Если у вас возникли сложности с курсовой, контрольной, дипломной, рефератом, отчетом по практике, научно-исследовательской и любой другой работой - мы готовы помочь.
Предоплата всего
Подписываем
Температурні датчики. Термістори.
|
Зміст:
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 спирається на величезну кількість досягнень таких наук, як радіоелектроніка, мікроелектроніка, метрологія, матеріалознавство. І хоча, датчики є однією з найбільш повільно розвиваються областей медичної електроніки, та й усієї електроніки в цілому, але переважна більшість діагностичних та терапевтичних приладів і систем прямо чи опосередковано містять безліч самих різних перетворювачів та електродів, без яких, часом немислима робота цієї системи. Ось про деяких типахдатчиків я і спробую розповісти в представленій роботі. Певна складність, повторюся, полягає в величезному номенклатурному різноманітності медичних датчиків, а також у досить малій кількості публікацій, що стосуються цієї теми, хоча, бути може просто погано шукав.
Оптоелектроніка - це досить нова галузь науки і техніки, яка з'явилася на стику оптики і електроніки. Слід зауважити, що в розвитку радіотехніки з самого початку ХХ століття постійно простежувалася тенденція освоєння електромагнітних хвиль все більш високої частоти. Важливим моментом у розвитку оптоелектроніки є створення оптичних волокон. Особливо інтенсивними дослідження стали в кінці 1960-x років, а розробка в 1970 р.американською фірмою "Корнінг" кварцового волокна з малим загасанням (20 дБ / км) стала епохальною подією і послужила стимулом для збільшення темпів досліджень і розробок на всі 1970-ті роки. Оптичне волокно зазвичай буває одного з двох типів: одномодове, в якому поширюється тільки однамода (тип розподілу переданого електромагнітного поля), і багатомодове - з передачею безлічі (близько сотні) мод. Конструктивно ці типи волокон розрізняються тільки діаметром сердечника - световедущей частини, усередині якої коефіцієнт заломлення трохи вище, ніж у периферійній частині - оболонці. У медичній техніці використовують як багатомодові, так і одномодові оптичні волокна. Багатомодові волокна мають великий (приблизно 50 мкм) діаметр сердечника, 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). У порівнянні з багатомодовими у одномодових волокон переваги і недоліки міняються місцями: дисперсія зменшується, але малий (5 ... 10 мкм) діаметр сердечника значно утрудняє з'єднання волокон цього типу і введення в них світлового променя лазера. У Рис. 3. Одномодовое (а) і багатомодове (б) оптичне волокно
Необхідно відзначити загальні гідності оптичних волокон:
У практиці використання волоконно-оптичних датчиків мають найбільше значення останні чотири властивості. Досить корисні і такі властивості, як еластичність, малі діаметр і маса. Широкополосность і малі втрати значно підвищують можливості оптичних волокон, але далеко не завжди ці перевагиусвідомлюються розробниками датчиків. Однак, з сучасної точки зору, в 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 застосована просто як лінії передачі, а може грати роль самого чутливого елемента 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 хто з цих ефектів в оптичних системах зв'язку оцінюються як недоліки, в датчиках їх поява вважається швидше перевагою, яке слід розвивати. Сучасні волоконно-оптичні датчики дозволяють вимірювати майже всі. 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 використанні пучків таких волокон грунтується вся техніка ендоскопії. Якщо класифікувати волоконно-оптичні датчики з точки зору 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 в якості чутливого елемента. У датчиках типу "лінії передачі" використовуються в основному багатомодові оптичні волокна, а датчиках сенсорного типу найчастіше - одномодові. За допомогою волоконно-оптичних датчиків з оптоволокном як лінії передач можна вимірювати такі фізичні величини:
Якщо ж оптичне волокно в датчику використовувати в якості чутливого елемента, то можливі наступні застосування:
Волоконно-оптичний датчик проходить типу. Волоконно-оптичний датчик антенного типу. Волоконно-оптичний датчик відбивного типу. Підводячи деякі підсумки, треба сказати, що основними елементами волоконно-оптичного датчика, є: оптичне волокно, світловипромінюючі (джерело світла) і світлоприйомним 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 вищевказаними елементами і лінією зв'язку утворюють вимірювальну систему. Класифікація основних структур волоконно-оптичних датчиків: а) зі зміною характеристик волокна (в тому числі спеціальних волокон) б) із зміною параметрів переданого світла в) з чутливим елементом на торці волокна
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 грунтується на одному з двох фізичних принципів. У датчиках першого типу (вимірювання часу проходження сигналу) використовується той факт, що швидкість звуку, що поширюється в рухомому середовищі, дорівнює швидкості відносно цього середовища плюс швидкість руху самого середовища. У датчиках другого типу використовується зміна (допплерівський зсув) частоти ультразвукової хвилі при її розсіянні рухомим середовищем. У ультразвукових вимірниках потоку використовуються електроакустичні перетворювачі з п'єзоелектричних матеріалів, що здійснюють перетворенняелектричної 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 o C); останнє зменшує ймовірність деполяризації матеріалу в процесіприпаювання висновків перетворювача. Можна виготовити ультразвуковий перетворювач будь-якої форми за допомогою розплавлення матеріалу та подальшої його формування. П'єзоелектричні кристали піддаються штучної поляризації шляхом приміщення їх в сильне електричне поле при високій температурі і охолодження в цьому полі нижче температури Кюрі. Зазвичай 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 кристала звичайно вибирається рівної половині довжини ультразвукової хвилі. Вибір робочої частоти перетворювача визначається фундаментальними фізичними факторами. Кінцеве значення діаметра перетворювача обумовлює наявність дифракційного розподілу інтенсивності ультразвукової хвилі по аналогії з апертурной дифракцією в оптиці. В області ближнього поля пучок має практично циліндричну форму, відповідну геометрії випромінювача, і його розширення мало. Проте розподіл інтенсивності в пучку неоднорідне, оскільки тут виникають численні інтерференційні максимуми і мінімуми. В області далекого поля пучок розходиться, причому інтенсивність ультразвукової хвилі в пучку змінюється обернено пропорційно квадрату відстані від перетворювача. Ефект расходимости пучка погіршує просторове дозвіл, тому область далекого поля використовувати не рекомендується. Для забезпечення роботи в області ближнього поля потрібні великі перетворювачі і високі робочі частоти. У промислових застосуваннях просторовий дозвіл при вимірі потоку можна отримати, вибираючи робочу частоту і розмір перетворювача таким чином, щоб розмір області ближнього поля наближено відповідав діаметру потокопровода (кровоносної судини, наприклад). Правильний вибір робочої частоти дуже важливий для вимірників потоку крові. Для пучка з постійним поперечним перерізом потужність ультразвукової хвилі експоненціально спадає з відстанню з-за її поглинання в тканини. З цієї точки зору краще низькі робочі частоти, оскільки коефіцієнт поглинанняультразвуку квазілінейним чином зростає із збільшенням частоти. З іншого боку, найбільш поширені ультразвукові вимірювачі потоку - доплерівські датчики потоку - працюють на принципі детектування потужності ультразвукової хвилі, що розсіюється рухомими червоними кров'яними тільцями, причому розсіюється потужність пропорційна четвертому ступеню частоти. Таким чином, в цих вимірниках потоку для збільшення Детектируемая потужності необхідно збільшувати робочу частоту. Компроміс досягається при виборі робочої частоти в діапазоні від 2 до 10 MГц. Датчик потоку, що працює на принципі виміру часу проходження сигналу - один з найпростіших ультразвукових вимірювачів потоку. Він широко використовується в промисловості і придатний також для респіраторних вимірювань та 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 (вимірювачів) потоку полягає в наступному: 1) з їх допомогою можна вимірювати потоки самих різних рідин і газів, оскільки для проведення вимірювань не потрібна наявність в текучій середовищі часток, що відображають ультразвук, 2) вони дозволяють визначати напрямок потоку; 3) їх показання порівняно нечутливі до змін в'язкості, температури і щільності текучої середовища