Датчики параметров сердечно-сосудистой системы

Для оценки деятельности сердечно-сосудистой системы используются такие характеристики, как пульс, систолическое и диастолическое давление, тоны и шумы сердца, импеданс тканей, различные показатели циркуляции и др.

Для регистрации частоты периферического пульса получили распространение пьезоэлектрические преобразователи, использующие пьезоэлектрический эффект. Пьезоэлектрический эффект состоит в возникновении электрических зарядов разных знаков на противоположных поверхностях некоторых кристаллических тел (пьезоэлектриков) при их механических деформациях (растяжении, сжатии, изгибе и т.д.)

Рисунок 13. Схема пьезоэлектрических датчиков артериального пульса. а-пьезоэлемент, работающий на сжатие. б-пьезоэлемент, работающий на изгиб.

Пьезоэлектрическими свойствами обладают природные материалы (кварц и турмалин) и синтетические вещества (сегнетова соль, дигидрофосфат калия, титанат бария, цирконат-титанат свинца и др.). Количественно пьезоэффект оценивается пьезомодулем d, устанавливающим пропорциональную зависимость между величиной возникающего заряда Q и приложенной силой P:Q = dP. Кроме того, пьезоэлектрики характеризуются механической прочностью, зависимостью пъезомодуля от температуры и влажности среды.

Как правило, искусственные пьезоэлектрики имеют пьезомодуль, во много раз превышающий пьезомодуль кварца, но обладают гораздо меньшей механической прочностью, большей зависимостью параметров от температуры и влажности среды.

Рисунок 14. Микрофонные датчики. 1-корпус, 2-эластичная мембрана, 3-цилиндрический каркас катушки, 4-катушка, 5-кольцевой магнитный сердечник, б-пьезоэлектрический микрофон 1-корпус. 2-стойка, 3-мембрана, 4-пьезоэлемент, 5, 6-посеребренные плоскости пьезоэлемента, 7-отводящие проводники.

Датчики, работающие на основе пьезоэлектрического эффекта, относятся к числу активных (генераторных) биоуправляемых датчиков. Конструктивно они обычно выполняются в виде таблёток диаметром 10-15 мм и высотой 3-5 мм. Внутри этого корпуса расположен пьезоэлемент, работающий на сжатие (рис. 13, а) или на изгиб (рис. 13, б). Датчики такой конструкции, приложенные к стенке артерии дают на выходе импульсный сигнал причём частота следования импульсов совпадает с частотой пульса.

Для измерения частоты пульса применяются также фотодатчики к числу энергетических датчиков. Принцип работы такого датчика основан на использовании эффекта изменения степени поглощения светового потока, проходящего через ткань, в зависимости от кровенаполнения ткани. Датчик может работать в проходящем или в рассеянном свете.

Чувствительным элементом таких датчиков чаще всего является фотосопротивление. Возможно использование фотоэлементов, фототранзисторов, вентильных фотоэлементов и т. д. Величина светового потока, падающего на светочувствительный элемент, определяет значение тока, проходящего через фотодатчик. Поэтому изменение этого значения соответствует изменению количества поглощенного света. Последнее зависит от типа ткани, ее толщины и кровенаполнения.

В процессе исследования тип и толщина ткани остаются постоянными; поэтому выходной сигнал фотодатчика характеризует кровенаполнение исследуемой части тела; поскольку кровенаполнение изменяется в такт с сокращениями сердца, тем самым становится возможным и измерение частоты пульса. Фотодатчики пульса обычно крепятся на мочке уха или на ногтевой фаланге пальца руки.

Для исслeдoвaния тонов и шумов сердца и записи фонокардиограмм применяются электродинамические и пьезоэлектродинамические микрофоны. Микрофоны относятся к числу активных (генераторных) биоуправляемых датчиков. Принцип работы динамического микрофона состоит в следующем. Акустические колебания воздействуют на эластичную мембрану 2 (рис. 14, а), которая по своей окружности крепится к корпусу микрофона 1. На жестком основании - цилиндре 3, закрепленном в центре мембраны, располагаются витки провода катушки 4. Под действием звуковых волн катушка 4 движется в сильном магнитном поле, образованном кольцевым магнитным сердечником 5. В результате такого движения в катушке индуктируется э.д.с. звуковой частоты.

