Медичні датчики
Зміст
Вступ...............................................................................................................3
1. Волоконно-оптичні датчики.....................................................................4
2. Датчики потоку........................................................................................10
3. Датчики тиску..........................................................................................18
4. Температурні датчики. Термістори.......................................................20
5. Датчики ЕКГ............................................................................................24
6. Висновок..................................................................................................28
7. Використана література..........................................................................29
Вступ.
Різні перетворювачі неелектричних величин в електричні міцно зайняли своє місце в багатьох областях людського знання, і вже тим більше в медицині. Важко уявити сучасного лікаря, що займається діагностикою різних захворювань і їх лікуванням, не спираючись на величезне число досягнень таких наук, як радіоелектроніка, мікроелектроніка, метрологія, матеріалознавство. І хоча, датчики є однією із областей медичної електроніки, що поволі розвиваються, та і всієї електроніки в цілому, але переважна більшість діагностичних і терапевтичних приладів і систем прямо або побічно містить безліч самих різних перетворювачів і електродів, без яких, часом немислима робота цієї системи. Ось про деякі типи датчиків я і спробую розповісти в представленій роботі. Певна складність, повторюся, полягає у величезній номенклатурній різноманітності медичних датчиків, а також в досить малій кількості публікацій, що стосуються цієї теми.
1. Волоконно-оптичні датчики.
Оптоелектроніка — це досить нова область науки і техніки, яка з'явилася на стику оптики і електроніки. Слід зазначити, що в розвитку радіотехніки з самого початку ХХ століття постійно простежувалася тенденція освоєння електромагнітних хвиль все більш високої частоти. Важливим моментом в розвитку оптоелектроніки є створення оптичних волокон. Особливо інтенсивними дослідження стали в кінці 1960-х років, а розробка в 1970 р. американською фірмою "Корнінг" кварцового волокна з малим загасанням (20 дБ/км) з'явилася епохальною подією і послужила стимулом для збільшення темпів досліджень і розробок на всі 1970-ті роки. Оптичне волокно буває одного з двох типів: одномодове, в якому розповсюджується тільки одна мода (тип розподілу передаваного електромагнітного поля), і багатомодове — з передачею безлічі (близько сотні) мод. Конструктивно ці типи волокон розрізняються тільки діаметром осердя — світлопровідній частині, усередині якої коефіцієнт заломлення трохи вищий, ніж в периферійній частині — оболонці. У медичній техніці використовуються як багатомодові, так і одномодові оптичні волокна. Багатомодові волокна мають великий (приблизно 50 мкм) діаметр осердя, що полегшує їх з'єднання один з одним. Але оскільки групова швидкість світла для кожної моди різна, то при передачі вузького світлового імпульсу відбувається його розширення (збільшення дисперсії). В порівнянні з багатомодовими у одномодових волокон переваги і недоліки міняються місцями: дисперсія зменшується, але малий (5...10 мкм) діаметр осердя значно утруднює з'єднання волокон цього типу і введення в них світлового променя лазера.
Внаслідок цього одномодові оптичні волокна знайшли переважне застосування в лініях зв'язку, що вимагають високої швидкості передачі інформації (лінії верхнього рангу в ієрархічній структурі ліній зв'язку), а багатомодові найчастіше використовуються в лініях зв'язку з порівняно невисокою швидкістю передачі інформації. Є так звані когерентні волоконно-оптичні лінії зв'язку, де придатні тільки одномодові волокна. У багатомодовому оптичному волокні когерентність світлових хвиль, що приймаються, падає, тому його використання в когерентних лініях зв'язку непрактичне, що і зумовило застосування в подібних лініях тільки одномодових оптичних волокон. Навпаки, хоча при використовуванні оптичних волокон для датчиків вищезгадані чинники теж мають місце, але у багатьох випадках їх роль вже інша. Зокрема, при використовуванні оптичних волокон для когерентних вимірювань, коли з цих волокон формується інтерферометр, важливою перевагою одномодових волокон є можливість передачі інформації про фазу оптичної хвилі, що нездійсненно за допомогою багатомодових волокон. Отже, в даному випадку необхідне тільки одномодове оптичне волокно, як і в когерентних лініях зв'язку. Проте, на практиці застосування одномодового оптичного волокна при вимірюванні нетипове через невелику його дисперсію. Коротше кажучи, в сенсорній оптоелектроніці, за винятком датчиків-інтерферометрів, використовуються багатомодові оптичні волокна. Ця обставина пояснюється ще і тим, що в датчиках довжина використовуваних оптичних волокон значно менша, ніж в системах оптичного зв'язку.
