Общие вопросы построения и функционирования БСИП

1
ОБЩИЕ
ВОПРОСЫ
ПОСТРОЕНИЯ
И
ФУНКЦИОНИРОВАНИЯ БСИП
1.1 ВВЕДЕНИЕ. ОСНОВНЫЕ ПОЛОЖЕНИЯ И ОПРЕДЕЛЕНИЯ
Датчик- устройство, преобразующее измеряемую величину в сигнал,
удобный для передачи, дальнейшего преобразования или регистрации. Тип и
конструкция датчика зависит от вида необходимого преобразования, т. е.
определяются
конкретными
физическими
представлениями
входного
неэлектрического сигнала и выходного электрического сигнала, а также
зависят от условий работы датчика.
Чувствительный
преобразовательного
элемент-часть
элемента,
первого
находящаяся
в
измерительной
под
цепи
непосредственным
воздействием измеряемой величины.
Измерительный преобразователь-средство измерения, предназначенное
для выработки сигнала измерительной информации в форме, удобной для
передачи и дальнейшей обработки, но не поддающейся непосредственному
восприятию наблюдателем. ИП может содержать или не содержать в своем
составе датчик, но он чаще всего содержит чувствительный элемент.
В медицинской электронике проблема датчиков и ИП занимает особое
место ввиду того, что по существу прогресс в области датчиков определяет и
достижения в области медицинской техники. Разработка каждого нового
исследовательского метода в физиологии начинается обычно с создания
соответствующего датчика.
1.1.1 Требования к датчикам
Датчики системы физиологических измерений должны обладать целым
рядом специальных качеств. Независимо от особенностей конкретных
технических реализаций они должны обеспечивать:
 получение устойчивого информативного сигнала;
 минимальное искажение полезного сигнала;
 максимальную помехозащищенность;
 удобство размещения в необходимом для измерения месте;
 отсутствие побочного — раздражающего или другого действия на
организм;
 возможность стерилизации (без изменения характеристик) и
многократного использования.
Кроме этого, датчики должны быть по возможности миниатюрными,
конструктивно удобными для размещения и фиксации, не иметь острых и
выступающих краев, не содержать жидких и полужидких элементов (спирт,
масло),
по
возможности
не
потреблять
энергию
и
не
оказывать
энергетического воздействия на объект исследования. Важное значение
имеет способ соединения датчика с усилительной аппаратурой. Для
обеспечения длительных измерений выводы-контакты датчика соединяются
с системой отводящих проводов путем пайки. Для датчиков периодического
действия используются миниатюрные встроенные разъемы. В последние
годы начинают разрабатываться датчики-передатчики. Это устройства,
содержащие собственно датчики, усилители и передатчик, который
обеспечивает ретрансляцию на необходимые расстояния.
При разработке и выборе биомедицинских датчиков необходимо
учитывать прежде всего параметры контролируемого физиологического
процесса,
а
также
особенности
условий
применения.
Основными
параметрами, характеризующими любой физиологический процесс, с точки
разработки датчиков для его контроля являются динамический и частотный
диапазоны контролируемых величин.
Значения амплитуд и полос частот анализируемых сигналов при
различных методах электрофизиологических исследований приведены в
таблице 1.1.1.
Таблица 1.1.1 – Электрофизиологический метод
Параметр
ЭКГ
ЭЭГ
ЭМГ
ЭОГ
КГР
Амплитуда, мВ
0,1–5,0
0,02–0,3
0,01–1,0
0,02–2
1–100
Частота, Гц
0,01–2000 0,1–2000
1–10 000
0–30
0,05–10
В настоящее время Госстандартами стран СНГ проводится активная
работа по приведению требований безопасности республиканских стандартов
в
соответствие
с
международными
требованиями.
При
этом
под
безопасностью измерительного оборудования (в том числе датчиков)
понимается свойство сохранять при выполнении заданных функций в
определенных условиях в течение установленного времени состояние, при
котором исключено или снижено
до допустимых значений воздействие
вредных и опасных факторов на обслуживающий персонал, а также
окружающую среду.
В этих стандартах требования к безопасности предъявляются исходя из
видов опасности, которую представляет собой оборудование. В зависимости
от видов опасностей к датчикам при испытаниях предъявляются следующие
основные требования в части соответствия стандартам безопасности:
1 Требования к датчикам, представляющим опасность поражения
электрическим током.
2 Требования к датчикам, представляющим опасность вредного
электромагнитного излучения;
3 Требования к датчикам, представляющим опасность вредного
облучения от источников лазерного излучения;
4 Требования к датчикам, представляющим радиационную опасность;
5 Требования к датчикам, представляющим опасность взрыва;
6 Требования к датчикам, представляющим пожароопасность;
7 Требования к датчикам, представляющим механическую опасность;
8 Требования к датчикам, представляющим опасность по механической
прочности;
9
Требования
к
датчикам,
представляющим
опасность
по
ультразвуковому давлению;
10 Требования к датчикам, представляющим опасность поражения
тепловой энергией;
11 Требования к датчикам, представляющим опасность по конструктивному
исполнению;
12 Требования к датчикам, представляющим опасность по искрению;
13
Требования
к
датчикам,
представляющим
опасность
по
избыточному давлению;
14 Требования к датчикам по опасности воздействия шума;
15 Требования к датчикам, представляющим опасность выделения
ядовитых газов, токсичных жидкостей;
16 Требования к датчикам, представляющим опасность в условиях
возникновения неисправности (безопасность отказа).
1.1.2 Классификация датчиков и измерительных преобразователей
Датчики и ИП могут быть классифицированы по самым различным
принципам: назначению, виду выходного сигнала, принципу действия и т. д.
Важнейшим из них является принцип работы датчика.
В соответствии с этим критерием датчики медико-биологической
информации
можно
разделить
на
две
группы:
биоуправляемые
и
энергетические.
Биоуправляемые
непосредственно
под
датчики
изменяют
свои
характеристики
влиянием
медикобиологической
информации,
поступающей от объекта измерения. В свою очередь биоуправляемые
датчики
подразделяются
на
активные
(генераторные)
и
пассивные
(параметрические).
В
активных
датчиках
измеряемый
параметр
непосредственно
преобразуется в электрический сигнал, т. е. под воздействием измеряемой
величины активные датчики сами генерируют сигнал соответствующей
амплитуды или частоты. По существу здесь совершается в миниатюре
процесс биологического управления: объект управляет работой датчика,
заставляя его генерировать электрические сигналы или изменять свои
электрические параметры. К таким датчикам относятся пьезоэлектрические,
индукционные преобразователи, термоэлементы.
Пассивные датчики под воздействием входной величины изменяют
свои электрические параметры: сопротивление, емкость или индуктивность.
В
отличие
от
активных
(генераторных)
датчиков
пассивные
(параметрические) датчики для получения соответствующего значения
выходного напряжения или тока включаются в электрическую цепь с
внешним источником питания.
К
таким
датчикам
можно
отнести