життє; 4) з усіх серійно випускаються вимірювачів потоку промислові пристрої цього типу забезпечують найвищу точність вимірів. Ультразвукові вимірювачі потоку були випробувані в якості пневмотахометрія - для вимірювання миттєвого значення об'ємної витрати вдихуваного або видихуваного газу. Ультразвукові пневмотахометр мають такі теоретичні переваги: 1) висока швидкодія; 2) широкий динамічний діапазон; 3) відсутність рухомих частин; 4) пренебрежимо малий вплив на потік; 5) природну двобічної; 6) легкість очищення і стерилізації. В даний час ультразвуковіпневмотахометр знаходяться все ще в 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 вологості газу; 3) незадовільний розумінняприроди ультразвукового поля і характеру його взаємодії з рухомим газом. У доплерівських вимірниках потоку безперервної дії використовується відомий ефект зміни (зниження) частоти звуку, Детектируемая рухомим приймачем, що віддаляється від нерухомого джерела звуку (ефект Доплера). Якщо випромінювач і приймач нерухомі, а рухається об'єкт (частка в текучій середовищі), що відображає ультразвукову хвилю, то обумовлений ефектом Доплера зсув частоти при симетричному розташуванні перетворювачів по відношенню до аксіально-симетричному потоку розраховується за формулою , де f d - доплерівський зсув частоти; f 0 - частота випромінюваної ультразвукової хвилі; u - швидкість об'єкта (частки в текучій середовищі); c - швидкість звуку; - кут між напрямком випромінювання (прийому) ультразвукової хвилі і віссю труби або кровоносної судини. Якщо потік не має аксіальної симетрії або перетворювачі розташовані несиметрично, то у формулу потрібно вводити додатковий тригонометричний коефіцієнт. Найважливіше перевагу доплерівського вимірювача 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) тимчасові затримки сигналу в них мінімальні і визначаються головним чином характеристиками фільтрів; 2) при вимірі кровотоку перешкоди від сигналу електрокардіограми (ЕКГ) незначні, 3) такі пристрої можна встановлювати у дешевих регуляторах потоку. При використанні доплерівського вимірювача потоку безперервної дії для отримання сигналу доплерівського зсуву необхідна наявність в текучій середовищі будь-яких часток. Сигнал доплерівського зсуву не є одночастотних гармонійним сигналом, що зумовлено рядом причин: 1. Профіль розподілу швидкості по поперечному перерізі потоку (профіль потоку) неоднорідний. Частинки рухаються з різними швидкостями, генеруючи різні за частотою доплерівські зрушення. 2. Частка відображає ультразвукову хвилю протягом короткого проміжку часу. 3. Хаотичний обертання частинок і турбулентність викликають різні доплерівські зрушення. Два інших нестачі доплерівського вимірювача потоку безперервної дії - практично повна відсутність інформації про профіль потоку і неможливість визначення напрямку потоку без додаткової обробки сигналу. Імпульсний доплерівський вимірник потоку працює в радарному режимі і видає інформацію про профіль потоку текучого середовища. Перетворювачзбуджується короткими посилками сигналу несучої частоти від генератора. Цей перетворювач виконує функції випромінювача і приймача; відбиванийсигнал з доплерівським зсувом приймається з деякою тимчасовою затримкою щодо моменту випромінювання первинного сигналу. Тимчасовий інтервал між моментами випромінювання і прийому сигналу є безпосереднім покажчиком відстані до відбиває частки (дальності). Отже, можна отримати повну "розгортку" відображень сигналу впоперек труби або кровоносної судини. Профіль швидкості в поперечному перерізі кровоносної судини виходить в результаті реєстрації доплерівського зсуву сигналу при різних тимчасові затримки. За допомогою імпульсного доплерівського вимірювача потоку можна оцінити діаметр кровоносної судини. Прийняті сигнали А і С обумовлені відображеннями від ближньої і дальньої стінок посудини відповідно. Відстань між точками, де відбуваються ці відбиття, безпосередньо зв'язане через прості геометричні співвідношення з діаметром судини. Аналогічний принцип вимірювання лежить в основі методу ультразвукового сканування в амплитудном режимі (А-режимі) і методу луна-кардіографії.