Необхідно відзначити загальні достоїнства оптичних волокон:
· широкосмугова (передбачається до декількох десятків терагерц);
· малі втрати (мінімальні 0,154 дБ/км);
· малий (близько 125 мкм) діаметр;
· мала (приблизно 30 г/км) маса;
· еластичність (мінімальний радіус вигину 2 мм);
· механічна міцність (витримує навантаження на розрив приблизно 7 кг);
· відсутність взаємної інтерференції (перехресних перешкод типу відомих в телефонії "перехідних розмов");
· безіндукційність (практично відсутній вплив електромагнітної індукції, а отже, і негативні явища, пов'язані з грозовими розрядами, близькістю до лінії електропередачі, імпульсами струму в силовій мережі);
· вибухобезпечність (гарантується абсолютною нездатністю волокна бути причиною іскри);
· висока електроізоляційна міцність (наприклад, волокно завдовжки 20 см витримує напругу до 10000 B);
· висока корозійна стійкість, особливо до хімічних розчинників, масел, води.
У практиці використовування волоконно-оптичних датчиків мають найбільше значення останні чотири властивості. Достатньо корисні і такі властивості, як еластичність, малі діаметр і маса. Широкосмуговість же і малі втрати значно підвищують можливості оптичних волокон, але далеко не завжди ці переваги усвідомлюються розробниками датчиків. Проте, з сучасної точки зору, у міру розширення функціональних можливостей волоконно-оптичних датчиків в найближчому майбутньому ця ситуація потроху виправиться.
Як буде показано нижче, у волоконно-оптичних датчиках оптичне волокно може бути застосоване просто як лінія передачі, а може грати роль найчутливішого елементу датчика. У останньому випадку використовуються чутливість волокна до електричного поля (ефект Керра), магнітного поля (ефект Фарадея), до вібрації, температури, тиску, деформацій (наприклад, до вигину). Багато з цих ефектів в оптичних системах зв'язку оцінюється як недоліки, в датчиках же їх поява вважається швидше перевагою, яку слід розвивати і використовувати.
Сучасні волоконно-оптичні датчики дозволяють вимірювати майже все. Наприклад, тиск, температуру, відстань, положення в просторі, швидкість обертання, швидкість лінійного переміщення, прискорення, коливання, масу, звукові хвилі, рівень рідини, деформацію, коефіцієнт заломлення, електричне поле, електричний струм, магнітне поле, концентрацію газу, дозу радіаційного випромінювання, на використовуванні пучків таких волокон ґрунтується вся техніка ендоскопії.
Якщо класифікувати волоконно-оптичні датчики з погляду застосування в них оптичного волокна, то, їх можна грубо розділити на датчики, в яких оптичне волокно використовується як лінія передачі, і датчики, в яких воно використовується як чутливий елемент. У датчиках типу "лінії передачі" використовуються в основному багатомодові оптичні волокна, а в датчиках сенсорного типу найчастіше — одномодові.
За допомогою волоконно-оптичних датчиків з оптоволокном як лінія передач можна вимірювати наступні фізичні величини:
датчиком прохідного типу: температуру (на основі вимірювання зміни постійної люмінесценції в багатомодових волокнах, в діапазоні 0...70° Із з точністю ± 0,04° С);
датчиком відбивного типу: концентрацію кисню в крові (відбувається зміна спектральної характеристики, детектує інтенсивність відображеного світла, оптоволокно – пучкове, з доступом через катетер).
Якщо ж оптичне волокно в датчику використовувати як чутливий елемент, то можливі наступні застосування:
інтерферометр Майкельсона дозволяє вимірювати пульс, швидкість кровотоку: використовуючи ефект Доплера можемо детектувати частоту биття – використовуються як одномодове, так і багатомодове волокна; діапазон вимірювань: 10-4…108 м/с.
на основі неінтерферометричної структури можливо побудувати датчик, що дозволяє визначати дозу іонізуючого випромінювання, використовуване фізичне явища – формування центру фарбування, величина, що детектує, – інтенсивність світла, що пропускається.
|
Рис.1 Волоконно-оптичний датчик прохідного типу.
|
Рис. 2 Волоконно-оптичний датчик відбивного типу.
Підводячи деякий підсумок, треба сказати, що основними елементами волоконно-оптичного датчика, є: оптичне волокно, світловипромінюючий (джерело світла) і світлопоглинаючий пристрої, оптичний чутливий елемент. Крім того, спеціальні лінії необхідні для зв'язку між цими елементами або для формування вимірювальної системи з датчиком. Далі, для практичного впровадження волоконно-оптичних датчиків необхідні елементи системної техніки, які в сукупності з вищезгаданими елементами і лінією зв'язку утворюють вимірювальну систему.
|
Класифікація основних структур волоконно-оптичних датчиків:
а) із зміною характеристик волокна (зокрема спеціальних волокон)
б) із зміною параметрів світла, що передається;
в) з чутливим елементом на торці волокна.
2. Датчики потоку.
