Ом/-201 Ом на частоте 10 МГц, точка В 39,5 Ом/11,5 Ом на частоте 300 МГц, С - 52 Ом на частоте 400 МГц и D - примерно 57 Ом/-2,6 Ом на частоте 500 МГц. Опять обратимся к фиг. 2. Как здесь будет показано, многие компоненты повторяются для создания тракта обработки передаваемого исходного сигнала и для создания тракта обработки того, что будем называть импульсным отраженным (или полученным) сигналом. Импульсный отраженный сигнал позволяет компенсировать в системе на фиг. 2 изменение компонентов и дрейф между трактами обработки переданного и полученного сигналов. В частности, реакция тестового образца 4 на исходный сигнал (например, отраженный сигнал на зондирующей паре 6) с помощью переключателя S1 снимается попеременно с сигналом реакции калибровочного блока 66 на исходный сигнал. Гармонические выходные сигналы с зондирующей пары 6 и с блока калибровки 66 снимаются почастотно, причем с выхода S1 в узле С снимается отраженный сигнал для остальной части системы 18. Конечно, если генератор сигнала 50 создал дискретные частоты, которые не были гармонически связаны, то 10 понятно, что снятые частота-за-частотой выходные сигналы с зондирующей пары бис блока калибровки 66 квантуются по времени. В предпочтительной реализации интересующие диапазоны частот начинаются с примерно шестой или седьмой гармоники генератора сигнала 50, например, примерно 195 МГц, и тянутся до примерно 1 ГГц или выше, этот диапазон является полосой пропускания системы 18. В полосе пропускания отдельные частоты отбираются попеременно с зондирующей пары 6 и блока калибровки 66. Желательно, чтобы переключатель S1 был имеющейся в продаже монолитной микроволновой интегральной схемой ("ММИС"), реле или другим переключающим устройством. S1 переключается между выходом зонда 6 и калибратором под управлением микропроцессора 74 в системе 14. В предпочтительной реализации использовался микропроцессор 74 Motorola 68HHC11, хотя вместо него могли быть использованы и другие микропроцессоры.S1 может пропускать выходной сигнал зонда 6 в течение промежутка времени от 30 мс до 7 с, а затем может пропускать выходной сигнал блока калибровки 66 в течение промежутка времени, также находящегося в этом диапазоне,причем продолжительность включения обычно является апериодической. Например, в течение времени, когда S1 соединен с зондом 6, снимается выходной сигнал зонда на одной или нескольких частотах, которые являются гармониками основной частоты генератора 50 (или на одной или нескольких дискретных частотах,создаваемых генератором 50, который не создает гармоник). В течение времени, когда S1 соединен с блоком калибровки 66, снимается реакция блока калибровки 66 на одну или более частот, являющихся гармониками основной частоты генератора 50. Понятно, что если бы элементы 76 Т и 76R,78 Т и 78R, 80T, 80R, 90 Т и 90R (будут описаны ниже) были идентичны и не имели дрейфа, то можно было бы обойтись без блока калибровки,а S1 заменить проводом, обеспечивающим постоянное соединение в положении, когда S1 подключен к зонду. Такая идеальная система не требовала бы механизма компенсации дрейфа и других отклонений в трактах обработки для гармоник сигнала генератора 50 и гармоник отраженного сигнала, полученного с зонда 6. На практике изменения температуры и/или давления между зондирующей парой 6 и тканью в тестовом образце 4 могут внести некоторую ошибку в процесс измерения. Для того, чтобы позволить микропроцессору 74 компенсировать эту ошибку, на него, кроме информации о фазе и амплитуде гармоник, также поступает информация о фазе и амплитуде основной частоты генератора. Экспериментально было установлено, что частота чувствительна к таким изменениям температуры и/или давления. Понятно, что 11 используются подходящие датчики температуры и/или давления и элементы для аналогоцифрового преобразования, которые не показаны на фиг. 1. Как показано на фиг. 2, в тракте обработки передаваемого исходного сигнала пропускающий фильтр 68 Т имеет центральную частоту,равную центральной частоте генератора 50, например, 30 МГц, и ширину полосы пропускания от примерно 1 кГц до, возможно, 1 ГГц. Можно было бы использовать другие полосы пропускания и, фактически, вместо этого можно было бы использовать фильтр нижних частот на 30 МГц. Передаваемый сигнал из узла А подается на пропускающий фильтр 68 Т, и часть этого сигнала с центральной частотой 30 МГц проходит через фильтр 68 Т и ограничивается по амплитуде ограничителем 70 Т. Сигнал, отфильтрованный и ограниченный по амплитуде таким образом, подается на вход фазового детектора 72. В параллельном тракте снятый отраженный сигнал с переключателя S1, присутствующий в узле С, проходит через аналогичный 30 МГц пропускающий фильтр 68R, ограничитель амплитуды 70R, образуя второй входной сигнал фазового детектора 72. (Здесь буква Т или R в обозначении элемента указывает, что элемент используется в тракте передачи исходного сигнала, например, 68 Т, или в тракте снятого отраженного сигнала, например, 68R). Фазовый детектор 72 определяет разность фаз между передаваемой основной частотой 30 МГц и снятым отраженным сигналом с основной частотой 30 МГц. Выходное напряжение фазового детектора 72 будет пропорционально этому сдвигу фаз, например, будет составлять несколько мВ на каждый градус сдвига фаз. Как показано на фиг. 2, выходная информация о фазе с детектора 72 подается для анализа на микропроцессор 74. В верхней части фиг. 2 также показаны проходящие горизонтально параллельные тракты для обработки гармоник передаваемого исходного сигнала (получаемых в узле В) и гармоник снятого отраженного сигнала с переключателя S1 (получаемых в узле С). Эти два горизонтальных тракта являются в сущности идентичными компонентами (что и отмечено в перечне элементов), предназначенными для получения передаваемых и отраженных сигналов на промежуточной частоте (ПЧ), которая составляет около 21,4 МГц в предпочтительной реализации. Коротко говоря, в зависимости от того, какие гармоники сигналов генератора желательно исследовать, описываемые сейчас компоненты раскладывают компоненты гармонических частот сигналов в узлах В и С на четыре (в предпочтительной реализации) волны с дискретными частотами. Большая часть остальных блоков обработки сигнала работает в качестве сканера 001007 12 приемника, который под управлением микропроцессора сканирует интересующие дискретные гармонические частоты. Сначала будут описаны элементы тракта передаваемого исходного сигнала. Очевидно, что в параллельном тракте снятого отраженного сигнала используются идентичные элементы, что отражено в нумерации, например, 76 Т, 76R, 78 Т, 78R и т.