Ультразвуковий перетворювач встановлюється навпроти ділянки тіла або органу, що підлягає скануванню. Цей перетворювач випромінюєультразвуковий сигнал, який відчуває відображення на будь-який неоднорідності тканини вздовж напрямку сканування. Затримка між часом випромінювання і прийому сигналу може бути використана для визначення місця локалізації цієї неоднорідності вздовж певного шляху сканування. Тривалість випромінюваного імпульсу є важливим фактором при використанні імпульсного доплерівського вимірника для реєстрації кровотоку. В ідеалі це має бути дуже короткий імпульс, щоб отримати гарну дозвіл по відстані. З іншого боку, для досягнення досить високого значення відносини сигнал / шум і хорошого дозволу по швидкості тривалість цього імпульсу повинна бути досить велика. Типовий компромісний варіант - використання імпульсів з частотою повторення 8 МГц і тривалістю 1 мкс. Доплерівським вимірювальним системам, які працюють в імпульсному режимі, притаманне внутрішнє обмеження. Воно виражається в тому, що при заданій дальності обмежений діапазон вимірюваних швидкостей. Це змушує використовувати імпульси з меншою частотою повторення f r Це означає, що не можна виміряти високі швидкості при великих відстанях до відбиває світло. Спектральне розширення, яке може привести до появи в сигналіспектральних складових з частотами, що перевищують несучу частоту, а також неідеальність характеристик фільтрів нижніх частот, що використовуються для виключення ефекту накладення спектрів, призводить до ще більш жорстким обмеженнями. В імпульсних доплерівських системах перетворювачі мають більш складну конструкцію, ніж у доплерівських системах безперервної дії. Будь-кристалічний перетворювач характеризується високою добротністю Q (вузької частотною характеристикою) і тому після закінчення збудливого електричного сигналу досить довго осцилюючою на своїй резонансній частоті. Імпульсний доплеровский перетворювач модифікується шляхом додавання до нього спереду або ззаду масивного демпфера, що забезпечує зменшення (розширення частотної характеристики) кристала. Типові значення модифікованої добротності - від 5 до 15. При використанні одного загального перетворювача в якості випромінювача і приймача відключення випромінювача здійснюється за допомогою логічного елемента (вентиля). Однокаскадний логічний елемент не забезпечує належної розв'язки потужного сигналу, збудливого випромінювач, від виключно слабкого сигналу. Проблема розв'язки вирішується послідовним включенням двох логічних елементів. При використанні імпульсних доплерівських систем виникають додаткові проблеми і з обробкою сигналу. У система повинна бути передбачена певна схема, яка забезпечує захист підсилювача високої частоти від перевантажень під час передачі сигналу і запобігає надходження напруги генератора на вхід цього підсилювача під час прийому сигналу. Прикладом такої схеми є діодна структура, що володіє низьким опором для високорівневого переданого сигналу і високим опором для слабкого сигналу. Вимірювання профілів потоку в реальному масштабі часу досягається шляхом використання 16 логічних елементів (селекторів дальності), які задають різні часові затримки для прийнятого сигналу. На виході вимірювального пристрою маємо при цьому 16 "паралельних" сигналів, що відповідають різним точкам в поперечному перерізі труби або кровоносної судини і визначають тимчасову залежність локальних швидкостей потоку в цих точках. Профіль швидкості формується шляхом швидкого сканування по цим 16 каналах. Головна перевага імпульсних доплерівських вимірювачів потоку - можливість отримання інформації про профіль потоку. Крім того, в цих пристроях детектируются сигнали, що відображаються частками з малих обсягів текучого середовища (в силу сканування за поперечним перерізом потоку), і тому на детектори нуля надходять сигнали з вузьким частотним спектром, що є іншим важливим перевагою вимірювачів потоку цього типу. І, нарешті, оскільки для імпульсного доплерівського вимірювача потоку потрібен тільки один перетворювач, що виконує функцію, як випромінювача, так і приймача, то це - ідеальний пристрій для вимірювань за допомогою катетера. Такі вимірювачі використовуються для реєстрації кровотоку в різних ділянках кровоносної системи.
|
Датчики тиску сімейства Senseon фірми Motorola вибирають виробники медичного обладнання по всьому світу. Вони довговічні, точні і надійні.