Ультразвукові датчики ефективно використовуються для вимірювання потоку в багатьох медико-біологічних і промислових застосуваннях. Основним елементом конструкції ультразвукового датчика є п'єзоелектричний випромінювач коротких посилок акустичних (пружних) хвиль. Для вимірювання потоку використовуються частоти, що лежать за межами чутного акустичного діапазону – в ультразвуковій області. Робота ультразвукових датчиків потоку заснована на одному з двох фізичних принципів. У датчиках першого типу (вимірювання часу проходження сигналу) використовується той факт, що швидкість звуку, що розповсюджується в рухомому середовищі, рівна швидкості щодо цього середовища плюс швидкість руху самого середовища. У датчиках другого типу використовується зміна (доплеровський зсув) частоти ультразвукової хвилі при її розсіянні рухомим середовищем.
У ультразвукових вимірниках потоку використовуються електроакустичні перетворювачі з п'єзоелектричних матеріалів, що здійснюють перетворення електричної потужності в акустичні коливання. Ідеальним п'єзоелектричним матеріалом для електроакустичного перетворювача є такий матеріал, який забезпечує низький рівень шуму, високу ефективність перетворення і дозволяє створити перетворювач з високою добротністю. Найчастіше в електроакустичних перетворювачах використовується цирконат-титанат свинцю (ЦТС). Перевага цього матеріалу – дуже висока ефективність електроакустичного перетворення і висока температура Кюрі (приблизно 300 oС); останнє зменшує вірогідність деполяризації матеріалу в процесі припаювання виводів перетворювача.
Можна виготовити ультразвуковий перетворювач будь-якої форми за допомогою розплавлення матеріалу і подальшого його формування. П'єзоелектричні кристали піддаються штучній поляризації шляхом поміщення їх в сильне електричне поле при високій температурі і охолоджування в цьому полі тд температур, нижчих за температуру Кюрі. Звичайно формуються перетворювачі у вигляді дисків, на протилежні плоскі поверхні яких наносяться металеві електроди. Через ці електроди генератор коливань збуджує кристал-випромінювач. Електроди кристала-приймача приєднані до високочастотного підсилювача. Для забезпечення максимальної ефективності товщина кристалу звичайно вибирається рівною половині довжини ультразвукової хвилі.
Вибір робочої частоти перетворювача визначається фундаментальними фізичними чинниками. Кінцеве значення діаметру перетворювача обумовлює наявність дифракційного розподілу інтенсивності ультразвукової хвилі по аналогії з апертурною дифракцією в оптиці. У області ближнього поля пучок має практично циліндрову форму, відповідну геометрії випромінювача, і його розширення мале. Проте розподіл інтенсивності в пучку неоднорідний, оскільки тут виникають численні інтерференційні максимуми і мінімуми. У області дальнього поля пучок розходиться, причому інтенсивність ультразвукової хвилі в пучку змінюється обернено пропорційно до квадрата відстані від перетворювача. Ефект розходження пучка погіршує просторове розділення, тому область дальнього поля використовувати не рекомендується. Для забезпечення роботи у області ближнього поля потрібні великі перетворювачі і високі робочі частоти. У промислових застосуваннях просторове розділення при вимірюванні потоку можна одержати, вибираючи робочу частоту і розмір перетворювача так, щоб розмір області ближнього поля приблизно відповідав діаметру потокопроводу (кровоносної судини, наприклад).
Правильний вибір робочої частоти дуже важливий для вимірників потоку крові. Для пучка з постійним поперечним перетином потужність ультразвукової хвилі експоненціально спадає з відстанню через її поглинання в тканині. З цієї точки зору бажані низькі робочі частоти, оскільки коефіцієнт поглинання ультразвуку квазілінійним чином зростає зі збільшенням частоти. З другого боку, найпоширеніші ультразвукові вимірники потоку – доплерівські датчики потоку – працюють на принципі детектування потужності ультразвукової хвилі, розсіюваної рухомими червоними кров'яними тільцями, причому розсіювана потужність пропорційна четвертому степеню частоти. Таким чином, в цих вимірниках потоку для збільшення потужності, що детектується, необхідно збільшувати робочу частоту. Компроміс досягається при виборі робочої частоти в діапазоні від 2 до 10 MГц.
Датчик потоку, що працює на принципі вимірювання часу проходження сигналу – один з простих ультразвукових вимірників потоку. Він широко використовується в промисловості і придатний також для респіраторних вимірювань і вимірювань потоку крові. Можливий спосіб розташування, що полягає в можливості закріплювати перетворювачі на зовнішній поверхні труби або кровоносної судини, що виключає обмеження потоку
Переваги таких датчиків (вимірників) потоку полягає в наступному: 1) з їх допомогою можна вимірювати потоки самих різних рідин і газів, оскільки для проведення вимірювань не потрібна наявність в плинному середовищі частинок, що відображають ультразвук; 2) вони дозволяють визначати напрям потоку; 3) їх свідчення порівняно нечутливі до змін в'язкості, температури і густини плинного середовища; 4) зі всіх вимірників потоку, що серійно випускаються, промислові пристрої цього типу забезпечують щонайвищу точність вимірювань.