д. Желательно, чтобы пропускающий фильтр 76 Т(также как и 76R) был фильтрующим блоком,который включает внутренний переключающий элемент на основе ММИС, работающий под управлением микропроцессора 74. Вход фильтра 76 Т через внутренний переключатель пропускает передаваемый сигнал от узла В на два блока трехполюсных предварительных пропускающих фильтров. Эти первые два внутренних фильтрующих блока имеют полосы пропускания от 195 МГц до 395 МГц и от 395 МГц до 805 МГц. Кроме того, в фильтрующем блоке 76 Т выходные сигналы с фильтров 195-395 МГц и 395-805 МГц проходят через дополнительные внутренние переключатели на ММИС и пропускающие фильтры. Эти дополнительные фильтры пропускают частоты 195-295 МГц, 295-405 МГц, 405-610 МГц и 605-815 МГц. Кроме того,в блоке 76 Т составляющие, отфильтрованные по-разному, объединяются в единый сигнал,который усиливается усилителем 78 Т. Аналогично этому, снятый отраженный сигнал от узла С пропускается через переключающиеся пропускающие фильтры в фильтрующем блоке 76R, а отфильтрованные поразному составляющие объединяются в единый сигнал, который усиливается усилителем 78R. Хотя работа пропускающих фильтрующих блоков 76 Т, 76R была описана со ссылкой на конкретные частотные полосы, специалистам очевидно, что частоты, составляющие сигналы в узлах В и С, могут быть отфильтрованы при использовании пропускающих фильтров,имеющих и другие полосы пропускания. Так как конструкция блоков 76 Т, 76R известна специалистам в данной области, то схемы здесь не приводятся. Например, если желаемое интересующее химическое вещество лучше всего различается путем исследования, скажем, седьмой гармоники передаваемого 30 МГц исходного сигнала(или заданной дискретной частоты исходного сигнала, создающего множество частот, не обязательно гармонически связанных), то микропроцессор 74 вынужден управлять переключением в блоках 76 Т, 76R для пропускания составляющих с частотой 210 МГц, например, для выбора полосы 195 МГц-295 МГц. Желательно,чтобы усилители 78 Т, 78R имели усиление, достаточное для компенсации затухания, вызванного фильтрами 76 Т, 76R, и имели полосу пропускания, по крайней мере, от 195 МГц до 815 МГц. 13 Конечно, если бы усилители 78 Т, 78R были идеальными и не подвергались перегрузке по входу, то было бы можно устранить пропускающие фильтрующие системы 76 Т, 76R и полагаться на работу смесителей 80 Т, 80R и узкополосных блоков ПЧ 90 Т, 90R (будут описаны ниже) с целью выделения различных гармонических составляющих сигнала генератора и отраженного сигнала. Как показано на фиг. 2, выходные сигналы с усилителей 78 Т, 78R подаются в качестве входного сигнала на смесители 80T, 80R. Локальные генераторы LО 1 и LО 2 синтезированных частот подают соответствующие вторые входные сигналы для смесителей 80T, 80R через переключатель 52 (или аналогичное устройство), который переключается между сигналами двух генераторов синтезированных частот под управлением микропроцессора 74. Затем синтезированные сигналы LО 1 илиLО 2 смешиваются по частоте с селективными спектральными составляющими передаваемого исходного сигнала и снятым отраженным сигналом, которые были путем переключения выбраны для пропускания через фильтрующие блоки 76 Т, 76R. Выходные сигналы LО 1 илиLО 2 имеют частоту на 21,4 МГц выше интересующей гармонической частоты. Из-за трудностей, связанных с получением локального генератора синтезированной частоты, у которого выходная частота может изменяться от около 231,4 МГц (например, 7 х 30 МГц + 21,4 МГц) до,возможно, 800 МГц (например, примерно двадцать шестая гармоника 26 х 30 МГц +21,4 МГц),в предпочтительной реализации применяются два генератора LО 1, LО 2. Однако, если бы мог быть получен подходящий генератор синтезированной частоты, имеющий выходной сигнал,изменяющийся по частоте в пределах двух октав, то такой генератор заменил бы LО 1, LО 2 и устранил бы необходимость использовать S2. Каскады 90 Т, 90R являются цепями с узкой полосой пропускания промежуточной частоты, которые пропускают центральную частоту 21,4 МГц с шириной полосы около 25 КГц. Конечно, за счет подходящего сдвига смешиваемых частот, кроме 21,4 МГц могла бы быть использована и другая ПЧ. В предпочтительной реализации блоки ПЧ 90 Т, 90R аналогичны ПЧ блокам имеющихся в продаже сотовых телефонов. Гармоническая частотная информация,пропускаемая через блоки ПЧ 90 Т и 90R, является входной для фазового детектора 92. Фазовый детектор 92 сравнивает передаваемый исходный и снятый отраженный сигналы на частоте каждой интересующей гармоники. Затем разность фаз между этими сигналами подается фазовым детектором на микропроцессор 74. В это же время сравнительные уровни напряжения с блоков ПЧ 90 Т, 90R в узле D также подаются 14 преобразования, преобразователь не показан) на микропроцессор 74. В кратком изложении: микропроцессор 74 получает с детектора 92 информацию о фазе,которая касается множества гармоник исходного сигнала (или интересующих дискретных частот, если используется негармонический генератор 50), и которая касается множества гармоник(или дискретных частот) исходного сигнала,измененного исследуемым веществом, полученных на зондирующей паре 6. Аналогично этому,микропроцессор 74 получает информацию об амплитуде с блоков ПЧ 90 Т и 90R, касающуюся множества гармоник (или интересующих дискретных частот) исходного сигнала, и касающуюся множества гармоник (или дискретных частот) исходного сигнала, измененного исследуемым веществом, полученных на зондирующей паре 6. Кроме того, для обеспечения компенсации изменений температуры зонда и давления в системе зонд-тестовый образец, ограничители 70 Т, 70R подают на микропроцессор 74 амплитуду частоты источника и амплитуду частоты источника, измененную исследуемым веществом и полученную на зондирующей паре 6,в то время, как детектор 72 подает аналогичную информацию о фазе частоты источника. Микропроцессор 74 работает под управлением программы, генерирующей данные для последующей обработки с помощью так называемой нейронной сети, таблиц с данными, алгоритма или другого метода обработки сигналов, символически показанного на фиг. 2 в виде элемента 100. Способом, известным специалистам в данной отрасли, нейронная сеть 100 может быть "натренирована" на распознавание спектральной характеристики, связанной с заданным искомым химическим веществом, например, глюкозой. Для облегчения этого распознавания нейронная сеть 100 может оптимизировать способ обработки сигнала в блоке 14. Например, работа фильтрующих блоков 76 Т, 76R может быть изменена под управлением процессора 74. В более обобщенной реализации число и ширина полос пропускания отдельных пропускающих фильтров в блоках 76 Т, 76R могли бы быть динамически модифицированы за счет выбора подходящей ММИС (под управлением микропроцессора). Блок 100 мог бы быть простой таблицей с данными, коррелирующей относительные изменения амплитуды в отраженном сигнале, происходящие при изменении частоты, с присутствием или концентрацией искомого химического вещества в тестовом образце. Кроме того, подходящая нейронная сеть 100 могла бы управлять микропроцессором 74 для оптимизации генерирования дискретных частот на основе обработанных данных о характеристике. Например, если некоторый набор частот с генератора 50 дал слабую спектральную характеристику, то сеть 100 могла бы дать указание генератору 50 выдавать немного 15 отличающиеся частоты до тех пор, пока характеристика не стала бы более различимой. В свою очередь, микропроцессор 74 выдает выходные сигналы на выходной(ые) индикатор(ы) 20. Как описывалось выше, выходной(ые) индикатор(ы) 20 могут быть выполнены во многих формах, причем информация на дисплее позволяет пользователю определить присутствие и концентрацию желательного искомого химического вещества (например, х) в тестовом образце. В предпочтительной реализации тестовым образцом фактически является палец человека, использующего описанную систему. Хотя система, показанная на фиг. 1 и 2, была выполнена в виде макета электронной схемы,специалисты оценят то, что она на практике может быть изготовлена в виде переносного,работающего от батареи, портативного блока. В такой реализации желательно, чтобы для экономии энергии и объема выходной(ые) индикатор(ы) 20 включал(и) жидкокристаллические индикаторы (ЖКИ) или простые индикаторы "В норме/Не в норме". Желательно, чтобы для обеспечения портативности основание 10 было прикреплено к