Датчик тиску фірми Motorola розроблений з використанням монолітного кремнієвого пьезорезістора, який генерує змінюється в залежності від величини тиску напруга на виході. Резистивний елемент, який представляє собою датчик напруг, іонно імплантовано в тонку кремнієву діафрагму. Найменше тиск на діафрагму призводить до зміни опору датчика напруг, що в свою чергу змінює напругу на виході пропорційно прикладеному тиску. Датчик напружень є складовою частиною діафрагми, завдяки чому усуваються температурні ефекти, що виникають із-за різниці в теплових розширеннях датчика і діафрагми. Параметри на виході самого датчика деформацій залежать від температури, так що при використанні в діапазоні температур, що перевищують допустимі значення, потрібно компенсація. У вузьких діапазонах температур, наприклад від 0 0 С до 85 0 С, в цій якості може бути використана проста резисторні схема. У діапазоні температур від -40 0 С до +125 0 С потрібні розширені компенсаційні схеми.
Компенсовані і калібровані (на чіпі). 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 |
40 |
6.0 |
0.75 |
5.0 |
330 |
-2.0 |
2.0 |
Серії МРХ 7050, 7100, 7200
Датчики цих серій поєднують в собі всі переваги серії МРХ 2000 (температурна компенсація і калібрація на чіпі) з високим повним вхідним опором (зазвичай 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 переносний медичне обладнання і т.п.
МЕДИЧНІ ДАТЧИКИ ТИСКУ (MEDICAL)
|
Тип датчика |
Можливі виконання (тип корпусу, порту, форма висновків, упаковка) |
Робочий діапазон |
Макс. доп. тиск |
Початкове зміщення |
Розмах вихідного напруги (типове значення) |
Чутливість |
Лінійність |
Температурний коефіцієнт початкового зсуву |
Напруга живлення |
Струм споживання (типове значення) |
Вих. опір |
|
Pressure Range |
Over-divssure |
Zero divssure Offset |
Full Scale Span (VFSS) |
Sensitivity |
Linearity |
Temperature Effect on Offset |
Supply Voltage |
Supply Current |
Output Impedance |
||
|
kPa |
mV |
mV |
% VFSS |
V |
mA |
||||||
|
MPXC2011DT1 |
MPXC2011DT1 |
0 ... 10 kPa |
75 |
± 1,0 |
25 |
2,5 mV / kPa |
± 1,0 |
± 1,0 mV |
3 |
6 |
1,4 ... 3 kΩ |
|
MPX2300D |
MPX2300D * |
0 ... 300mmHg |
- |
± 0,75 |
2,976 ... 3.036 |
5,0 |
± 1,5 |
± 9,0 mV / ° C |
6 |
1 |
330 Ω |
* - Датчики, які не рекомендовані для подальшого використання
Діапазон робочих температур всіх медичних датчиків +15 ° С ... +45 ° С
Таблиця 3.3 - Деякі датчики тиску фірми MOTOROLA
|
Device Series |
Max Pressure Rating |
Over Pressure (kPa) |
Offset mV (Typ) |
Full Scale (mV / kPa) |
Sensitivity (mV / kPa) |
Linearity% of FSS (1) (Min) (Max) |
|
|
KPa |
|||||||
|
Некомпенсовані |
|||||||
|
MPX10D |
10 |
75 |
20 |
35 |
3.5 |
-1.0 |
1.0 |
|
MPX50D |
50 |
200 |
20 |
60 |
1.2 |
-0.25 |
0.25 |
|
MPX700D |
700 |
2800 |
20 |
60 |
0.086 |
-0.50 |
0.50 |
|
Компенсовані і калібровані |
|||||||
|
MPX2010D |
10 |
75 |
+ -1.0 |
25 |
2.5 |
-1.0 |
1.0 |
|
MPX2700A |
700 |
2800 |
+ -2.0 |
40 |
0.057 |
-1.0 |
1.0 |
|
MPX2700D |
700 |
2800 |
+ -1.0 |
40 |
0.057 |
-0.5 |
0.5 |
|
High Impedance (On-Chip) |
|||||||
|
MPX7050D |
50 |
200 |
+ -1.0 |
40 |
0.8 |
-0.25 |
0.25 |
|
MPX7200A |
200 |
400 |
+ -2.0 |
40 |
0.2 |
-1.0 |
1.0 |
|
MPX7200D |
200 |
400 |
+ -1.0 |
40 |
0.2 |
-0.25 |