Ультразвукові вимірники потоку були випробувані як пневмотахометри для вимірювання миттєвого значення об'ємної витрати вдихуваного або газу, що видихається. Ультразвукові пневмотахометри мають наступні теоретичні переваги:
1) висока швидкодія;
2) широкий динамічний діапазон;
3) відсутність рухомих частин;
4) нехтує малий вплив на потік;
5) природну двонаправленность;
6) легкість очищення і стерилізації.
В даний час ультразвукові пневмотахометри знаходяться все ще у стадії розробки. Є декілька проблем, що перешкоджають успішному впровадженню цих пристроїв: 1) низька акустична ефективність передачі ультразвуку через гази; 2) широкий діапазон змін складу, температури і вогкості газу; 3) незадовільне розуміння природи ультразвукового поля і характеру його взаємодії з рухомим газом.
У доплерівських вимірниках потоку безперервної дії використовується відомий ефект зміни (пониження) частоти звуку, що детектує рухомим приймачем, що віддаляється від нерухомого джерела звуку (ефект Доплера). Найважливіша перевага доплеровського вимірника потоку безперервної дії – можливість вимірювання кровотоку за допомогою перетворювачів, розташованих на поверхні тіла з одного боку кровоносної судини. Вимірники потоку цього типу можуть працювати з рідинами, що містять включення газів або твердих тіл. Можна вказати і ряд інших переваг цих пристроїв:
1) часові затримки сигналу в них мінімальні і визначаються головним чином характеристиками фільтрів;
2) при вимірюванні кровотоку перешкоди від сигналу електрокардіограми (ЕКГ) незначні;
3) такі пристрої можна встановлювати в дешевих регуляторах потоку.
При використовуванні доплерівського вимірника потоку безперервної дії для отримання сигналу доплерівського зрушення необхідна наявність в плинному середовищі яких-небудь частинок. Сигнал доплерівського зсуву не є одночастотним гармонійним сигналом, що обумовлене рядом причин:
1. Профіль розподілу швидкості по поперечному перетину потоку (профіль потоку) неоднорідний. Частинки рухаються з різними швидкостями, генеруючи різні по частоті доплерівські зрушення.
2. Частинка відображає ультразвукову хвилю в перебігу короткого проміжку часу.
3. Хаотичне обертання частинок і турбулентність викликають різні доплерівські зрушення.
Два інші недоліки доплерівського вимірника потоку безперервної дії – практично повна відсутність інформації про профіль потоку і неможливість визначення напряму потоку без додаткової обробки сигналу.
Імпульсний доплерівський вимірник потоку працює в радарному режимі і видає інформацію про профіль потоку плинного середовища. Перетворювач збуджується короткими посилками сигналу несучої частоти від генератора. Цей перетворювач виконує функції випромінювача і приймача; відбиваний сигнал з доплерівським зрушенням приймається з деякою часовою затримкою щодо моменту випромінювання первинного сигналу. Часовий інтервал між моментами випромінювання і прийому сигналу є безпосереднім покажчиком відстані до частинки, що відображає (дальності). Отже, можна одержати повну “розгортку” віддзеркалень сигналу упоперек труби або кровоносної судини. Профіль швидкості в поперечному перетині кровоносної судини виходить в результаті реєстрації доплерівського зсуву сигналу при різних часових затримках. За допомогою імпульсного доплерівського вимірника потоку можна оцінити діаметр кровоносної судини. Сигнали, що приймаються, А і З обумовлені віддзеркаленнями від ближньої і дальньої стінок судини відповідно. Відстань між точками, де відбуваються ці віддзеркалення, безпосередньо зв'язана через прості геометричні співвідношення з діаметром судини.
Аналогічний принцип вимірювання лежить в основі методу ультразвукового сканування в амплітудному режимі (А-режимі) і методу луна-кардіографії. Ультразвуковий перетворювач встановлюється напроти ділянки тіла або органу, що підлягає скануванню. Цей перетворювач випромінює ультразвуковий сигнал, що відбивається від будь-якої неоднорідності тканини уздовж напряму сканування. Затримка між часом випромінювання і прийому сигналу може бути використана для визначення місця локалізації цієї неоднорідності уздовж певного шляху сканування.