емкостные,
индуктивные,
резистивные, контактные датчики.
Датчики
Биоуправляемые
Генераторные
(активные)
Энергетические
Параметрические
(пассивные)
Фотоэлектрические
Пьезоэлектронные
Резистивные
Термоэлектронные
Емкостные
Индукционные
Индуктивные
Фотоэлектрические
Контактные
Ультразвуковые
Рисунок 1.1.1 – Классификация биодатчиков и ИП
Энергетические датчики в отличие от биоуправляемых активно
воздействуют на органы и ткани. Они создают в исследуемом органе так
называемый
немодулированный
энергетический
поток
со
строго
определенными, постоянными во времени характеристиками. Измеряемый
параметр воздействует на характеристики этого потока, модулирует его
пропорционально
изменениям
самого
параметра.
Энергетические
информационные преобразователи нуждаются в источнике дополнительной
энергии для воздействия на объект и создания немодулированного
энергетического потока. Из датчиков такого типа можно указать, к примеру,
фотоэлектрические и ультразвуковые.
Измерительные
преобразователи
по
месту,
занимаемому
в
измерительном тракте, делятся на первичные и вторичные. К первичным
преобразователям относятся датчики. В них электрический сигнал возникает
в
результате
непосредственного
воздействия
наблюдаемого
явления
(микрофоны для записи тонов сердца, потенциометры для регистрации
движений). Вторичные ИП предназначены для преобразования сигнала с
датчика
в
форму,
воспринимаемую
последующими
элементами
измерительного тракта и могут быть промежуточными (на основе АЦП, ЦАП
и др. преобразователей), масштабными и передающими.
Источником
биомедицинской
информации
является
собственно
организм человека, и, в частности, происходящие в нем процессы, которые
характеризуются достаточно большим числом параметров, подлежащих
измерениям. Эти параметры могут относиться как ко всему организму в
целом, так и преимущественно к определенным органам, системам организма
или процессам.
Примерами таких параметров могут служить, например, частота
пульса, кровяное давление, скорость кровотока и пульсовой волны, емкость
легких, состав выдыхаемого газа, кислотность желудочного сока, скорость
нервно-мышечной
передачи,
частотная
характеристика
слуха,
пространственно-частотная характеристика зрения, внутриглазное давление
и многие другие. Указанные параметры имеют определенный диапазон
значений, под
который
должны
быть рассчитаны
соответствующие
биомедицинские датчики и ИП.
Многие физиологические процессы в организме имеют электрическую
природу или сопровождаются изменениями электрических потенциалов,
токов, параметров. В связи с высоким уровнем современной техники
электрических измерений измерения биоэлектрической активности находят
очень широкое применение в медицинской практике и экспериментах.
В зависимости от вида тканей (или органов), биоэлектрическая
активность которых исследуется, различают: электрокардиографию (ЭКГ) —
исследование электрической активности сердца;
(ЭЭГ) — исследование
электромиографию
электроокулографию
биоэлектрической
(ЭМГ) — анализ
электроэнцефалографию
активности
электрической
(ЭОГ) — исследование
мозга;
активности
изменений
мышц;
потенциала,
обусловленного движением глазного яблока; электрогастрографию (ЭГГ) —
анализ
вариации
электрических
сигналов,
вызванных
моторной
деятельностью желудка. Указанные здесь сокращения — ЭКГ, ЭЭГ и др. —
используются не только для обозначения метода исследования, но и в
качестве названия регистрируемой кривой изменения биопотенциала,
получаемой с помощью данного метода (ЭКГ — электрокардиограмма,
ЭЭГ — электроэнцефалограмма и т. п.).
Для того, чтобы произвести отбор необходимых физиологических
данных применяют специальные измерительные устройства и системы.
Обобщенная структурная схема измерительного устройства может
быть следующей:
Устройство
схемы
УС
электрод
или
датчик
Усилитель
или
преобразователь
АЛ
АЦП
ЭВУ
Средство
отображения
данных
Рисунок 1.1.2-Структурная схема измерительного устройства
В устройствах медицинской электроники, в состав которых входит
чувствительный элемент (УС), который либо непосредственно генерирует
электрический сигнал, либо изменяет свои электрические параметры под
воздействием биологической системы. В медицинской электронике используют
два вида устройств съема: электроды и датчики. В свою очередь датчики могут
называться сенсорами или первичными измерительными преобразователями.
Ранее по ГОСТу термин «датчик» считался устаревшим названием, и
рекомендовалось заменять его на «первичный измерительный преобразователь».,
т. е. стоящий первым в измерительной цепи. Сегодня термины сенсор, датчик,
измерительный преобразователь применяются широко и повсеместно и часто для
описания одних и тех же процессов.
Приведём основные характеристики:
k(w)
1
2 1 - идеальная
2 - реальная
w
w0
0
Рисунок 1.1.3-Амплитудно-частотная характеристика датчика
k(w)
1 - идеальная
2 - реальная
w0
0
w
1
2
Рисунок 1.1.4-Фазо – частотная характеристика датчика
1.2 ОСНОВНЫЕ МЕТРОЛОГИЧЕСКИЕ И ТЕХНИЧЕСКИЕ
ХАРАКТЕРИСТИКИ БСИП
Каждый датчик характеризуется определенными метрологическими
показателями. Важнейшими из них являются:
1. Передаточная характеристика (ПХ):
xвых  f ( xвх )
где
xвх
датчика.
— входной измеряемый параметр;
xвых
— выходная величина
Важным требованием датчика является линейность его рабочей
характеристики, т. е. изменениям входного сигнала линейно соответствуют
изменения выходного сигнала. Датчики с линейными характеристиками
создают
определенные
удобства
при
последующем
анализе
экспериментальных данных. Особенно важна линейность для датчиков,
работающих в каналах оперативного контроля, где быстрота анализа
информации имеет решающее значение. Следует, однако, отметить, что
применение автоматических средств для обработки физиологической
информации делает проблему линейности менее актуальной.
Передаточная характеристика измерительного устройства должна быть
стабильной и не иметь гистерезиса во всем диапазоне внешних факторов.
Если ПХ линейна, то:
xвых  K  xвх .
Величину k называют коэффициентом передачи, размерность которого:
[K]  [ xвых ]  [ xвх ]1
2. Чувствительность датчика:
S
xвых
xвх
т.е. отношение приращения выходной величины xвых к входной xвх .
 для линейного преобразования: S  K ;
 для нелинейного преобразования:
S
dxвых
dxвх
и определяется рабочей точкой передаточной характеристики.
хвых
dxâûõ
x’âûõ
dx âõ
х вх
x’âõ
0
Рисунок 1.2.1 - Передаточная характеристика чувствительности
Чувствительность датчика может быть определена как величина
выходного сигнала на единицу входного сигнала. Так, если выходным
сигналом является напряжение, а входным — механическое перемещение
сосудистой
стенки
(пьезоэлектрический
датчик
для
регистрации
сфигмограммы) то чувствительность можно выразить в микровольтах на
микрон смещения, имея в виду, что смещения сосудистой стенки могут
достигать 100 мк и более. Для аналогичного датчика с тензометрическим
преобразователем чувствительность может быть выражена в долях Ома на
микрон смещения или микроамперах (ток в цепи измерительного моста) на