корпусу, содержащему остальную часть системы. На фиг. 4 А и 4 В представлены многочисленные усредненные данные in vitro, полученные с помощью системы, показанной на фиг. 1 и 2, при использовании в качестве тестового образца цельной крови (например, красных кровяных клеток), к которой в качестве тестового химического вещества добавлена глюкоза, лактоза, сахароза или мочевина. Тестовые кюветы сравнивались с калиброванной кюветой, которая содержала только красные кровяные клетки. На фиг. 4 С представлены аналогичные данные для цельной овечьей крови, которая содержала только красные кровяные клетки (например, без глюкозы), и для овечьей крови с различными концентрациями глюкозы, где обозначение"Кровь 102" означает 102 мг% или 102 мг на 1 дл глюкозы. Обычно у здорового человека имеется примерно 80-120 мг% глюкозы, в то время,как у диабетика - 200-400 мг%. Вертикальная ось на фиг. 4 С отображает векторную амплитуду отраженного сигнала, учитывающую амплитуду и фазу. Горизонтальная ось отображает гармоники исходной частоты 30 МГц, первая гармоника - 210 МГц. Для минимизации переменных, связанных с зондом, тестовые образцы на фиг. 4 А, 4 В и 4 С были протестированы с использованием плоских емкостных кювет с параллельными электродами. Эти кюветы включают две диэлектрические подложки, имеющие ту же относительную диэлектрическую проницаемость, что и вода (80), на которых спеканием получены поверхности электродов. Тестовое вещество помещали в камере между подложками. 16 Степень изменения амплитуды сигнала,показанная на фиг. 4 А, 4 В и 4 С, называют"спектральными характеристиками". То, что изображено, является разностью амплитуд между калиброванной кюветой (аналогично использованию блока калибровки 66 на фиг. 2) и тестовым образцом (аналогично использованию зондов 6 на фиг. 2 и тестового образца 4 на фиг. 1). Эти данные показывают, что система, показанная на фиг. 1 и 2, может быть использована для того, чтобы заметить присутствие искомого химического вещества в тестовом образце или пробе. Предпочтительным применением является определение избытка глюкозы в крови пользователя, например, в тестовом образце. Так как данное изобретение работает неинвазивно, то,как показано на фиг. 1, пользователю достаточно прижать его палец к зондирующей паре 6. В ответ на высокочастотный сигнал с передатчика, имеющий высокое содержание гармоник,химические вещества в тестовом образце могут вызвать заметное преобразование энергии некоторых спектральных составляющих в передаваемом исходном сигнале. Имеется гипотеза,что в тестовом образце глюкоза, являющаяся искомым химическим веществом, взаимодействует с липидным двойным слоем и/или мембранами красных кровяных клеток. Таким образом, похоже, что в присутствии частотных составляющих от сигнала, переданного через зонды 6, глюкоза вызывает нелинейную взаимную модуляцию или смешивание частотных составляющих, возможно, вследствие нелинейного диэлектрического явления, включающего емкость, связанную с присутствием глюкоз. При использовании системы, показанной на фиг. 1 и 2, пользователь-диабетик может быстро получить информацию об уровне концентрации глюкозы. Обработка сигнала блоком 18 могла бы, в сущности в режиме реального времени, представить на дисплее 20 информацию об уровне глюкозы. Конечно, могут быть обнаружены и другие искомые химические вещества, включая, например, фруктозу, галактозу, алкоголь. Например, система по данному изобретению может быть использована для обнаружения алкоголя в организме автомобилиста, либо самим автомобилистом перед тем, как сесть за руль, либо полицейским, пытающимся определить, находится ли человек под влиянием алкоголя. Вследствие того, что система, приведенная на фиг. 1 и 2, по-видимому чувствительна к граничным условиям на липидной двухслойной мембране, то разрыв таких граничных условий может быть определен по спектральной характеристике. Так, можно обнаружить присутствие глюкозы в меняющихся количествах на мембране. 17 Однако, есть и другая практическая польза. Травма, нанесенная тестовому образцу и которая наносит ущерб таким граничным условиям,также может быть обнаружена, главным образом с целью обеспечения лечения. Например,жертвы электрического удара могут получить локализованные повреждения, например на руках. Если места повреждений не обработаны быстро путем инъекции определенного медикамента, который потенциально является довольно токсичным, жертва потеряет травмированную конечность или умрет. Использование раскрытого здесь изобретения позволило бы диагностировать такие места поражения и, определив степень поражения, облегчить быстрое правильное лечение. Вслед за изобретением, описанным со ссылкой на фиг. 1-4 В, заявители пришли к оценке роли, которую изменения концентраций электролита могут играть при измерениях концентрации глюкозы в тестовых образцах крови. Заявители дополнительно открыли, что возможно усовершенствовать анализ на желательное химическое вещество за счет снижения влияния на такой анализ меняющихся концентраций других веществ в тестовом образце. На фиг. 5 А и 5 В показаны, соответственно,применения усовершенствованного анализа invitro и in vivo с использованием системы 200 по данному изобретению. На фиг. 5 А два зонда (в предпочтительной реализации) подсоединены коротким отрезком коаксиального кабеля 12 к портам А и В системы 250 - генератору частотного сигнала и анализатору. В общих словах,передаваемый сигнал посылается с порта А или В, а часть передаваемого сигнала отражается тестовым образцом на передающий порт. В режиме передачи (например, фиг. 5 В) порт В возвращает часть сигнала, переданного из порта А через палец человека. В реализациях, показанных на фиг. 5 А и 5 В, желательно, чтобы кабели 12 были отрезками коаксиального кабеля длиной 20 см или менее, а зонды 202 А, 220 В были диэлектрическими зондами Hewlett Packard HP 85075B. Эти зонды имеют коаксиальную конструкцию с внешним диаметром примерно 2 см и длиной примерно 3,8 см. Зонды имеют центральный проводник, который на кончике зонда окружен экранирующей оболочкой. Однако могли бы использоваться и другие кабельные соединения и зонды. Как будет описано ниже, система включает передатчик 260, который может выдавать дискретные сигналы синусоидальной формы, которые ступенчато разнесены по частотам линейно или логарифмически, по выбору пользователя. Кроме того, выходные частоты ступенчато изменяются между выбираемыми пользователем низшей и высшей частотами fl и fu, соответственно. В предпочтительных реализациях f1 составляла около 300 кГц, fu - около 3 ГГц, при 18 приблизительно 801 линейно распределенных между fl и fu частотах выходного сигнала. Однако заявители считают, что fu около 6 ГГц была бы также полезной для данного изобретения. В данной реализации система 250 была выполнена с использованием имеющегося в продаже сетевого анализатора Hewlett Packard HP 8553A с Sпараметрическим тестовым набором HP 85046A. Однако вместо них могут использоваться и другие системы, выполняющие аналогичные функции. Кроме того, система 270 содержит приемник и блок обработки сигналов 270, который анализирует формы волн, связанных с сигналами, переданными и/или, по крайней мере частично, отраженными обратно в систему 270. Формы анализируемых волн связаны с дискретными частотами, программируемыми пользователем. При анализе могут исследоваться вещественная и мнимая составляющие этих форм волн, включая данные о комплексном (например, имеющем вещественную и мнимую составляющие) коэффициенте отражения. Эти многочисленные