Электродинамические микрофоны различаются по чувствительности, частотному и динамическому диапазону. Акустические явления, сопровождающие работу сердца, как известно, являются колебаниями низкочастотными. Поэтому для получения удовлетворительного воспроизведения таких частот применяются динамические микрофоны специальной конструкции. Они отличаются особо эластичной подвеской мембраны, большой массой постоянного магнита и корпуса, в связи с чем микрофон получается очень громоздким. Вследствие, этого применение электродинамических микрофонов для указанных целей связано с рядом методологических трудностей.

Электродинамические микрофоны постепенно вытесняются пьезоэлектрическими, которые по сути дела имеют такую же конструкцию, как и пьезоэлектрические датчики пульса. Разница заключается лишь в их размерах и чувствительности. В конструкции пьезоэлектрического микрофона (рис. 14, б) с открытой стороны цилиндрического корпуса 1крепится упругая металлическая мембрана 3. Колебания мембраны передаются через недеформирующуюся стойку 2 к пьезоэлементу 4. К посеребренным плоскостям 5 и 6 пьезоэлемента припаиваются отводные проводники 7. Такой микрофон имеет диаметр 25-30 мм, высоту 10-15 мм, и масса его составляет всего несколько граммов. Параметры его в диапазоне низких частот не хуже параметров лучших образцов динамических микрофонов.

При регистрации фонокардиограммы в условиях свободного поведения, физической нагрузки и т. д. применение микрофонов описанных выше конструкций затруднено из-за высокого уровня помех. Разработаны специальные датчики, отличающиеся высокой направленностью. Перемещения и вибрации тела, действующие в плоскости, перпендикулярной относительно направления действия полезного фоиокардиографического сигнала, подавляются такими датчиками в 50-100 раз.

Для регистрации механических колебаний грудной клетки, связанных с сокращениями сердца,- сейсмокардиограммы - применяются датчики электромагнитного типа. Внутри неподвижно закрепленных катушек на спиральной пружине укреплена сейсмическая масса - постоянный магнит. Колебания магнита индуцируют в катушках электрический ток. Таким образом, сотрясения грудной клетки, сопровождающие сокращения сердца, преобразуются в электрический сигнал. Размещается такой датчик в области верхушечного толчка.

Для обнаружения пульса и тонов сердца разрабатывают датчики на основе подогревных термисторов и микропроводов. Движение воздуха при экскурсиях грудной клетки за счет сокращения сердца воспринимается с помощью датчиков таких типов.

С помощью таких датчиков были проведены записи пульса с наружной сонной артерии, а также тонов сердца и верхушечного толчка. Проведено сравнение разрабатываемых датчиков с двумя типами стандартных устройств съема. Предварительные испытания показали, что такие компактные датчики с низким импедансом обладают механической прочностью и высокой помехоустойчивостью.

Измерения артериального давления могут производиться двумя принципиально различными методами: либо косвенно, например, по методике Рива-Роччи - Короткова, либо непосредственно – катетеризацией артерии и полости сёрдца. В первом случае для автоматизации измерения артериального давления и повышения точности результатов регистрация шумов Короткова при постепенной декомпрессии пережатой артерии производится с помощью микрофонов описанных выше типов с последующей логической обработкой поступающих электрических сигналов.

Рис 15. Схемы индуктивного и емкостного датчика для регистрации давления. а-индуктивный датчик: 1-корпус, 2-сердечник, 3-эластичная основа, 4-отверстие, 5-катушка индуктивности. б-емкостной датчик: 1-подвижная пластина, 2-неподвижная пластина, 3-корпус датчика.

При этом сама методика проведения автоматического процесса измерения давления в принципе здесь не от личается от обычной широко распространенной методики.

В настоящее время существует еще ряд методов непрямого измерения артериального давления крови для систем постоянного наблюдения. Эти методы основаны на применении индуктивных и емкостных датчиков особой конструкции, предназначенных для измерения абсолютного давления. Конструкция индуктивного датчика приведена на рис. 15, а. Корпусом датчика является кольцо 1, внутри которого в эластичной основе 3 расположена катушка индуктивности 5. Одна плоскость кольца имеет отверстие 4, в котором помещается сердечник 2. Если такой датчик прижать к стенке полости (например, кровеносного сосуда или глаза) так, чтобы стенка полости, соприкасающаяся с датчиком, стала плоской, и сердечник всей плоскостью прилегал к этой стенке, то единственной силой, воспринимаемой датчиком, в этом случае будет абсолютная величина давления внутри полости, независимо от жесткости стенки и тургора тканей.