микрон смещения.
Для термисторного датчика температурному диапазону от 30 до 40 оС
соответствует определенный диапазон сопротивлений. Датчик должен быть
сконструирован таким образом, чтобы диапазон рабочих значений его
сопротивления соответствовал заданному диапазону измерений. Для датчика,
предназначенного для измерения смещения сосудистой стенки, рабочий
диапазон чувствительности должен быть выбран в пределах 10–100 мк.
3. Разрешающая
способность,
под
которой
подразумевается
минимальное изменение входного параметра, приводящее к изменению
выходного сигнала, различимому на уровне шума. Разрешающая способность
определяется уровнем собственных шумов датчика.
4. Динамический диапазон — диапазон входных величин измерение
которых производится без заметных искажений от максимальной предельной
величины до минимальной, ограниченной порогом чувствительности или
уровнем помех;
5. Погрешность — максимальная
разность
между
измеренной
и
номинальной выходными величинами;
6. Параметры динамического режима. В динамическом режиме датчик
должен воспроизводить изменяющуюся во времени входную величину без
искажений (точнее с допустимыми искажениями). Для количественной
оценки свойств датчиков в динамическом режиме могут использоваться
различные параметры. На практике для этих целей обычно используются
амплитудно-частотная характеристика, в частности, частотный диапазон,
постоянная времени, время реакции. Частотная характеристика датчика
должна соответствовать диапазону частот входного сигнала. Входной сигнал
может подвергаться интегрированию или дифференцированию в самом
датчике, если его частотная характеристика сдвинута в сторону низких или
высоких частот по сравнению с частотой входных сигналов. Так, при
регистрации пульса электромагнитным (индукционным) датчиком обычно
получается дифференциальная кривая (запись скорости). Это связано с тем,
что
электромагнитные
датчики
обычно
имеют
весьма
низкую
чувствительность на частотах до 20 Гц, их частотные характеристики лежат в
пределах 50–500 Гц, в то время как диапазон частот пульсовых колебаний
находится в пределах 0,1–40 Гц. Наоборот, датчики в виде потенциометров
обладают частотной характеристикой от 0 до 20–30 Гц, и их использование
даже для регистрации такого относительно низкочастотного процесса, как
дыхание, ведет к получению интегрированных кривых.
Таким образом, выбор типа датчика и разработка его конструкции
непосредственно связаны с задачами физиологического измерения и должны
решаться сообща физиологом и инженером.
Постоянная времени (ПВ) датчика — интервал времени, в течение
которого при подаче сигнала на вход датчика ступенчатого воздействия
сигнал на выходе достигает значения 0,63 от полного перепада после
окончания переходного процесса. Постоянная времени связана с верхней
частотой среза: ПВ = 1/Wср.
Время реакции — минимальный промежуток времени, в течение
которого
происходит
установка
выходной
величины
на
уровень,
соответствующий измененному уровню входной величины.
Наиболее
полно
динамические
свойства
датчика
описываются
комплексным частотным коэффициентом передачи К(w) (в частотной
области) или импульсной характеристикой (во временной области).
Если представить комплексный коэффициент передачи в виде:
K( jω)  K( jω)  e[  j (ω)]
где K( jω) — амплитудно–частотная характеристика (АЧХ),  (ω) — фазо–
частотная характеристика (ФЧХ) датчика.
В
реальных
датчиках
обычно
эти
условия
неискаженного
преобразования входной величины выполняются только в ограниченном
частотном диапазоне (на рисунках 1, 2 кривые 2). При этом передаточные
характеристики оказываются справедливыми для области частот ω  ω0 . В
области
ω  ω0
использование
градуированной
кривой
приведет
к
динамическим ошибкам.
В
общем
случае
ошибки,
вносимые
датчиком,
могут
классифицироваться по различным признакам. Наиболее часто ошибки
характеризуют по порождающим их причинам (методические, аппаратурные,
внешние) и по виду операторов, описывающих источники ошибок
(детерминированные и случайные).
В качестве числовых мер ошибок наиболее часто используются
математическое ожидание и дисперсия ошибки, приведенные к шкале
измеряемого параметра.
Итак,
динамические
свойства
датчиков
и
измерительных
преобразователей характеризуют способность датчика регистрировать без
искажений (или с допустимой погрешностью) изменяющиеся входные
воздействия.
Для оценки динамических свойств ИП на его вход подаются
изменяющиеся во времени контрольные сигналы xвх (t ) , а на выходе
регистрируется отклик xвых (t ) .
В
качестве
контрольных
входных
функций
используются:
1) ступенчатая; 2) единичная ( δ ) и sin –функции.
Погрешности
измерений
Случайные
Погрешность
ожидаемая
Погрешность
грубая
Систематические
По причине
возникновения
Промах
Погрешность
метода
Погрешность
инструмента
Погрешность
установки
Погрешность
конструкции
Погрешность
технологическая
Погрешность
старения
Погрешность
от влияющих
величин
Погрешность
субъективная
Погрешность
прогрессивная
По характеру
проявления
Погрешность
постоянная
Погрешность
переменная
Погрешность
периодическая
Погрешность
изменяющаяся
по сложному
закону
Рисунок 1.2.2 - Классификация погрешностей
Погрешность измерения – отклонение результата измерения от
истинного значения измеряемой величины.
Относительная погрешность измерения – отклонение абсолютной
погрешности измерения к истинному значению измеряемой величины.
Систематическая погрешность измерения – составляющая погрешности
измерения, остающаяся постоянной или закономерно изменяющаяся при
повторных измерениях одной и той же величины.
Случайная погрешность измерения – составляющая погрешности
измерения, изменяющаяся случайным образом при повторных измерениях
одной и той же величины.
Инструментальная
погрешность
измерения
–
составляющая
погрешности измерения, зависящая от погрешностей применяемых средств
измерения.
Погрешность
метода
измерения
–
СПИ,
происходящая
от
несовершенства метода измерения.
Погрешность интерполяции при отсчитывании – СПИ, происходящая
от недостаточно точного оценивания на глаз доли деления шкалы,
соответствующей положению указателя.
Среднеквадратическое отклонение результата измерения – параметр
функции распределения результатов измерений, характеризующий их
рассеивание и равный корню квадратному из дисперсии результата
измерения.
Доверительные границы погрешности результата измерения – верхняя
и нижняя границы интервала, покрывающего с заданной вероятностью
погрешность измерения.
Точность измерения – качество измерений, отражающее близость их
результатов к истинному значению измеряемой величины.
Качественно точность может быть выражена обратной величиной
модуля
относительной
погрешности.
Например,
если
относительная
погрешность измерения составляет 1%= 10 2 , то точность равна 10 2  100 .
В зависимости от причин возникновения, характера и условий
проявления принято выражать полученную оценку погрешности суммой
двух составляющих, называемых случайной
и
систематической