Тривалість випромінюваного імпульсу є важливим чинником при використовуванні імпульсного доплерівського вимірника для реєстрації кровотоку. У ідеалі це повинен бути дуже короткий імпульс, щоб одержати хороше розділення по відстані. З другого боку, для досягнення досить високого значення відношення сигнал/шум і хорошого розділення по швидкості тривалість цього імпульсу повинна бути достатньо велика. Типовий компромісний варіант – використовування імпульсів з частотою повторення 8 МГц і тривалістю 1 мкс.
Доплерівським вимірювальним системам, що працюють в імпульсному режимі, властиво внутрішнє обмеження. Воно виражається у тому, що при заданій дальності обмежений діапазон вимірюваних швидкостей. Це вимушує використовувати імпульси з меншою частотою повторення. Це означає, що не можна зміряти високі швидкості при великих відстанях до об'єкту, що відбиває. Спектральне розширення, яке може привести до появи в сигналі спектральних складових з частотами, що перевищують несучу частоту, а також неідеальність характеристик фільтрів нижніх частот, використовуваних для виключення ефекту накладення спектрів, приводить до ще жорсткіших обмежень.
У імпульсних доплерівських системах перетворювачі мають складнішу конструкцію, ніж в доплерівских системах безперервної дії. Будь-який кристалічний перетворювач характеризується високою добротністю Q (вузькою частотною характеристикою) і тому після закінчення збудливого електричного сигналу досить довго осцилює на своїй резонансній частоті. Імпульсний доплерівський перетворювач модифікується шляхом додавання до нього спереду або позаду масивного демпфера, що забезпечує зменшення (розширення частотної характеристики) кристала. Типові значення модифікованої добротності – від 5 до 15. При використовуванні одного загального перетворювача випромінювач і приймач відключення випромінювача здійснюється за допомогою логічного елементу (вентиля). Однокаскадний логічний елемент не забезпечує належної розв'язки могутнього сигналу, збудливого випромінювач, від виключно слабкого сигналу, що приймається. Проблема розв'язки розв'язується послідовним включенням двох логічних елементів.
При використовуванні імпульсних доплерівських систем виникають додаткові проблеми і з обробкою сигналу, що приймається. У система повинна бути передбачена деяка схема, що забезпечує захист підсилювача високої частоти від перевантажень під час передачі сигналу і запобігає надходженню напруги генератора на вхід цього підсилювача під час прийому сигналу. Прикладом такої схеми є діодна структура, що має низький опір для високорівневого передаваного сигналу і високим опором для слабкого сигналу, що приймається. Вимірювання профілів потоку в реальному масштабі часу досягається шляхом використовування 16 логічних елементів (селекторів дальності), задаючих різні часові затримки для сигналу, що приймається. На виході вимірювального пристрою маємо при цьому 16 “паралельних” сигналів, відповідних різним точкам в поперечному перетині труби або кровоносної судини і визначальних тимчасову залежність локальних швидкостей потоку в цих крапках. Профіль швидкості формується шляхом швидкого сканування по цих 16 каналах.
Головна перевага імпульсних доплерівських вимірників потоку – можливість отримання інформації про профіль потоку. Крім того, в цих пристроях детектують сигнали, відбивані частинками з малих об'ємів плинного середовища (через сканування по поперечному перетину потоку), і тому на детектори нуля поступають сигнали з вузьким частотним спектром, що є іншою важливою перевагою вимірників потоку цього типу. І, нарешті, оскільки для імпульсного доплерівського вимірника потоку потрібен тільки один перетворювач, що виконує функцію, як випромінювача, так і приймача, то це - ідеальний пристрій для вимірювань за допомогою катетера. Такі вимірники використовуються для реєстрації кровотоку в різних ділянках кровоносної системи.
3. Датчики тиску.
Датчики тиску сімейства Senseon фірми Motorola вибирають виробники медичного устаткування по всьому світу. Вони довговічні, точні і надійні.
Датчик тиску фірми Motorola розроблений з використанням монолітного кремнієвого пьезорезистора, який генерує напругу, що змінюється залежно від величини тиску, на виході. Резистивний елемент, який є датчиком напруг, іонний імплантований в тонку кремнієву діафрагму. Найменший тиск на діафрагму приводить до зміни опору датчика напруг, що в свою чергу змінює напругу на виході пропорційно прикладеному тиску. Датчик напруг є складовою частиною діафрагми, завдяки чому усуваються температурні ефекти, що виникають через різницю в теплових розширеннях датчика і діафрагми. Параметри на виході самого датчика деформацій залежать від температури, так що при використовуванні в діапазоні температур, що перевищують допустимі значення, потрібна компенсація. У вузьких діапазонах температур, наприклад від 0 0С до 850С, в цій якості може бути використана проста схема резистора. У діапазоні температур від –400С до +1250С потрібно розширені компенсаційні схеми.
Компенсовані і калібруються (на чипі). Медичний клас.