В основу работы емкостного преобразователя положено изменение его емкости при воздействии на него измеряемой величины давления. Емкость плоского конденсатора, как известно, определяется соотношением

С=εS/4πd,

где S - действующая площадь обкладок конденсатора, d - толщина диэлектрика, ε - относительная диэлектрическая проницаемость диэлектрика. Для измерения давления чаще пользуются изменением емкости С при изменении расстояния d между пластинами конденсатора (позиции 1 и 2 на рис. 15,6).

Подобные датчики измерения артериального давления не вышли пока за пределы экспериментальных лабораторий, но в будущем, по-видимому, они получат широкое распространение.

Для прямого измерения внутрисосудистого давления крови и давления в полостях сердца в качестве преобразователей используют электрические тензодатчики (тензосопротивления или тензоезисторы).

В основе работы тензорезисторов лежит свойство материалов изменять свое электрическое сопротивление вследствие их механической деформации. Широкому применению тензорезисторов способствуют их малые размеры и масса, благодаря чему возможно создание миниатюрных датчиков на конце тонкого катетера для внутрисосудистого и внутрисердечного введения. Различают проволочные, фольговые и полупроводниковые тензорезисторы. Конструктивно проволочные тензорезисторы представляют собой спираль из нескольких петель константановой проволоки, диаметром менее 20-30 мкм, наклеенных на тонкую пленочную основу. Деформация такой основы ведет к изменению длины и поперечного сечения наклеенной проволоки, что вызывает и изменение сопротивления тензорезистора. Параметры тензодатчика выбирают таким образом, чтобы в заданном диапазоне сопротивление такого датчика изменялось прямо пропорционально изменению давления окружающей среды.

В отличие от проволочных фольговые тензорезисторы имеют чувствительный элемент в виде тонких полосок фольги прямоугольного сечения, которые также наносятся на пленочную основу. Принцип работы таких датчиков аналогичен проволочным. Преимущество фольговых тензорезисторов заключается в возможности изготовления тензочувствительных элементов любого рисунка и формы. Тензочувствительность фольговых тензорезисторов примерно соответствует проволочным.

Полупроводниковые тензорезисторы отличаются от проволочных и фольговых значительно более высокой чувствительностью (в 50-60 раз). Изменение сопротивления такого тензопреобразователя при деформации доходит до 50% их номинальной величины. Для тензорезисторов чаще применяют кремниевые и германиевые полупроводники, так как они обладают высокой тензочувствительностью, химически инертны, обладают достаточной температурной стабильностью и позволяют изготовить датчики любой формы.

Для исследования кровенаполнения сосудов и оценки их тонуса применяется метод плетизмографии - регистрации изменений объема органа или части тела.

Способы оценки изменений объема связаны с прямой регистрацией изменений объема (механическая плетизмография), с регистрацией соответствующих изменений электрического импеданса (электроплетизмография), с измерением вариации поглощения тканями света (фотоплетизмография).

Поскольку электроплетизмография была уже описана ранее, а принципы фотоплетизмографии фактически рассматривались при описании фотодатчиков, остановимся здесь только на рассмотрении механической плетизмографии.

Для механической плетизмографии применяются жидкостные или воздушные преобразовательные датчики, представляющие собой сосуд, заполненный водой или воздухом. В сосуд помещается исследуемая часть тела и в нем герметизируется. Изменение объема исследуемой части тела передается воде или воздуху, соответствующие перемещения которых преобразуются в электрический сигнал с помощью индуктивных, емкостных или резистивных преобразователей, принципиально не отличающихся от описанных выше.

Для оценки величины кровотока получили распространение электромагнитные измерители потока индукционного типа. Описаны различные конструкции таких преобразователей: с двумя катушками без сердечника, с одной катушкой без сердечника, с одной катушкой и сердечником, с двумя катушками и сердечником и др.

Сравнивая электромагнитные и ультразвуковые (допплеровские) измерители кровотока, можно отметить, что преимущества электромагнитного измерителя состоят в том, что он может измерять обратный поток и является нечувствительным к изменениям профиля скорости потока.

На результаты измерения с помощью ультразвуковых датчиков большое влияние оказывает распределение скоростей тока крови в сосудах на протяжении его поперечного сечения, в котором производится измерение. Однако преимуществом ультразвукового допплеровского измерителя кровотока является измерение нулевого потока в отсутствие окклюзии и возможность использования его в телеметрической системе.