погрешностями измерений:
  
Случайная погрешность определяется факторами, проявляющимися
нерегулярно с изменяющейся интенсивностью. Значение и знак случайной
погрешности определить невозможно, так как в каждом опыте причины,
вызывающие погрешность, действуют неодинаково. Случайная погрешность
не может быть исключена из результата измерений. Однако проведением
ряда повторных измерений и использование для их обработки методов
математической статистики определяют значение измеряемой величины со
случайной погрешностью, меньшей, чем для одного измерения.
При
организации
определяется
статистических
случайная
измерений,
погрешность,
для
которых
создаются
и
условия,
характеризующиеся тем, что интенсивность всех действующих факторов
доводится до некоторого уровня, обеспечивающего более или менее равное
влияние на формирование погрешности. В этом случае говорят об ожидаемой
погрешности. Кроме этой погрешности могут иметь место грубые
погрешности и промахи.
Грубой погрешностью называют погрешность измерения, существенно
превышающую ожидаемую при данных условиях. Причинами грубых
погрешностей могут являться неисправность средств измерений, резкое
изменение условий измерений и влияющих величин.
Промах – погрешность измерения, которая явно и резко искажает
результат.
Промах
является
случайной
субъективной
ошибкой.
Его
проявление – следствие неправильных действий экспериментатора.
Грубые
погрешности
и
промахи
обычно
исключаются
из
экспериментальных данных, подлежащих обработке.
Отдельное значение случайной погрешности предсказать невозможно.
Совокупность же случайных погрешностей какого-то измерения одной и той
же
величины
подчиняется
определённым
закономерностям,
которые
являются вероятностными. Они описываются в метрологии с помощью
методов теории вероятностей и математической статистики. При этом
физическую величину, результат измерения которой содержит случайную
погрешность, и саму случайную погрешность рассматривают как случайную
величину.
Для количественной оценки объективной возможности появления того
или иного значения случайной величины служит понятие вероятности,
которую выражают в долях единицы (вероятность достоверного события
равна 1, а вероятность невозможного события – 0).
Математическое
осуществляется
описание
обычно
с
непрерывных
помощью
случайных
величин
дифференциальных
законов
распределения случайной величины.
Эти законы определяют связь между возможными значениями
случайной величины (погрешности) и соответствующими им плотностями
вероятностей (непрерывной считают величину, имеющую бесчисленное
множество значений, получить которое можно только при бесконечном
числе измерений).
Наиболее распространенным при измерениях является нормальный
закон распределения. Для некоторой измеряемой величины X кривая 1
распределения плотности вероятности p(X) для закона нормального
распределения имеет вид, показанный на рисунке 1.2.3, а. При этом
плотность вероятности (или плотность распределения) характеризует
плотность, с которой распределяются значения случайной погрешности в
данной точке.
а)
á)
p(X)
â)
p(y)
1
s
s
1
2p
s
2
s
1
2p
2
3
0
X= M[X]
p(y)
1
3
X
y
0
y
y
y Д
0
y Д
y
Рисунок 1.2.3. Кривые распределения случайных величин и их погрешностей
При этом плотность вероятности (или плотность распределения)
характеризует плотность, с которой распределяются значения случайной
погрешности в данной точке. Плотность вероятности для закона нормального
распределения описывается уравнением:
p( X ) 