Серія | Максимальний рівень тиску | Напруга живлення (V dc) | Допустиме відхилення, mV (Max) | Чутливість (µV/V/mmHg) | Повний вихідний опір Ом (Max) | лінійність % від повного діапазону | ||
psi | кПа | (Min) | (Max) | |||||
MPX2300DT1 | 5.8 |
6.0 |
0.75 |
5.0 | -2.0 | 2.0 |
Серії МРХ 7050, 7100, 7200
Датчики цих серій поєднують в собі всі переваги серії МРХ 2000 (температурна компенсація і калібрация на чипі) з високим повним вхідним опором (звично 10 kОм), що робить їх незамінними в переносних пристроях, що працюють на акумуляторах. Ці датчики можуть використовуватися в приладах, що вимагають точного визначення тиску при малому споживанні енергії, таких як переносне медичне устаткування і т.п.
4. Температурні датчики. Термістори.
Однієї з найпоширеніших задач промислової, побутової і медичної автоматики, вирішуваних шляхом температурних вимірювань, є задача виділення заданого значення температури або діапазону температур, в межах якого контрольовані фізичні процеси протікають нормально, з необхідними параметрами. Це, в першу чергу, відноситься до приладів і пристроїв, що працюють при температурах, визначуваних умовами життєдіяльності людини і використовуваних їм при цьому приладів машин і механізмів, тобто –40 +100°С, наприклад, кондиціонування температури житлових, складських і технологічних приміщень, контроль нагріву різних двигунів, трансмісій, гальмівних пристроїв і т.п., системи пожежної сигналізації, контроль температури в медицині, біотехнологіях і сільському господарстві і ін. Як чутливі елементи таких систем останнім часом широко використовуються напівпровідникові термоопори з негативним температурним коефіцієнтом або термістори (NTC-thermistors). Проте, для вирішення задачі в цілому, тобто отримання електричного сигналу, що виникає при підвищенні або пониженні температури контрольованого процесу до заданого значення, термістор повинен бути забезпечений додатковими електронними схемами, які і здійснюють рішення задачі виділення заданого значення температури. У Інституті проблем управління РАН сумісно з фірмою VZ SENSOR Ltd., на основі напівпровідникових структур з L-подібною вольтамперною характеристикою були розроблені інтелектуальні (функціональні) термістори (Z-thermistors), які здатні вирішувати задачу виділення заданого значення температури без використовування додаткових електронних схем.
Z-термістори представляють собою напівпровідникову p-n структуру, що включається в прямому напрямі (+ до p-області структури) в ланцюг джерела постійної напруги. Структура володіє функцією переходу з одного стійкого стану (з малим струмом) в інший стійкий стан (у 50 - 100 разів великим струмом) при її нагріві до заданого значення температури. Установка необхідного значення температури спрацьовування здійснюється простою зміною напруги живлення. Тривалість переходу структури (Z-термістора) з одного стійкого стану в інший 1 - 2 мкс. Схема включення Z-термістора складається з джерела живлення U і резистора навантаження R, який одночасно служить обмежувачем струму Z-термістора при його переході в стан з великим струмом (мал.). Вихідний сигнал (кидок напруги) може бути знятий як з резистора навантаження R, так і з самого Z-термістора, але із зворотним знаком. Як вже було сказано, Z-термістор може бути налаштований на будь-яке значення температури в діапазоні –40 -+100°С шляхом зміни живлячої напруги U. При цьому можуть бути виготовлені різні типи Z-термісторів, що спрацьовують при одній і тій же температурі від різних напруг живлення. Для того, щоб розділити Z-термістори по типах, було введене поняття базової температури. Базової було прийняте як значення кімнатної температури (room temperature) +20°С. Принципово Z-термістори можуть бути виготовлені на будь-які напруги спрацьовування в межах від 1 до 100 В при базовій температурі, але для зручності користувачів ми обмежилися рядом типових значень напруги, найчастіше використовуваних в електронній техніці, а саме: 1,5 В; 3 В; 4,5 В; 9 В; 12 В; 18 В; 24 В (див. таблицю).
Таблиця - Технічні характеристики Z-термісторів при температурі +20°C і опорі резистора R = 0.25 + 5 кОм.