данные обрабатываются как сигналы блоком 270 с целью получения информации,включающей величину комплексного импеданса (Z), сдвиг фаз и/или диэлектрическую проницаемость. Среди электролитов на результаты измерения наибольшее влияние оказывает NaCl, у которого обычно концентрация в человеческом теле лежит в диапазоне 135-145 мМ (миллимоль), в то время, как у КСl, например, только 4-10 мМ. Нашло подтверждение то, что такие вещества, как мочевина, не оказывают влияния на измерения глюкозы, вероятно вследствие того, что мочевина имеет размер молекул, составляющий одну треть размера молекул глюкозы, и имеет физиологически управляемую концентрацию в диапазоне 5-40 мг/дл. У людей обычно диапазон для глюкозы составляет от около 50 мг/дл (или мг%) до 150 мг/дл и может достигать около 500 мг/дл у диабетика. На фиг. 5 А зонд 202 контактирует с интересующим тестовым образцом 204, около 40 мл которого заключены в стакан или сосуд 206,объем которого равен примерно 100 мл. Тестовый образец 204 включает интересующее химическое вещество, обозначенное как X, а также другие вещества (или одно вещество), обозначенные вместе как Y. В предпочтительной реализации тестовый образец 204 является жидкостью тела, например кровью, Х является глюкозой (чье присутствие и/или концентрация должны быть определены), а Y может включать изменяющиеся концентрации электролитов крови,таких, как NaCl, Na2HPO4, KCl и КНН 2 РO4, а также белки и липиды. Хотя в крови также обнаружены большие концентрации белков и липидов, тело человека поддерживает сравнительно жесткий контроль за изменениями таких веществ и, таким обра 19 зом, представляется, что их присутствие не оказывает существенного воздействия на измерения по данному изобретению. При промышленном применении тестовым образцом 204 может быть раствор, в котором Х и Y представляют различные химические вещества, в которых требуется различить присутствие и/или концентрацию X, например, для подтверждения качественного контроля производства раствора 204. Второй контейнер 210, в который введен зонд 202 В, содержит тестовый или контрольный раствор 208, в который преднамеренно не включено по крайней мере одно химическое вещество, найденное в тестовом образце 204. Оба тестовых образца желательно поддерживать при одной температуре с помощью частичного погружения контейнеров 206, 210 в ванну 212 с желательной постоянной температурой, удерживаемую внутри стакана или контейнера большего размера 214. На фиг. 5 А анализатор 250 управляется сигналами в портах А и В в отражательном режиме, при котором, например, сигналы, переданные из каждого порта, по крайней мере частично, отражаются соответствующими тестовыми образцами обратно в порты. В соответствии с данным изобретением из вещественной и мнимой составляющих данных об отраженном сигнале может быть определена полезная информация о присутствии и концентрации по крайней мере одного химического вещества в растворе 204. Заявители открыли, что на вещественную и мнимую составляющие отраженных сигналов могут влиять природа и содержимое растворов,являющихся тестовыми образцами, в непосредственной близости к кончикам зондов. Представляется, что происходит следующее - краевые поля проходят от центрального проводника желательно диэлектрических зондов до окружающей экранирующей оболочки. Так как свойства тестового образца изменяются, например, из-за присутствия и концентрации одного или более химических веществ или других веществ в нем, то изменяется краевое поле. В свою очередь, изменения краевого поля влияют на отраженные сигналы, возвращенные в порты А и/или В анализатора 250. Комплексные данные, собранные и обработанные блоком 250, подаются в качестве входного сигнала в вычислительный блок 280 для дальнейшей обработки. Если желательно, то вычислительный блок 280 может включать какие-нибудь или все индикаторы 22 А, 22 В, 24,26, 28, описанные ранее при обращении к фиг. 1, а также любой другой индикатор (индикаторы), которые могут быть желательны. Вычислительный блок 280 может быть персональным компьютером, выполняющим программу, обеспечивающую преобразование вещественных и мнимых данных, которые он 20 получает, в формы, включающие величину эффективного комплексного импеданса Z, даваемого тестовыми образцами, сдвига фаз между сигналами, переданными и, по крайней мере частично, отраженными обратно тестовым образцом, эффективную диэлектрическую проницаемость и т.п. В предпочтительной реализации компьютер 280 выполнял программное обеспечение электронной таблицы Excel для преобразования входящих комплексных данных в более полезную форму. Была заимствована модифицированная процедура Вао, в которой комплексный импеданс (Z) определяется из комплексного коэффициента отражения (Г) на поверхности раздела между плоским концом зонда, например, 220 А, и раствором, являющимся тестовым образцом, например 204. Характеристический импеданс Z0 коаксиальной линии 12 может быть вычислен из соотношения: в котором 377 - импеданс воздуха, b - внешний диаметр зонда, а - диаметр внутреннего стержня зонда, R - проницаемость воздуха, и R - проницаемость тефлона. Однако, измеренный коэффициент отражения с анализатора 250 не обязательно является точным представлением Г из-за ошибок, вызванных контейнером 206, коаксиальной линией 12 и разъемами, например, в порте А. Процедура Вао уменьшает эти ошибки за счет использования процедуры калибровки, основанной на допущении о линейности. Это допущение и значения, собранные при процедуре калибровки,дают матрицу: в котором Ax - комплексная постоянная, зависящая от частоты и связанная с матрицей рассеяния. В ходе экспериментов заявители установили, что, если бы анализатор 250 был калиброван с разъемами портов и присоединенными коаксиальными кабелями 12, то выходной сигнал анализатора был бы Г, вследствие чего использование матричной процедуры Вао было бы необязательным. Таким образом, уравнение (1) обоснованно, его вещественные и мнимые составляющие для эффективного использования компьютером 280 следует разделить во время выполнения программы обработки данных, например, электронных таблиц Excel. Теперь рассмотрим уравнения (4) и (5), в которыхявляется комплексным коэффициентом отражения, получаемым с анализатора 250: Для преобразования уравнений (4) и (5) в более часто встречающиеся значения величин импеданса и фазы используется, как показано в уравнениях (6) и (7), формула Эйлера: Вернемся обратно к фиг. 5 А, где различные аналиты в тестовом образце крови, особенно электролиты малых ионов (также называемых электролитами крови), могут в какой-то степени повлиять на импеданс и фазовый угол. В применении, где должна определяться концентрация глюкозы, то, что в действительности может быть измерено системой 200, является влиянием глюкозы, например Х на фиг. 5 А, на ионы или водные диполи в растворе 204, являющемся тестовым образцом. Заявители на некоторых частотах перехода, выдаваемых системой 250, открыли, что влияние других веществ Y в тестовом образце 204, включающем электролиты, может быть уменьшено или устранено. Например, при частоте перехода, равной примерно 2,5 МГц, устранено влияние концентрации NaCl и, наиболее вероятно, других электролитов крови в тестовом образце крови без ухудшения результатов измерений концентрации глюкозы. В аналитической схеме, в которой для N неизвестных следовало бы решитьN уравнений, возможность устранить влияние концентраций электролитов эффективно снижает число переменных и, таким образом, число уравнений, которые необходимо решать. Конечный