1
σ 2π
e
( X  M [ X ]) 2
2σ 2
Характеристики M[X] и σ называют соответственно математическим
ожиданием и среднеквадратическим отклонением. Они являются важными
числовыми характеристиками случайной величины.
Математическое ожидание является тем значением величины, вокруг
которого группируются результаты отдельных наблюдений ( рисунок 1.2.3),
а среднеквадратическое отклонение характеризует рассеяние результатов
отдельных наблюдений относительно математического ожидания, т.е. форму
кривой распределения плотности вероятности, площадь под которой всегда
равна единице. Рассеяние для кривой 3 больше, чем рассеяние для кривой 2,
а рассеяние для кривой 2 — больше, чем для кривой 1.
Геометрически определяется как расстояние от оси симметрии
нормального распределения до точки А перегиба кривой распределения
(рисунок 1.2.3 а, б).
Чтобы определить вероятность Р попадания результата измерения или
случайной погрешности в некоторый наперед заданный интервал от
до
(рисунок 1.2.3 в), необходимо найти площадь под кривой распределения,
ограниченную вертикалями на границе интервала. Для нормального
распределения:
1
P
σ 2π
ΨД

e
Ψ
0 , 5

 σ 
2
d
Ψ Д
Решить интеграл аналитически невозможно. Обычно он приводится в
виде таблиц, позволяющих определить его значение приближенно в долях
единицы. Чаще решается обратная задача, состоящая в определении
доверительного интервала.
Доверительным интервалом с границами (или доверительными
границами от – ψд до + ψд,) называют интервал, который с заданной
вероятностью Рд, называемой доверительной, накрывает истинное значение
измеряемой величины.
Наиболее часто применяемым в практике обработки результатом
измерений для нормального закона распределения является значение
доверительной вероятности для значений доверительного интервала, равных
2σ
, 2σ и 3σ. Значения доверительных вероятностей для них соответственно
3
равны 0,500; 0,950; 0,997. Физически это означает, что появление случайных
погрешностей за пределами интервала ±
2σ
равновероятно, т. е. составляет
3
50 % вероятности появления случайных погрешностей, меньших по
значениям
2σ
2σ
, и 50 % — больших
. При интервалах, равных ± 2σ и ± 3σ,
3
3
вероятность появления случайных погрешностей, больших 2σ и 3σ,
составляет соответственно 5 и 0,3 %.
Часто
встречающимся
в
измерительной
практике
законом
распределения случайной погрешности является равномерный закон , когда
непрерывная случайная величина имеет возможные значения в пределах
некоторого конечного интервала, причем в пределах этого интервала все
значения случайной величины обладают одной и той же плотностью
вероятности:
 0 при      a;
1
p( )   при  a     a;
 2a
 0 при  a    .
Примером равномерного распределения погрешности может служить
погрешность от трения в приборах с механическими подвижными
элементами.
Графическая
интерпретация
закона
распределения,
называемого
двухмодальным, показана на рисунке 1.2.4 б. В соответствии с этим законом
малые случайные погрешности встречаются реже, чем большие. Середина
кривой распределения плотности вероятности оказывается прогнутой вниз.
а)
б)
в)
p(y)

-c
p(y)
0

+c

-c
0
+c

Рисунок 1.2.4 – Виды дифференциальных законов распределения случайной
погрешности
В пределе такое двухмодальное распределение может превратиться в
распределение, (показанное на рисунке 1.2.4 в), когда единственно
наблюдаемыми погрешностями будут погрешности ± с. Такое распределение
обычно называют дискретным. Двухмодальное распределение обычно
представляют как композицию дискретного и нормального распределений со
среднеквадратическим
отклонением
и
аналитически
описывается
выражением
(  c )
  (  2c )

2
1
2σМ
e
p( ) 
 e 2σМ
2σ М 2π 

2
2

.