0.25 |
|
Signal Conditioned (On-Chip) |
|||||||
|
MPX4100A |
105 |
400 |
- |
4.59 |
54 |
-1.8 |
1.8 |
|
MPX5700D |
700 |
2800 |
- |
4.5 |
6.0 |
-2.5 |
2.5 |
|
MPX5999D |
1000 |
4000 |
- |
4.7 |
5.0 |
-2.5 |
2.5 |
|
Compensated and Calibrated (On-Chip) Medical Grade |
|||||||
|
MPX2300DT1 |
40 |
- |
0.75 |
- |
330 |
-2.0 |
2.0 |
5. Температурні датчики. Термістори.
Однією з найбільш поширених завдань промислової, побутової та медичної автоматики, що вирішуються шляхом температурних вимірювань, є завдання 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, що визначаються умовами життєдіяльності людини і використовуваних ним при цьому приладів машин і механізмів, тобто -40 € +100 ° С, наприклад, кондиціювання температури житлових, складських і технологічних приміщень, контроль нагріву різних двигунів, трансмісій, гальмівних пристроїв тощо, системи пожежної сигналізації, контроль температури в медицині, біотехнологіях та сільському господарстві та ін У Як чутливі елементи таких систем останнім часом широко використовуються напівпровідникові термоопору з негативним температурним коефіцієнтом або термістори (NTC-thermistors). Однак, для рішення задачі в цілому, тобто отримання електричного сигналу, що виникає при підвищенні або зниженні температури контрольованого процесу до заданого значення, термістор повинен бути забезпечений додатковимиелектронними схемами, які і здійснюють рішення задачі виділення заданого значення температури. В Інституті проблем управління РАН спільно з фірмою VZ SENSOR Ltd., На основі напівпровідникових структур з L-образної вольтамперной характеристикою були розроблені інтелектуальні (функціональні) термістори (Z-thermistors), які здатні вирішувати завдання виділення заданого значення температури без використання додаткових електронних схем.
Схема включення звичайного термістора
Схема включення Z-термістора
Z-термістори являють собою напівпровідникову pn структуру, що включається в прямому напрямку (+ до p-області структури) в ланцюг джерела постійної напруги. Структура має функцію переходу з одного стійкого стану (з малим струмом), в інший стійкий стан (у 50 - 100 разів більшим струмом) при умові її нагрівання до заданого значення температури. Установка необхідного значення температури спрацьовування здійснюється простим зміною напруги живлення. Тривалість переходу структури (Z-термістора) з одного стійкого стану в інше 1 - 2 мкс. Схема включення Z-термістора складається з джерела живлення U і навантажувального резистора 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 навантажувального резистора R, так і з самого Z-термістора, але з протилежним 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 за типами, було введено поняття базової температури. В якості базової було прийняте 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 поруч типових значень напруги, найчастіше використовуються 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 |
|
|
Порогове напруга |
U th (B) |
<1,5 |
3 + -0,5 |
4,5 + -1 |
12 + -2 |
18 + -3 |
24 + -3 |
|
Граничний струм |
I th (mA) |
<0,05 |
<0,1 |
<0,15 |
<0,2 |
<0,25 |
<0,35 |
|
Вторинне напруга |
U f (B) |
<0,7 |
<1,5 |
<2 |
<5 |
<8 |
<10 |
|
Вторинний струм |
I f (mA) |