результат заключается в том, что концентрация глюкозы может быть определена с большей специфичностью и достоверностью. Кроме того, как будет описано здесь ниже, измерения сдвига фаз (например, сравнение переданного и отраженного сигналов) в режиме широкого диапазона частот дают удивительно линейную характеристику концентрации электролита. Данные о сдвиге фаз могут быть затем использованы для компенсации вклада концентрации NaCl измерения общего импеданса, сделанные на частотах, более низких, чем частота перехода 2,5 ГГц. Представляется, что когда частоты выходных сигналов генератора 260 превышают примерно 1 ГГц, величина импеданса тестового образца является, главным образом, функцией способности диполей воды реагировать в присутствии результирующего колеблющегося поля вблизи зонда(ов). Представляется, что при частотах выходных сигналов, меньших примерно 500 МГц, величина импеданса в большей степени является функцией реакции ионов на колеблющееся поле вблизи зонда(ов). В тестовом образце крови важным источником таких ионов 22 является NaCl. Изменение функции импеданса происходит на промежуточных частотах. Представляется, что ниже примерно 500 МГц глюкоза в растворе, являющемся тестовым образцом, затрудняет подвижность ионов в колеблющемся поле и, вследствие этого, возрастает эффективный импеданс. Например, между примерно 10 МГц и 100 МГц изменение импеданса из-за изменений концентрации NaCl в тестовом образце существенно более сильное,чем изменения импеданса из-за изменений концентрации глюкозы. Заявители открыли, что на тестовых частотах ниже примерно 1 ГГц рост концентрацийNaCl уменьшает величину импеданса ("Z"), а на частоте перехода, равной примерно 2,5 ГГц,измерения импеданса чувствительны к концентрации глюкозы, но нечувствительны к концентрации электролита. Кроме того, заявители установили, что в широком диапазоне частот сдвиг фаз возрастает линейно при возрастании концентрации NaCl при малом или отсутствующем эффекте, вызванном изменением концентрации глюкозы и/или альбумина. Таким образом, представляется, что на более высоких частотах (например, выше 1,5 ГГц или около того) большие молекулы просто не реагируют достаточно быстро для того, чтобы существенно влиять на измерения сдвига фаз. И наоборот,электролиты, включая NaCl, имеют малые ионы,реакция которых при измерениях сдвига фаз может быть зарегистрирована. В соответствии с тем, что описано здесь, эти открытия совместно представляют две измерительных процедуры,позволяющие надежно и при высокой специфичности определить концентрацию глюкозы несмотря на присутствие электролитов в переменных концентрациях. На фиг. 5 В изображена неинвазивная система для тестирования in vivo. В этой реализации сетевой анализатор или система 250 и вычислительная система 280 могут быть идентичными тем, которые были описаны при обращении к фиг. 5 А. Однако здесь используется электродный узел 310, включающий два металлических зонда 320, отстоящих друг от друга примерно на 2,5 см на подложке 300. Подложка 300 может быть листом односторонней медной фольгированной печатной платы размером примерно 5 см х 7,5 см. Желательно, чтобы электроды 320 изготавливались из латуни и имели высоту около 0,6 см, ширину 0,6 см и длину около 1,2 см. Отстоящие лицевые поверхности зондов задают поверхность, имеющую наклон примерно 45. Каждый проводящий электрод 320 подсоединен к одному коаксиальному кабелю 12. Палец 4 человека для того, чтобы подвергнуться тестированию на концентрацию,например, глюкозы, прижимается к наклонным поверхностям зондов, замыкая тем самым электрическую цепь с коаксиальными кабелями 12,и, через них, порты А и В анализирующей сис 23 темы 250. Из фиг. 5 В видно, что порт А будет принимать обратно часть передаваемого сигнала. Порт В будет принимать ту часть переданного сигнала, которая проходит через ткань тестового образца. На практике зондирующий узел 310 обеспечивает повышенное соотношение сигнал/шум и улучшенную воспроизводимость в сравнении с другими конструкциями зондов, включая и зондирующий узел, изображенный на фиг. 1. С помощью зондирующего узла 310 надежные данные получали обычно в частотном диапазоне от около 1 МГц до около 3 ГГц. Следует отметить, что конструкция на фиг. 5 В особенно полезна для непрофессионалов, включая диабетиков и подозреваемых в заболевании диабетом,которые хотят контролировать химию своей крови, особенно уровни концентрации глюкозы. На фиг. 6 А и 6 В изображены графики изменения во времени прогнозируемой и действительной концентрации глюкозы для данных неинвазивного теста (обозначены значками +) и для данных инвазивного теста (обозначены квадратами). Оба рисунка иллюстрируют один и тот же эксперимент, в котором человек выпил воды в 14:00 и поел в 15:15. Данные неинвазивного теста были получены с использованием зондов для пальца 320, таких, какие показаны на фиг. 5 В, а данные инвазивного теста были получены с реальных проб крови от человека. Для получения исходных данных во время эксперимента использовалась 101 отдельная частота. На фиг. 6 А показана прогнозируемая неинвазивно концентрация глюкозы, полученная на основе данных об импедансе и сдвиге фаз, взятых примерно на 17 МГц. Затем с использованием алгоритма данные об импедансе и сдвиге фаз были преобразованы в данные о прогнозируемой концентрации. Фиг. 6 А примерно в 14:20 показывает рост прогнозируемой концентрации глюкозы, что явно соответствует приему воды человеком. В сущности вода развела концентрацию электролита в организме, что ошибочно вызвало вертикальный сдвиг прогнозируемой концентрации глюкозы примерно на 50 единиц. После 15:15 прогнозируемый уровень глюкозы возрастает,что отражает прием пищи человеком. Заметьте,однако, что те же 50 единиц вертикального сдвига все еще присутствуют. Используя математический регрессионный анализ для исследования данных для использованной 101 частоты, заявители установили, что данные о сдвиге фаз при неинвазивном тестировании, взятые на 103 МГц, обеспечили бы коррекцию ошибочного сдвига в 50 единиц в неинвазивном прогнозе глюкозы, взятом на 17 МГц. На фиг. 6 В проиллюстрирован тот же эксперимент, но график, на котором "значки +" изображают прогнозируемые данные о концентрации глюкозы при неинвазивном тестировании человека, построен с учетом корректирую 001007 24 щих данных, взятых на 103 МГц, при использовании данных о величине импеданса в режиме перехода на частоте 17 МГц, скорректированных данными о сдвиге фаз на частоте 103 МГц. Видно, что использование коррекции за счет сдвига фаз на более высокой частоте в значительной степени компенсировало сдвиг на 50 единиц (присутствующий на фиг. 6 А, но не на фиг. 6 В), получающийся в результате разведения электролитов водой. В целом на фиг. 6 В показано близкое соответствие действительной концентрации глюкозы, измеренной инвазивно, и прогнозируемой концентрации глюкозы, полученной неинвазивно. Хотя это и не было полностью оценено заявителями при проведении данного эксперимента, но представляется, что данные о сдвиге фаз на частоте 103 МГц обеспечивают высококачественное измерение концентрации электролита,включая результаты разведения электролита. На 103 МГц электролиты малых ионов, включаяNaCl, реагировали на колеблющееся поле, а большие молекулы глюкозы не реагировали и,вследствие этого, не могли существенно влиять на измерение. И наоборот, данные на 17 МГц обеспечивали измерение концентрации глюкозы и электролита, эти данные, скомпенсированные данными о концентрации электролита на 103 МГц, обеспечивали