Появление двухмодального распределения обычно вызвано явлениями
люфта и гистерезиса в кинематических цепях средств измерений.
Систематическая
погрешность — составляющая
погрешности
измерения, остающаяся постоянной или закономерно изменяющаяся при
повторных измерениях одной и той же величины .
Выявление
и
оценка
систематических
погрешностей
являются
наиболее трудным моментом любого измерения и часто связаны с
необходимостью проведения исследований. Обнаруженная и оцененная
систематическая
погрешность
исключается
из
результата
введением
поправки. В зависимости от причины возникновения различают следующие
систематические погрешности.
Погрешность
метода
(теоретическая
погрешность)
измерений —
составляющая погрешности измерения, обусловленная несовершенством
метода измерений. Здесь необходимо учитывать тот факт, что метод
измерения, по определению, включает в себя и принцип измерения.
Рассматриваемая погрешность определяется в основном несовершенством
принципа измерения и, в частности, недостаточной изученностью явления,
положенного в основу измерения.
Инструментальная погрешность измерения — составляющая погрешность
измерения, зависящая от погрешности применяемых средств измерений. Данная
погрешность имеет несколько составляющих, наиболее важные из которых
определяются
несовершенством
конструкции
(или
схемы),
технологии
изготовления средств измерений, постепенным их износом и старением
материалов, из которых эти средства измерений изготовлены.
Погрешность установки — является следствием неправильности
установки средств измерений.
Погрешность
от
влияющих
величин — является
следствием
воздействия на объект и средством измерений внешних факторов (тепловых
и воздушных потоков, магнитных, электрических, гравитационных и других
полей,
атмосферного
давления,
влажности
воздуха,
ионизирующего
излучения).
Субъективная
погрешность — обусловлена
индивидуальными
свойствами человека, выполняющего измерения. Причиной ее являются
укоренившиеся неправильные навыки выполнения измерений. К этой
систематической погрешности относятся, например, погрешность из-за
неправильного отсчитывания десятых долей делений шкалы прибора,
погрешности из-за различной для различных людей скорости реакции и т. п.
По характеру проявления систематические погрешности подразделяют
на постоянные и переменные.
Постоянные погрешности не изменяют своего значения при повторных
измерениях.
Причинами
этих
погрешностей
являются:
неправильная
градуировка или юстировка средств измерений, неправильная установка
начала отсчета и т. д.
Переменные погрешности при повторных измерениях могут принимать
различные значения. Если переменная погрешность при повторных
измерениях возрастает или убывает, то ее называют прогрессивной.
Переменная погрешность может изменяться при повторных измерениях
периодически или по сложному закону.
Причинами возникновения переменной систематической погрешности
являются: действие внешних факторов и особенности конструкций средств
измерений.
Погрешности, приведенные на рис. 1.2.4, могут иметь место как при
статических,
так
и
при
динамических
измерениях.
Погрешности,
возникающие при этих измерениях, принято называть соответственно
статическими и динамическими.
Практически в некоторых случаях можно перевести систематическую
погрешность в случайную, организовав измерения таким образом, что
постоянный фактор, влияющий на результат измерений, в каждом из них
действует.
1.3
ОБЩИЕ
ПРИНЦИПЫ
ПОСТРОЕНИЯ
ИП
ЭЛЕКТРОФИЗИОЛОГИЧЕСКИХ ВЕЛИЧИН
1.3.1.Структурные схемы ИП для уменьшения погрешностей и
измерения неэлектрических величин
ИП в рабочих условиях подвергаются воздействию неблагоприятных
условий, ухудшающих их точность. Методом уменьшения погрешности
является структурный метод. По этому методу прибор строится из
преобразователей, частные погрешности которых взаимно компенсированы.
Последовательное соединение преобразователей (ПСП)
ПС – называется такой, при котором входные величины каждого
последующего ИП служит выходные величины предыдущего.
Пример:
E
J
t
1
2