ПОГРЕШНОСТИ УСТРОЙСТВ СЪЕМА ИНФОРМАЦИИ

Погрешности устройств съема медико-биологической информации - одно из звеньев в общей цепи ошибок измерений, зависящих от ряда технических и специфических причин. Это обстоятельство затрудняет сопоставление результатов в процессе диагностики и лечения. Различают погрешности, связанные с:

а) изменением физических параметров окружающей среды;

б) индивидуальными особенностями организма (антропометрические данные, варианты состава и структуры тканей, различие зкзоэндогенных психофизиологических реакций);

в) неточным выполнением процесса измерения физических параметров организма (крепление, ориентация и согласование датчика с объектом, обработка кожи и т. д.);

г) несовершенством измерительной системы: искажения, вносимые устройством съема, измерительным прибором (погрешности метода измерения), измерительным трактом - погрешности усилителя, регистратора или индикатора, обработки информации и т. д.

В настоящее время не представляется возможным дать точную характеристику отдельных составляющих полной погрешности измерения физиологических параметров.

Рассмотрим более подробно погрешности измерения физиологических параметров, вносимые датчиками. Зависимость выходной величины преобразователя информации от входной измеряемой записывается в общем случае в виде некоторого уравнения (функции) преобразования. Указанное уравнение преобразования в ряде случаев может быть получено теоретически. Однако зачастую оно не является известным (особенно для параметров, оцениваемых опосредованно) и поэтому определяется экспериментально при градуировании прибора.

При оценке качества различных датчиков и их сопоставлении необходимо учитывать их основные свойства, различные источники возникновения погрешностей датчиков:

1) вследствие неточной воспроизводимости функции преобразователя. Характеристики преобразователей данного вида в идеале должны быть полностью идентичны, что диктуется требованием возможной взаимозаменяемости датчиков,

2) вследствие непостоянства функции преобразования во времени. Старение материалов, из которых изготовлены датчики, изменение параметров чувствительных элементов вследствие протекания процессов коррозии, износа подвижных частей и т. д. приводит к косвенному изменению вида уравнения преобразования, группа погрешностей, в совокупности определяющая так называемую основную погрешность датчиков. В зависимости от характера возникновения отдельных составляющих этой основной погрешности различают погрешности производственно-технические, температурные, возникающие вследствие действия вредных сил (трения и т. п), от неполного совпадения функции преобразования при возрастании и убывании выходной величины (от гистерезиса функции преобразования), от упругого последействия и т. д.

3) производственно-технические погрешности вызываются, например, неточностью выдерживания геометрических размеров деталей, разбросом параметров исходных материалов. К такого рода погрешностям относятся также шкаловые погрешности, обусловленные неточностью настройки и регулировки приборов. Температурные погрешности связаны с нестабильностью физических параметров датчиков при изменении температуры окружающей среды. Погрешности от вредных сил обусловлены действием на чувствительный элемент и подвижную систему датчика сил трения, сил небаланса подвижной системы, сил электромагнитного и электростатического притяжения. Погрешности от гистерезиса и упругого последействия вызываются силами внутреннего трения в материале чувствительных и преобразующих элементов.

4) вследствие обратного воздействия датчика на измеряемую величину. Преобразователи могут влиять на характер протекания измеряемых процессов, искажая их и давая в конечном итоге неправильную информацию о тех или иных измеряемых параметрах,

5) динамические погрешности, связанные с инерционностью преобразователя.

Погрешности датчиков могут быть в известной степени учтены, если в измерительном устройстве и методике измерения предусмотрена операция калибровки. Правильная калибровка датчиков и последующих звеньев измерительного тракта - важнейшее условие воспроизводимости и сопоставимости результатов. Процесс калибровки требует выбора оптимальной ее методики и стандартизации, поскольку в принципе возможны самые различные способы её проведения.

Многие медицинские и физиологические исследования требуют измерения низкочастотных сигналов малой амплитуды. При этом во многих случаях наблюдается чрезвычайно медленный дрейф входного напряжения, обусловленный движениями тела и изменениями характеристик живой ткани (дрейф нулевой линии). В связи с этим необходимы системы автоматической коррекции сдвигов нулевой линии. Разработаны малогабаритные самобалансирующиеся системы на интегральных схемах с низким потреблением мощности, которые могут автоматически устранять сдвиги нулевой линии у сигналов с диапазоном до 6В. Время балансировки составляет менее 15 мс. Системы предназначены для работы с различными датчиками и регистраторами (магнитофонами или самописцами) с входным напряжением ±1-3В.

Дата добавления: 2015-08-13