более правильное измерение прогнозируемой концентрации глюкозы. Фиг. 6 А и 6 В совместно наталкивают на мысль использовать данные, полученные на разных частотах или в разных частотных режимах (например, 17 МГц и 103 МГц в этом примере), для измерения разных параметров (например общего импеданса и сдвига фаз) с целью обеспечения определения компенсации для более точного приближения к искомым данным(например, концентрации глюкозы) при большем уровне доверия к специфичности. На фиг. 7 А изображено замеченное заявителями поразительно линейное соотношение между концентрацией NaCl и сдвигом фаз между передаваемым и отраженным сигналами в тестовом образце. На фиг. 7 А использовались различные частоты между 2,25 ГГц и 2,75 ГГц,разность фаз измерялась между двумя зондами,например, зондами 202 А/В на фиг. 5 А. Эксперимент начали с дистиллированной воды, которая на показанной в нижней части графика линии имела сдвиг фаз, равный 0 радиан. Последовательное добавление 20 мМ NaCl в дистиллированную воду показало очень линейное соотношение: более высокая концентрация NaCl достаточно линейно повышала измеренный сдвиг фаз. В самом верху графика приведены данные, полученные сначала для 300 нМ NaCl,после которых в раствор соленой воды дважды добавляли 100 мг/дл порошка глюкозы. Как видно из графика, в показанном частотном режиме от 2,25 ГГц до 2,75 ГГц изменение концентрации глюкозы (несомненно, достаточно 25 существенное изменение концентрации глюкозы) не повлияло на измерения сдвига фаз, в то время, как изменение концентрации NaCl вызвало линейное изменение измеримого сдвига фаз. На фиг. 7 В приведены усредненные данные о сдвиге фаз, полученные двумя зондами при использовании частот в диапазоне от 2,0 ГГц до 2,5 ГГц, на которых NaCl, глюкоза и альбумин в разных концентрациях добавлены к базовому раствору соли с фосфатным буфером("СФБ"). СФБ использовалась из-за того, что она имитирует среду в кровеносном сосуде без белков или других веществ, присутствующих в растворе. Возрастание концентрации NaCl линейно увеличивало сдвиг фаз на фиг. 7 В, что согласуется с данными фиг. 6 А и 6 В. Однако особое значение имеет самая нижняя часть графика,которая соответствует сдвигу фаз около 0,11 радиан для раствора с 246 мг NaCl. Эта линия данных оставалась на постоянном уровне даже тогда, когда были добавлены 40 мг (100 мг/дл),а затем 80 мг (200 мг/дл) глюкозы, и даже когда дополнительно были добавлены 100 мг (250 мг/дл) альбумина. Данные фиг. 7 В показывают,что на линейный сдвиг фаз, измеренный при разных концентрациях электролита, не влияет заметно концентрация глюкозы и/или альбумина. Фиг. 7 С является сложным графиком, демонстрирующим, что частота перехода около 1,5 ГГц делает измерения сдвига фаз высоко чувствительными к различным концентрациям альбумина в растворе СФБ. На фиг. 7 С самая нижняя линия, проходящая примерно по уровню 0,017 радиан, представляет сдвиг фаз, вызванный изменением концентрации гамма глобулина на 5 г/дл, а линия по уровню 0,005 радиан представляет сдвиг фаз, вызванный изменением концентрации гамма глобулина на 2,5 г/дл. Самая верхняя линия на фиг. 7 С представляет сдвиг фаз, вызванный интралипидами при концентрации 1,4 г/дл, линия по уровню -0,02 радиан представляет другой аналит с глюкозой, не актуальный для нашего рассмотрения, а сдвиг фаз -0,015 представляет интралипиды при концентрации 0,7 г/дл. Особый интерес представляют три линии, находящиеся в центре, вблизи сдвига фаз в 0 радиан. Линия -0,005 радиан представляет альбумин при концентрации около 2,5 г/дл, а линия при 0 сдвиге фаз является базовой линией для СФБ. Различные указанные выше концентрации по величине существенно превышают те изменения, которые могли бы когда-нибудь иметь место у человека. Заметим,что на частоте около 1,5 ГГц сдвиг фаз в сущности нечувствителен к концентрации альбумина. Следовательно, измеряя различные характеристики, связанные с тестовым образцом, на различных частотах или в различных частотных режимах, можно устранить влияние разных со 001007 26 ставляющих элементов. В примере на фиг. 7 С для желательного аналита, например, глюкозы,в присутствии других веществ, например, альбумина, достигается большая специфичность измерений. На фиг. 7D изображены данные о сдвиге фаз между примерно 300 кГц и 100 МГц для изменяющейся концентрации глюкозы, причем глюкозу в овечью кровь добавляют по 250 мг%. Видно, что примерно на 20,1 МГц сдвиг фаз нечувствителен к концентрации глюкозы. На фиг. 8 А показаны данные о величине импеданса, измеренного при разных концентрациях глюкозы в базовом растворе овечьей крови с использованием частот в диапазоне от 0,3 МГц до 1 ГГц. В этом чрезвычайно широком частотном диапазоне повышение концентрации глюкозы повышает импеданс. Относительное изменение импеданса от концентрации глюкозы больше на частотах ниже примерно 0,5 ГГц, что,без сомнения, является следствием того, что большие молекулы глюкозы в большей степени препятствуют движению ионов. В целом заявители установили, что точность измерения импеданса на нижних частотах выше, чем на более высоких. Так, можно увидеть, что измерения импеданса на 2,5 ГГц могут обеспечить измерение концентрации глюкозы при устранении влияния концентрации NaCl и других электролитов, но чувствительность измерений на оборудовании существенно меньше,чем, скажем, на 100 МГц. Например чувствительность измерения в 0,1 Ом является хорошим результатом. Однако, на 2,5 ГГц чувствительность измерения величины импеданса будет около 1/25 от чувствительности на 100 МГц. Таким образом, как показано здесь, рекомендуемая процедура будет включать измерения импеданса и/или фазы в гигагерцовом диапазоне, а также измерения на гораздо более низких частотах. На фиг. 8 В показано, что импеданс изменяется при добавлении глюкозы в тестовый образец овечьей крови, но меняется сравнительно мало при добавлении концентраций NaCl. Самый нижний график (помечен "квадратами") является базовой линией, полученной для овечьей крови с веществом против свертывания. Затем была добавлена одна порция NaCl (что эквивалентно изменению концентрации на 10 мМ) и с пятиминутными интервалами сняты данные для следующих пяти серий измерений. Во время последних (самые верхние) четырех серий добавлялась глюкоза. Добавки глюкозы явно увеличивали измеренный импеданс. Отметим, что в противоположность поведению на нижних частотах, добавление NaCl в режиме от 2,94 до 3 ГГц действительно увеличило импеданс, возможно из-за взаимодействия ионов с молекулами воды. Данные об импедансе на фиг. 8 С были получены с использованием частот в диапазоне от 27 около 2,42 ГГц до около 2,48 ГГц. Опять в качестве базовой использовалась линия, соответствующая раствору овечьей крови (помечена"квадратами"), в которую один раз была добавлена NaCl, после чего четыре раза добавляли глюкозу. В результате добавок NaCl импеданс в этом режиме практически не изменяется. Однако в четырех самых верхних сериях, которые представляют рост концентраций глюкозы, в этом частотном режиме импеданс явно увеличивается. Так, измерения импеданса в частотном режиме от около 2,42 ГГц до около 2,48 ГГц чувствительны к концентрации глюкозы и нечувствительны к концентрациям NaCl и других электролитов малых ионов. Хотя в качестве тестового образца использовалась овечья кровь,сходные результаты можно получить и для крови человека. Кроме того, как отмечено ранее,тело человека обеспечивает строгий контроль за концентрациями большинства электролитов,белков и липидов в крови. На фиг. 8D