J
R
3
1
J
4
2
I
Rc
Рисунок 1.3.1 – Схема термоанемометра (измеритель скорости газов).
Датчик представляет собой платиновую проволоку 1 с сопротивлением
R, включенную с ЭДС Е, RC—суммарное сопротивление проводов; 2—
индикатор. Проволока 1 нагревается током I и прибор 2 изменяет значение.
Имеют место следующие элементарные преобразования:
Нагретая проволока, преобразует скорость υ воздуха в изменение
1.
температуры t;
2. Та
же
проволока,
выполняющая
функцию
термометра
сопротивления и преобразующая изменение t в изменение сопротивления R;
3. Электрическая цепь, преобразующая изменение R в изменение тока I;
4. Измерительный механизм, преобразующий изменение тока I в
изменение отклонение стрелки прибора .
1)
Функции
преобразования
1-го
преобразователя
выражается
зависимостью:
t  f ( )
2) Функция 2-го преобразователя:
R  R0 (1  t )
где
R0—сопротивление
при
t0=0;
-температурный
сопротивления.
3) Функция 3-го преобразователя:
I  E /( R  RC )
4) Функция 4-го преобразователя:
  SM I
где SM—чувствительность механизма.
коэффициент
Окончательно
  S M E /( RC  R0 [1  f (0)])
определяет зависимость отклонения стрелки от скорости воздушного потока.
При
ПСП
чувствительность
(S)
прибора
равна
произведению
чувствительности входящих в него преобразователей.
S  S1 S 2 S 3 S 4
S1 
dt
dR
dI
d
; S2 
; S3 
; S4 
;
dJ
dt
dR
dI
y2
 y1
y3
y  y3  y3
x
1
2
y1
3
y2
y3
Рисунок 1.3.2 - Погрешность преобразования.
Выходная величина преобразования представляется в виде суммы:
y  y H  y
где уН—часть выходного сигнала, определяемая входную величину и
номинальную функцию преобразования; Δу—абсолютная погрешность,
приведенная к выходной.
1) Выходная величина первого преобразователя: y1  y1H  y1 ;
2) Выходная величина второго преобразователя: y2  y2 H  S 2 y1  y2 ;
3)Выходная величина третьего преобразователя:
y3  y3 H  S 2 S 3 y1  S 3 y 2  y3
Следовательно погрешность схемы:
y  y  y H  S 2 S 3 y1  S 3 y 2  y3
Если погрешности случайные, то значение СКП при независимости
частных погрешностей:
s  s 32  s 22s 32  s 12s 22s 32
1.3.2 Дифференциальные схемы соединения ИП
Дифференциальной схемой называется схема, содержащая два канала с
последовательным соединением ИП, причем выходные величины каждого из
каналов подаются на два входа вычислительного преобразователя.
Вычислительный преобразователь – это преобразователь с двумя
входами, выходная величина которого представляет собой нечетную
функцию разности двух входных.
S
x1
y 1=f(x1)
3
y2 =f(x 2)
1
S
x2
y 2=f(x2)
2
Рисунок 1.3.3 - Дифференциальная схема соединения ИП
где 1,2—преобразователи (делаются одинаково и находятся в одинаковых
рабочих условиях); 3 - вычитающий преобразователь, выходная величина
которого представляет нечетную функцию 2-х входных:
y  F ( y1  y2 )
В частном случае (обычно):
y  y1  y2
Различают дифференциальные схемы двух типов:
1)
измеряемая величина воздействует на вход одного канала, на
вход другого действует физическая величина той же природы, но имеющая
постоянное значение (в частности—равна нулю). Второй канал служит для
компенсации
погрешностей,
вызванных
изменением
условий
работы
прибора;
2) измеряемая
величина
после
некоторого
преобразования
воздействует на оба входа, причем таким образом, что когда на одном входе
она возрастает, то на другом уменьшается и наоборот (т.е. инвертирование).
1.3.3 Свойства дифференциальной схемы
Пусть оба ИП имеют линейную функцию преобразования
y1  Sx1  y 0 ; y 2  Sx 2  y 0
(линейные, одинаковые функции преобразования), тогда выходные величины
y  y1  y2  y  S ( x1  x2 ) —функция преобразования схемы.
Чувствительность
дифференциальной
схемы
первого
типа
( x1  x, x1  const ):
S Д1 
dy
S;
dx
Для дифференциальной схемы второго типа обычно
x1  x0  x, x2  x0  x, x0  const.
и функция преобразования:
S Д 2  2S .
1.3.4 Погрешности дифференциальной схемы
Пусть ИП имеют аддитивные погрешности. При наличии одинаковых
аддитивных погрешностей у преобразователей 1 и 2:
y1  f ( x1 )  y; y2  f ( x2 )  y
Выходная величина:
y  y1  y2  f ( x1 )  f ( x2 )
Таким
образом,
одинаковые
аддитивные
погрешности
компенсируются. Можно показать, что при малых Х линейность функции
преобразования лучше, чем исходных преобразователей. При больших Х
нелинейность дифференциальных схем может быть больше, чем у исходных
преобразователей.
1.3.5 Логометрические схемы соединения ИП
Логометрический преобразователь – преобразователь с 2-мя входами,
выходной сигнал которого является функцией частного от деления 2-х
входных величин:
y  F ( y1 / y2 ) .
Оба канала выполнены одинаково и находятся при одинаковых
условиях.
S
x1
1
S
x2
y 1=f(x1)
3
y 
y  F  1 
 y2 
y 2=f(x2)
2
Рисунок 1.3.4 - Логометрическая схема соединения ИП
Логометрическая схема позволяет компенсировать мультипликативную
погрешность. Так, если y1  Sx1 , y2  Sx2 , то
y  F ( y1 / y2 )  F ( x1 / x2 ) .
Не зависит от изменения чувствительности каналов (если она
изменяется одинаковым образом).
Например, в ряде случаев чувствительность сильно зависит от
напряжения питания и обычно пропорциональна этому напряжению, т.е.
возникающая мультипликативная погрешность логометрической схемы
позволяет ее уменьшить.
Логометрическая схема включения ИП содержит два канала с
последовательным соединением ИП, выходные величины которых подаются
на логометрический преобразователь.
1.3.5 Компенсационные схемы соединения преобразователей
Основаны на применении обратной связи (ОС) и позволяют получить
малые статические и динамические погрешности (как мультипликативные,
так и аддитивные). Их показания мало зависят от нагрузки.
Вычитающий преобразователь
S
x
x  x  xОС
x ОС
S1
y
1
S2
2
Рисунок 1.3.5 – Компенсационные схемы соединения преобразователей
S1 и S2—чувствительности ИП;
ХОС—сигнал
ОС
также
физической
природы.
Функция преобразования и чувствительность:
 S1 
 X
y  
 S1 S 2  1 
S1
dy
S

dx S1 S 2  1
Пусть оба ИП имеют линейные характеристики преобразования.
1.
y  S1x  S1 ( x  xOC ) ;
2.
xOC  S 2 y  S1 S 2 x  S1 S 2 ( x  xOC ) .
Зависимость между входной величиной х и сигналом хОС:
S1 S 2 x  ( S1 S 2  1) xOC  ( S1 S 2  1) S 2 y
Чаще всего  S1S 2  1, тогда x  xOC и S 
1
S2
Если преобразователь 2 имеет функцию преобразования (нелинейную):
xOC  f 2 ( y ) ,
то y  f 21 ( xOC )  f 21 ( x) , где f 21 ( x) —обратная функция.
Следовательно, если xOC  x , то выходная величина y определяется
преобразователем 2 и зависит от преобразователя 1.
Обычно преобразователь 2 в ОС выполняется простым и имеет
высокую точность. При этом высокая точность имеет вся схема.
Входная величина Х подается на один из входов вычитающего
преобразователя, на другой вход подается сигнал хОС той же физической природы.
1.3.6 Погрешности комплексной схемы
Можно показать, что если преобразователи 1 и 2 имеют погрешность
y1 , y2 (мультипликативная или аддитивная, все равно), то погрешность всей
схемы:
y 
где
y1