> 1,5 |
> 1,7 |
> 3 |
> 2,5 |
> 3 |
> 3,5 |
|
Вихідний сигнал |
U R (B) |
> 0,5 U th |
" |
" |
" |
" |
" |
|
Потужність, що розсіюється |
P (mBт) |
<100 |
" |
" |
" |
" |
" |
|
Тривалість переходу U th-U f |
t (мкс) |
<5 |
" |
" |
" |
" |
" |
|
Роздільна здатність |
Т (° C) |
<0,1 |
" |
" |
<<0,1 |
" |
" |
|
Чутливість ділянки 1 |
S 1 (мВ / ° C) |
> 10 |
" |
" |
> 30 |
" |
" |
|
Чутливість ділянки 2 |
S 2 (мВ / ° C) |
> 20 |
" |
" |
> 60 |
" |
" |
|
Чутливість ділянки 3 |
S 3 (мВ / ° C) |
> 200 |
" |
" |
> 400 |
" |
" |
|
Швидкодія |
Т (сек) |
<1 |
" |
" |
<<1 |
" |
" |
Діапазон робочих температур: -20 + 100 ° C
Діапазон граничних напруг: 60 - 0,5 B
Розміри Z-термісторів: 1 x 1 x 0,3; 2 x 2 x 0,3; 3 x 1,5 x 0,3 mm
Маркування Z-термісторів: 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) - гранична напруга при 20 ° C
Z-термістори 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 (рис.). При цьому, знаючи нижню і верхню межі вимірювань температури, (наприклад, для медичного термометра +34 ° - +43 ° С), напруга живлення вибирається таким, щоб значення струмів термістора, що відповідають цим межам вимірювань, перебували на обраному ділянці ВАХ. Точнісні можливості Z-термісторів при їх використанні як в пороговому режимі, так і в режимі безперервних вимірювань практично повністю визначаються стабільністю напруги живлення і лежать в межах 0,1 - 0,01 ° С. Великий інтерес з практичної точки зору являє собою можливість використання Z-термісторів в частотно-імпульсному режимі роботи. Для цього паралельно Z-термістори підключають ємність С>> 0,05 - 0,15 мкФ (мал.), що викликає генерацію пилкоподібних імпульсів великої амплітуди (порядку 0,5 від напруги живлення), частота проходження яких пропорційна температурі.
Вольтамперна характеристика (ВАХ) Z-термістора
6. Датчики знімання ЕКС.
Всі пристрої знімання медичної інформації поділяють на 2 групи: електроди і датчики (перетворювачі). Електроди використовуються для знімання електричного сигналу, реально існуючого в організмі, а датчик - пристрій знімання, що реагує своїм чутливим елементом на вплив вимірюваної величини, а також здійснює перетворення цього впливу 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 - електродів ЕКГ. Від якості електродів залежить достовірність результатів аналізу, і отже, ступінь складності засобів, що застосовуються для виявлення сигналу на тлі завад. Низька якість знімання ЕКС практично не може бути скомпенсировано ніякими технічними рішеннями.
Вимоги, що застосовуються до електродів ЕКГ, відповідають основним вимогам до будь-яких перетворювачів біоелектричних сигналів:
Як показало застосування перших кардіомоніторів, звичайні пластинчасті електроди ЕКГ, широко використовувані в ЕКГ, не задовольняють вимогам тривалого безперервного контролю ЕКС через великого рівня перешкод при зніманні.
Ехокардіографія називається метод вивчення будови і руху структур серця за допомогою відбитого ультразвуку. Одержуване при реєстрації зображення серця називається ехокардіограму (ЕхоКГ). Вперше ЕхоКГ була зареєстрована в 1954 р. шведськими вченими Едлер і Херц; свою сучасну назву метод отримав в 1965 р. за пропозицією Американського інституту ультразвуку в медицині.