приведены данные об импедансе для частотного режима от около 2 ГГц до около 2,1 ГГц для базовой линии, соответствующей овечьей крови (помечена "квадратами"). В самых нижних сериях добавление NaCl(добавление концентраций по 10 мМ) вызывало уменьшение импеданса. Однако в четырех самых верхних сериях добавки глюкозы явно линейно увеличивали импеданс. Фиг. 8 Е иллюстрирует измерения величины импеданса при использовании частотного режима от около 2,25 ГГц до около 2,75 ГГц с тестовым образцом из дистиллированной воды,в которую добавлялись возрастающие концентрации NaCl. Самые нижние линии представляют данные базовой линии, соответствующей дистиллированной воде, а остальные линии отражают возрастающие концентрации NaCl, причем самая верхняя линия представляет самую высокую концентрацию (200 мМ NaCl). Интересно, что влияние на импеданс увеличивающейся концентрации NaCl изменяется нелинейно при изменении частоты. Правая часть фиг. 8 Е демонстрирует, что импеданс возрастает с возрастанием концентрации NaCl (результат,противоположный тому, который будет приведен ниже для примерно 1 ГГц). И наоборот, левая часть фиг. 8 Е показывает сначала увеличение, а затем уменьшение импеданса по мере увеличения концентрации NaCl (например, по мере добавления ионов Na или Сl в тестовый раствор). Фиг. 8F демонстрирует, что использование частоты около 2,5 ГГц может практически полностью устранить влияние изменений концентрации NaCI на результаты измерений импеданса. Данные, показанные на фиг. 8F, были получены при использовании тестового образца из дистиллированной воды, в которую добавлялись возрастающие концентрации NaCl. Приблизительно на частоте перехода в 2,5 ГГц все кривые 28 пересеклись независимо от концентрации NaCl. Отметим, что концентрации NaCl на фиг. 8F включали физиологический диапазон человек от около 135 мМ до 145 мМ NaCl. Фиг. 8G изображает среднее значение импеданса в виде функции частоты в диапазоне от около 1 МГц до около 0,4 ГГц. Отметим, что между примерно 0,1 и 0,2 ГГц для гамма глобулина наблюдается насыщение. В других экспериментах заявители измеряли величину импеданса с использованием СФБ при разных температурах с целью определения температурной чувствительности. Эти эксперименты показали, что использование частот в диапазоне от около 800 МГц до около 900 МГц давало данные о величине импеданса, которые были нечувствительны к температуре. Измерения проводили с использованием отраженных колебаний, но тот же результат был бы применим для данных с использованием передаваемых колебаний. При использовании схемы для неинвазивного измерения in vivo, такой,какая показана на фиг. 5 В, температура кожи на пальцах человека может изменяться от около 24 С до около 37 С. На практике для определения необходимой для других измерений степени коррекции, рекомендуется в дополнение к другим данным снимать также и данные в нечувствительном к температуре режиме от 800 МГц до 900 МГц. Делая резюме, можно сказать, что данное изобретение устанавливает, что вмешательство ионов электролитов, особенно NaCl, в результаты измерения глюкозы может быть снижено. В одном применении это вмешательство эффективно устраняется при использовании измерений величины импеданса на частоте перехода. В другом применении вводится компенсация влияния ионов электролита на результаты измерения глюкозы. Схема, показанная на фиг. 5 А,и, вероятно, на фиг. 5 В, может дать прогноз суммарной концентрации глюкозы с приемлемыми специфичностью и погрешностью. Как уже отмечено, для обеспечения хорошего прогноза концентрации глюкозы (с хорошей специфичностью) выгодно проводить измерения различных параметров в тестовом образце на высокой частоте и низкой частоте. Предпочтительней данные в низкочастотном режиме снимать по 21 частоте или большему числу частот, а данные в высокочастотном режиме снимать по 18 частотам или большему числу частот. Хотя в предпочтительной реализации использовался сетевой анализатор, который выдавал дискретные частоты, по одной одновременно, вместо этого могли бы присутствовать многочисленные частоты в массе или в виде групп частот вместо отдельных частот. Высокочастотные, например, от 1 МГц до примерно 5 ГГц, измерения фазы обеспечивают хорошее измерение концентрации электролитов,в этом частотном режиме результаты измерения 29 фазы нечувствительны к концентрации глюкозы. С другой стороны, использование частоты перехода 2,5 ГГц позволяет определять концентрации глюкозы по величине импеданса с небольшим вкладом от концентраций электролитов. Но наиболее чувствительные замеры получаются на более низких частотах, при которых величина импеданса является мерой концентрации глюкозы плюс концентрация электролита. Высокочастотные фазовые измерения были использованы для прогнозирования изменений концентрации NaCl. Это предсказанное изменение концентрации NaCl затем использовались для прогнозирования изменения величины импеданса на низкой частоте из-за изменения концентрации электролита. Спрогнозированный взнос электролита на низкой частоте затем вычитался из величины суммарного импеданса на низкой частоте. Остаток являлся изменением импеданса, вызванным концентрацией глюкозы. В математических терминах это выглядит так: Выражение "CALCURVE" выведено из калибровочных уравнений. При вычислении изменений концентрации по изменению фазы или импеданса необходимо решить соответствующее калибровочное уравнение для неизвестного, например, "х", в терминах известного,например, "у". Калибровка по NaCl была выполнена с использованием решения для базовой линии СФБ, в который NaCl был добавлен порциями по 2 мМ вплоть до 12 мМ выше обычной СФБ. Вторая калибровка по NaCl включала разведение раствора СФБ дистиллированной водой порциями по 2 мМ вплоть до -12 мМ от обычной СФБ, в течение этого времени объем раствора изменялся от примерно 588 мкл до примерно 685 мкл. Однако результирующая калибровочная кривая дала линейную характеристику с превосходным соответствием,например,R20,999. Калибровка по глюкозе включала три отдельных эксперимента с использованием -10 мМ СФБ, обычного СФБ и +10 мМ СФБ в качестве базовых растворов, в которые добавляли глюкозу порциями по 10 мг/дл вплоть до 500 мг/дл. Характеристика по глюкозе была вполне линейной и имела хорошую корреляцию с калибровочной кривой. При проведении серий экспериментов ошибка была задана как 100(прогнозируемое значение - действительное значение)/действительное значение. Ошибки прогноза NaCl по сериям составляли 3%, а в целом ошибка прогноза концентрации NaCl составляла 0,2%. В целом ошибка прогнозирования концентрации глюкозы была 13%, а ошибки прогнозов по сериям были 23%. Эти результаты являются удовлетворительными, хотя, несомненно, буду 001007 30 щие реализации дадут даже более точные прогнозы содержания глюкозы. Метод прогнозирования имеет преимущество, заключающееся в довольно высокой чувствительности к NaCl, для которого характеристика на низких частотах более крутая, чем для глюкозы. Хотя изменения NaCl могут быть спрогнозированы с высокой точностью при использовании данных о фазе на высоких частотах, любая ошибка при таком измерении имеет тенденцию к "увеличению" за счет усиливающего действия NaCl на низких частотах в сравнении с глюкозой. В идеале компенсация произойдет на некоторой частоте, на которой сигналы от NaCl и глюкозы будут более близкими по величине. Заявители также исследуют использование математических производных от получаемых в соответствии с данным изобретением данных об импедансе и фазе. В рассмотренных реализациях могут быть сделаны модификации и изменения, не выходящие за пределы предмета и сущности изобретения и определяемые следующей формулой изобретения. ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ 1. Способ анализа, предназначенный для определения in vivo концентрации первого химического вещества в тестовом образце в присутствии второго вещества, включающий этапы:(a) воздействия на указанный тестовый образец высокочастотными сигналами, имеющими частотный режим в диапазоне от около 0,1 МГц до около 5 ГГц;(b) получения с использованием, по крайней мере, некоторых из указанных высокочастотных сигналов в первом частотном режиме данных, пропорциональных величине концентрации указанного второго вещества в указанном тестовом образце;(c) получения с использованием, по крайней мере, некоторых из указанных высокочастотных сигналов во втором частотном режиме данных, пропорциональных общей концентрации указанного первого химического вещества и указанного второго вещества в указанном тестовом образце; и(d) получения с использованием данных,полученных в указанном первом частотном режиме, и данных, полученных в указанном втором частотном режиме, меры концентрации указанного первого химического вещества в указанном тестовом образце. 2. Способ по п.1, в котором указанный тестовый образец включает кровь. 3. Способ по п.1, в котором указанный тестовый образец включает кровь, указанное первое химическое вещество включает глюкозу, а указанное второе вещество включает NaCl. 31 4. Способ по п.1, в котором на этапе (а), по крайней мере, некоторые из указанных частот представлены последовательно. 5. Способ по п.1, в котором на этапе (а), по крайней мере, некоторые из указанных частот представлены одновременно. 6. Способ по п.1, в котором на этапе (b) указанный первый частотный режим находится в диапазоне от около 1 до около 3 ГГц. 7. Способ по п.1, в котором на этапе (b) указанные данные, пропорциональные величине, получают путем измерения сдвига фаз между поступившими в указанный тестовый образец высокочастотными сигналами и высокочастотными сигналами, отраженными от указанного тестового образца. 8. Способ по п.1, в котором на этапе (с) указанный второй частотный режим находится в диапазоне от около 0,11 МГц до около 3 ГГц. 9. Способ по п.1, в котором на этапе (с) указанный второй частотный режим находится в диапазоне от около 800 МГц до около 900 МГц,где минимизировано влияние температуры на данные. 10. Способ по п.1, в котором на этапе (с) указанные данные, пропорциональные общей концентрации, получают путем измерения величины импеданса в указанном тестовом образце. 11. Способ по п.1, в котором для получения указанной меры концентрации указанного первого химического вещества на этапе (d) значение концентрации, определенное на этапе (b),вычитают из общей концентрации, определенной на этапе (с). 12. Способ по п.1, в котором осуществление способа проводится неинвазивно на организме человека и в котором этап (а) включает пропускание высокочастотных сигналов через,по крайней мере, один зонд, который контактирует с наружным участком тела указанного человека. 13. Способ анализа, предназначенный для определения in vivo концентрации первого химического вещества в тестовом образце в присутствии второго вещества, включающий этапы:(a) воздействия на указанный тестовый образец высокочастотными сигналами, имеющими частоту, на которой практически устранено влияние концентрации указанного второго вещества;(b) определения концентрации указанного первого химического вещества из данных, полученных на указанной частоте. 14. Способ по п.13, в котором указанный тестовый образец включает кровь, указанное первое химическое вещество включает глюкозу и указанное второе вещество включает NaCl. 15. Способ по п.14, в котором указанная частота перехода равна примерно 2,5 ГГц. 32 16. Способ по п.13, в котором на этапе (b) указанные данные являются данными об импедансе. 17. Способ по п.13, в котором осуществление способа на этапе (а) проводится неинвазивно на организме человека путем пропускания указанной частоты перехода через, по крайней мере, один зонд, который контактирует с наружным участком тела указанного человека. 18. Система для анализа, предназначенная для определения in vivo концентрации первого химического вещества в тестовом образце в присутствии второго вещества, включающая передатчик, подающий высокочастотные сигналы, имеющие частотный режим в диапазоне от около 0,1 МГц до около 5 ГГц; по крайней мере, один зонд, подключенный к указанному передатчику и контактирующий с участком указанного тестового образца; систему для приема и обработки сигналов,подключенную к указанному, по крайней мере,одному зонду и анализирующую, по крайней мере, некоторые из указанных высокочастотных сигналов на указанном зонде; причем указанная система для приема и обработки сигналов выдает данные, включающие, по крайней мере, импеданс и/или сдвиг фаз на поверхности раздела между указанным тестовым образцом и указанным, по крайней мере,одним зондом; а данные, выданные указанной системой для приема и обработки сигналов, используются для определения указанной концентрации указанного первого химического вещества в указанном тестовом образце. 19. Система по п.18, в которой указанный передатчик передает сигналы, пригодные для тестового образца, которым является тело человека, для указанного первого химического вещества, которым является глюкоза, и для указанного второго химического вещества, который включает NaCl и в котором указанный передатчик включает сетевой анализатор. 20. Система по п.18, в которой указанный тестовый образец является организмом человека, включающим кровь указанного человека; указанное первое химическое вещество является глюкозой; указанное второе химическое вещество включает NaCl; указанный передатчик передает сигналы,пригодные для различения концентрации глюкозы в присутствии NaCl в крови человека; указанный, по крайней мере, один зонд контактирует с наружным участком пальца указанного человека таким образом, что указанная система выдает указанные данные неинвазивно. 21. Неинвазивный способ определения концентрации, по крайней мере, первого компонента в тестовом образце в присутствии второго компонента, включающий этапы:(а) воздействия на указанный тестовый образец высокочастотными сигналами, имеющими частотный режим в диапазоне от около 0,1 МГц до около 5 ГГц;(b) получения с использованием, по крайней мере, некоторых из указанных высокочастотных сигналов в первом частотном режиме данных, пропорциональных величине концентрации указанного второго компонента в указанном тестовом образце;(c) получения с использованием, по крайней мере некоторых из указанных высокочастотных сигналов во втором частотном режиме данных, пропорциональных общей концентрации указанного первого компонента и указанного второго компонента в указанном тестовом образце; и(d) получения с использованием данных,полученных в указанном первом частотном режиме, и данных, полученных в указанном втором частотном режиме, меры концентрации указанного первого компонента в указанном тестовом образце. 22. Способ по п.21, в котором указанная проба включает кровь in vivo, в которой указанный первый компонент является гематокритом в указанной крови in vivo и указанный второй компонент является, по крайней мере, одним химическим веществом, концентрация которого в указанной крови in vivo может влиять на результат измерения концентрации указанного первого компонента в указанном тестовом образце.