Тип Z-термістора |
| TZ-1 | TZ-3 | TZ-4 | TZ-12 | TZ-18 | TZ-24 |
Порогова напруга | Uth(B) | <1,5 | 3+-0,5 | 4,5+-1 | 12+-2 | 18+-3 | 24+-3 |
Пороговий струм | Ith(mA) | <0,05 | <0,1 | <0,15 | <0,2 | <0,25 | <0,35 |
Вторинна напруга | Uf(B) | <0,7 | <1,5 | <2 | <5 | <8 | <10 |
Вторинний струм | If(mA) | >1,5 | >1,7 | >3 | >2,5 | >3 | >3,5 |
Вихідний сигнал | UR(B) | >0,5 Uth | " | " | " | " | " |
Розсіювана потужність | P(mBт) | <100 | " | " | " | " | " |
Тривалість переходу Uth-Uf | t(мкс) | <5 | " | " | " | " | " |
Роздільна здатність | Т(°C) | <0,1 | " | " | <<0,1 | " | " |
Чутливість ділянки 1 | S1(мВ/°C) | >10 | " | " | >30 | " | " |
Чутливість ділянки 2 | S2(мВ/°C) | >20 | " | " | >60 | " | " |
Чутливість ділянки 3 | S3(мВ/°C) | >200 | " | " | >400 | " | " |
Швидкодія | Т(сік) | <1 | " | " | <<1 | " | " |
Діапазон робочих температур: -20 + 100 °З
Діапазон порогових напруг: 60 - 0,5 B
Розміри Z-термисторов: 1 x 1 x 0,3; 2 x 2 x 0,3; 3 x 1,5 x 0,3 mm
Маркіровка Z-термисторов: TZ-(1; 3; 4; 12; 18; 24)
Тут: T - функціональний тип сенсора (Thermistor);
Z - фізичний принцип дії (Z-ефект);
(1; 3; 4; 12; 18; 24) - порогова напруга при 20°C
Z-термисторы можуть бути використані не тільки як високоточні, надійні і прості в експлуатації сигналізатори заданого значення температури, але також, як температурні сенсори для безперервного вимірювання температури, приблизно в тому ж діапазоні (-40 - +100°С). Для цього можуть бути використані ділянки 1,2,3 ВАХ. При цьому, знаючи нижню і верхню межі вимірювань температури, (наприклад, для медичного термометра +34° - +43°С), напруга живлення вибирається таким, щоб значення струмів термістора, відповідні цим межам вимірювань, знаходилися на вибраній ділянці ВАХ. Точнісні можливості Z-термісторів при їх використовуванні як в пороговому режимі, так і в режимі безперервних вимірювань практично повністю визначаються стабільністю живлячої напруги і лежать в межах 0,1 - 0,01°С. Великий інтерес з практичної точки зору є можливістю використовування Z-термісторів в частотно-імпульсному режимі роботи. Для цього паралельно Z-термістору підключають ємність С>> 0,05 - 0,15 мкФ (мал.), що викликає генерацію пилкоподібних імпульсів великої амплітуди (порядка 0,5 від живлячої напруги), частота проходження яких пропорційна температурі.
Вольтамперна характеристика (ВАХ) Z-термістора
Багаторічні дослідження не виявили яких-небудь проявів деградації або дрейфу робочих характеристик Z-термістороів. Більш ніж двократний по відношенню до робочого діапазону перегрів Z-термісторів не приводить до їх руйнування або до зміни характеристик, що говорить про їх вельми високу надійність. Z-термістори не мають аналогів в світовій практиці і технологією їх виробництва не володіє жоден із західних виробників електронних компонентів.
5. Датчики знімання ЕКГ.
Всі пристрої знімання медичної інформації підрозділяють на 2 групи: електроди і датчики (перетворювачі). Електроди використовуються для знімання електричного сигналу, реально існуючого в організмі, а датчик — пристрій знімання, реагуюче своїм чутливим елементом на дію вимірюваної величини, а також здійснююче перетворення цієї дії у форму, зручну для подальшої обробки. Електроди для знімання біопотенціалів серця прийнято називати електрокардіографічними (електроди ЕКГ). Вони виконують роль контакту з поверхнею тіла і таким чином замикають електричний ланцюг між генератором біопотенціалів і пристроєм вимірювання.
Автоматичний аналіз електрокардіосигналів в кардіомоніторах пред'являє жорсткі вимоги до пристроїв знімання — електродам ЕКГ. Від якості електродів залежить достовірність результатів аналізу, і отже, ступінь складності засобів, вживаних для виявлення сигналу на фоні перешкод. Низька якість знімання ЕКС практично не може компенсуватися ніякими технічними рішеннями.
Вимоги, вживані до електродів ЕКГ, відповідають основним вимогам до будь-яких перетворювачів біоелектричних сигналів:
- по точності сприйняття сигналу (мінімальні втрати корисного сигналу на переході електрод—шкіра і збереження частотної характеристики сигналу);
- ідентичність електричних і конструктивних параметрів (взаємозамінність, можливість компенсації електричних параметрів);
- постійність в часі функцій перетворення (стабільність електричних параметрів);
- низькому рівню шумів (забезпечення необхідного співвідношення сигнал—шум).
- малому впливу характеристик електродів на вимірювальний пристрій.
Як показало застосування перших кардіомоніторів, звичні пластинчасті електроди ЕКГ, широко використовувані в ЕКГ, не задовольняють вимогам тривалого безперервного контролю ЕКГ через великий рівень перешкод при зніманні.