Фізичні принципи методу засновані на тому, що ультразвукові хвилі проникають у тканину і частково у вигляді ехосигналу відбиваються від кордонів різної щільності. Хвилі ультразвукової частоти генеруються датчиком, які мають п'єзоелектричним ефектом і встановлюваним над областю серця, відбиті від структур серця ехосигнали знову перетворюються датчиком в електричний імпульс, який посилюється, реєструється та аналізується на екрані відеомонітора. Одночасно отримані результати можуть фіксуватися на фотоплівці, спеціально хімічно обробленої папері або за допомогою поляроїдних камери у вигляді фотографій. Частота ультразвукових хвиль, використовуваних в ехокардіографії, коливається від 2 до 5 МГц, довжина - 0,7-1,4 мм; вони проникають у 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 одномірної ехокардіографії, що дає змогу аналізувати будову і рух структур серця - М-режим (від лат. Motio - рух), використовується двовимірна в реальному масштабі часу і починається застосування тривимірної, об'ємною, ехокардіографії.
Фонокардіографія представляє собою метод графічної реєстрації звукових процесів, що виникають при діяльності серця.
Фонокардіографія є апаратом, реєструючим звукові процеси серця. Звичайно одночасно з фонокардіограм (ФКГ) реєструється ЕКГ, що дозволяє чітко визначити систолічний і діастолічний інтервали.
Фонокардіографія будь-якого типу складається з мікрофона, електронного підсилювача, фільтрів частот і реєструючого пристрою. Мікрофон перетворює звукову енергію в електричні сигнали. Він повинен мати максимальної чутливістю, не вносити спотворень в передані сигнали і бути маловоспріімчівим до зовнішніх шумів. За способом перетворення звукової енергії в електричні сигнали мікрофони фонокардіографія поділяються на п'єзоелектричні і динамічні.
Принцип дії п'єзоелектричного мікрофона заснований на п'єзоелектричному ефекті - виникненні різниці при механічній деформації деякихкристалів (кварцу, сегнетової солі та ін.) Кристал встановлюється і закріплюється в корпусі мікрофона, щоб під дією звукових коливань він піддавався деформації.
В даний час найчастіше використовуються динамічні мікрофони. Принцип їх дії заснований на явищі електромагнітної індукції: при русі провідника в полі постійного магніту в ньому виникає е.. д. с., пропорційна швидкості руху. На кришці мікрофона наклеєно кільце з еластичної гуми, завдяки чому мікрофон щільно накладається на поверхню грудної клітки. Через отвори в кришці динамічного мікрофона звук впливає на мембрану, зроблену з найтоншої міцної плівки. Поєднана з мембраною котушка переміщається в кільцевому зазорі магнітної системи мікрофона, внаслідок чого з'являється е.. д. с.
Електричний сигнал подається на підсилювач у завдання якого входить не просто посилити всі звуки в рівній мірі, а більшою мірою посилити слабкі високочастотні коливання, відповідні серцевим шумів, 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 підсилення. Повну картину звуком серця отримують при аналізі ФКГ, отриманих 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), З 1 - середньочастотна-1 (70 ± 15 Гц), С 2 - середньочастотна -2 (140 ± 25 Гц), В - високочастотна (250 ± 50 Гц).
Для реєстрації отриманих сигналів використовують реєструючі системи, що мають малу інерцію (оптичну або струминний).
У даній роботі була зроблена спроба розглянути окремі типи медичних датчиків, вивчити фізичні принципи їх роботи, познайомитися з конкретними марками та підприємствами-виробниками. Про труднощі, зустрінутих при написанні цієї роботи було вже зазначено вище (введення). У процесі виконання були отримані навички роботи з довідковою літературою, періодичними виданнями, використовувалися й електронні види інформації (internet).
8. Використана література.
1. Мінкін Р. Б., Павлов Ю. Д. Електрокардіографія та фонокардіографія. -
Вид. 2-е, перероб. і додатк. - Л.: Медицина, 1988. - 256 с.
2. Віглеб Г. Датчики. Пристрій і застосування: Пер. з нім. - М.: Світ, 1989.
3. Бріндлі К. Вимірювальні перетворювачі. / Пер. з англ .- М.: Вища школа, 1991.
4. Окосі Т. та ін Волоконно-оптичні датчики.
5. А. Бондер, А. В. Алфьоров - «Вимірювальні прилади»
<br< li="" style="color: rgb(0, 0, 0); font-family: 'Times New Roman';