Ехокардіографією називається метод вивчення будови і руху структур серця за допомогою відображеного ультразвука. Одержуване при реєстрації зображення серця називається ехокардіограммою (Ехокг). Вперше Ехокг була зареєстрована в 1954 р. шведськими ученими Едлером і Херцем; свою сучасну назву метод одержав в 1965 р. за пропозицією Американського інституту ультразвука в медицині.
Фізичні принципи методу засновані на тому, що ультразвукові хвилі проникають в тканину і частково у вигляді ехосигнала відображаються від меж різної густини. Хвилі ультразвукової частоти генеруються датчиком, володіючим п'єзоелектричним ефектом і встановлюваним над ділянкою серця, відображені від структур серця ехосигнали знов перетворюються датчиком в електричний імпульс, який посилюється, реєструється і аналізується на екрані відеомонітора. Одночасно одержані результати можуть фіксуватися на фотоплівці, спеціально хімічно обробленому паперу або за допомогою камери поляроїда у вигляді фотозображень. Частота ультразвукових хвиль, використовуваних в ехокардіографії, коливається від 2 до 5 Мгц, довжина — 0,7-1,4 мм; вони проникають в тіло на глибину 20-25 см. Датчик працює в імпульсному режимі: 0,1% часу — як випромінювач, 99,9% — як приймач імпульсів. Таке співвідношення часу передачі і прийому імпульсів дозволяє вести безперервне спостереження на екрані відеомонітора. Для виділення окремих фаз серцевого циклу синхронно з Ехокг реєструються ЕКГ, ФКГ або сфігмограмма.
В даний час крім одновимірної ехокардіографії, що дозволяє аналізувати будову і рух структур серця — М-режим (від лат. motio — рух), використовується двовимірна в реальному масштабі часу і починається застосування тривимірної, об'ємної, ехокардіографії.
Фонокардіографія є методом графічної реєстрації звукових процесів, що виникають при діяльності серця.
Фонокардіограф є апаратом, реєструючим звукові процеси серця. Звичайно одночасно з фонокардіограммою (ФКГ) реєструється ЕКГ, дозволяюча чітко визначити інтервали систоли і діастоли.
Фонокардіограф будь-якого типу складається з мікрофону, електронного підсилювача, фільтрів частот і реєструючого пристрою. Мікрофон перетворить звукову енергію в електричні сигнали. Він повинен володіти максимальною чутливістю, не вносити спотворень в передавані сигнали і бути малосприйнятливим до зовнішніх шумів. За способом перетворення звукової енергії в електричні сигнали мікрофони фонокардіографів розділяються на п'єзоелектричні і динамічні.
Принцип дії п'єзоелектричного мікрофону заснований на п'єзоелектричному ефекті — виникненні різниці при механічній деформації деяких кристалів (кварцу, сегнетової солі і ін.). Кристал встановлюється і закріплюється в корпусі мікрофону, щоб під дією звукових коливань він піддавався деформації.
В даний час частіше використовуються динамічні мікрофони. Принцип їх дії заснований на явищі електромагнітної індукції: при русі провідника в полі постійного магніта в ньому виникає э. д. з., пропорційна швидкості руху. На кришці мікрофону наклеєне кільце з еластичної гуми, завдяки чому мікрофон щільно накладається на поверхню грудної клітки. Через отвори в кришці динамічного мікрофону звук впливає на мембрану, зроблену з якнайтоншої міцної плівки. Сполучена з мембраною котушка переміщається в кільцевому зазорі магнітної системи мікрофону, унаслідок чого з'являється э. д. з.
Електричний сигнал подається на підсилювач в задачу якого входить не просто підсилити всі звуки в рівній мірі, а в більшій мірі підсилити слабкі високочастотні коливання, відповідні серцевим шумам, і в меншій мірі низькочастотні, відповідні серцевим тонам. Тому весь спектр розбивається на діапазони низьких, середніх і високих частот. У кожному такому діапазоні забезпечується необхідне посилення. Повну картину звуком серця одержують при аналізі ФКГ, одержаних в кожному діапазоні частот.
У вітчизняних приладах використовуються наступні частотні характеристики при записі ФКГ: А — аускультативна (номінальна частота 140± 25 Гц), Н — низькочастотна (35± 10 Гц), С1 —середньочастотна-1 (70± 15 Гц), С2 — середньочастотна-2 (140± 25 Гц), В — високочастотна (250± 50 Гц).
Для реєстрації одержаних сигналів використовують реєструючі системи, що мають малу інерцію (оптичну або струменеву).
Дата добавления: 2015-08-29; просмотров: 46 | Нарушение авторских прав
| <== предыдущая лекция | | | следующая лекция ==> |
| | | регулятор числа оборотов |