y 2
S1 S 2  1 (1 / S1 S 2 )  1
y1  S1 / S1 ,
(если y1 и y2 известны)
y2  S 2 / S 2 —относительные
мультипликативные
погрешности.
Если
преобразователь
имеет
случайную
погрешность
со
среднеквадратичными значениями s1 и s2, то погрешность схемы:
s 
s 12  S12 S 22s 22
1  S1 S 2
.
Из полученных соотношений следует, что в компенсационной схеме
влияние
погрешности
отдельных
преобразователей
преобразователя 1) сильно уменьшается.
y  S1 x  S1 ( x  xOC );
xOC  yS 2  S1 S 2 ( x  xOC )  S1 S 2 x  S1 S 2 xOC
xOC ( S1 S 2  1)  S1 S 2 x
S 2 y ( S1 S 2  1)  S1 S 2 x
y
S1 S 2
x
S 2 ( S1 S 2  1)
(особенно
2
БСИП НЕЭЛЕКТРИЧЕСКИХ ВЕЛИЧИН
2.1
РЕЗИСТИВНЫЕ
СЕНСОРЫ
И
ИЗМЕРИТЕЛЬНЫЕ
ПРЕОБРАЗОВАТЕЛИ
В резистивных датчиках и ИП измеряемый параметр изменяет
омическое сопротивление чувствительного элемента.
К резистивным датчикам относятся датчики, сопротивление которых
изменяется под воздействием механической величины.
К резистивным ИП механических величин относятся:
- реостатные датчики;
- тензорезисторы;
- пьезорезисторы.
2.1.1 Реостатные датчики (РД)
Представляет
конструкции,
собой
движок
переменное
которого
сопротивление
перемещается
под
специальной
воздействием
механической величины.
y
h
b
x
R1
R2
Рисунок 2.1.1 - Каркас с переменной высотой реостатного датчика
На
каркас
намотана
обмотка
провода
с
высоким
удельным
сопротивлением ρ.
Токосъемник движок укрепляется на оси. Обмотка делается из:
- манганина;
- константана;
- вольфрама;
- фехраля.
Движок делается из износостойкого сплава:
- платина-ирридий;
- платина-бериллий.
Сила прижатия: ~10-3–10-4 Н.
Для построения датчиков с нелинейной функцией преобразования
используют каркас с переменной высотой.
Функция преобразования:
R  f (x ),
где х—угол или линейное перемещение движка.
Изменение R при перемещении движка на один виток:
R  1  lвит.  1 2(b  h);
где ρ1—сопротивление единичной длины провода; lвит.—длина одного витка;
R
R1
R0
0
R2
x
R0 =R1+R 2
Рисунок 2.1.2 - Зависимость выходного сопротивления R1 и R2 от
перемещения
Зависимость высоты каркаса h от заданной функции преобразования
h
xmin dR

 b;
2 1 dx
Для линейной функции преобразования
dR
 const и h  const .
dx
Необходимую функцию преобразования можно обеспечить изменяя
шаг между витками, а так же за счет подключения шунтирующих
сопротивлений:
R
R
R
R
Рисунок 2.1.3 - Схема подключения шунтирующих сопротивлений
2.1.2 Схемы включения реостатного датчика
1) Схема последовательного типа
Чаще всего применяется потенциометрическая схема:
R0
R
Rн
E
Рисунок 2.1.4 - Схема последовательного типа включения реостатного датчика
Обозначим: U0 – начальное напряжение при =0, где  
относительное изменение сопротивления. Тогда:
U вых 
Обозначим  
ERH
;
RH  R0  R
RH

--коэффициент нагрузки, тогда U 0  E
;
1
R0
И окончательно приращение выходного напряжения:
U вых  e


;
1 1  

R
R0
UH 
ER
;
[ R0 (1  Ri / RH )]
Ri 
R( R0  l )
R0
2) Схема с усилителем
RД
E
R0
R
Rн
Рисунок 2.1.5 - Схема включения реостатного датчика с усилителем
Напряжение на выходе запишется:
U вых  E
( R0  R) RH
;
R Д ( R0  R  RH )  ( R0  R) RH
Здесь также существует начальное напряжение U 0  E

1
;
Приращение выходного напряжения
U в ых 
E
 

;
2 2  2  1 /( 2 )   [3 / 2    1 /( 2 )]
2R0
Rн
Рисунок 2.1.6 - Схема включения реостатного датчика с делителем
U вых  E
( R0  R) RH
;
R  2R0 RH  R 2
2
0
U0  E
U вых  E

;
2  1

  (1  2 )   2

2  1
1  2   2
Измерение цепи последовательного включения и цепи виде делителя
характеризуется нелинейной зависимостью. Между ΔUвых и , причем
погрешность линейности будет тем больше, чем больше . При включении в
цепь делителя дифференциального преобразователя погрешность линейности
может быть уменьшена при увеличении  и становится равной нулю при
 (RH). Кривые (U вых / E )  f ( ) для различных :
U 
U 
U в ых
E
U вых
E
1
 
1/4
1
0
1

R
R0
Рисунок 2.1.7 - Виды погрешности линейности
Для обеспечения линейности приходится значительно отступать от
согласованного значения нагрузки.
Основной недостаток как цепей последовательного включения, так и
цепей в виде делителя является то, что значение х=0 соответствует
выходному напряжению Uвых0. Устраняется применением конденсатора.
Погрешности: Абсолютная погрешность вследствие нелинейности:
ΔU=UH–UXX;
или приведенная погрешность:
U 
U H  U XX
 2 (1   )

.
U
1   (1   )
При <0,1 γ максимальна при =2/3 и равна γ≈0,15. Для уменьшения
погрешности необходимо уменьшать  или увеличивать RH.
Температурная погрешность:
Rt  R0 (1  T ).
При RH Rt0.
Реостатному преобразователю присуща погрешность дискретности.
Приведенная погрешность:
γR=ΔR/(2R0).
Для линейной функции R(x):
R 
1
,
2n
где n—число витков в обмотке.
Погрешности обусловленные изменением силы и момента (трение)
вызывают изменение величины гистерезиса ( рисунок 2.1.7).
2. 2 ЁМКОСТНЫЕ И ПЬЕЗОЭЛЕКТРИЧЕСКИЕ ИП
2.2.1 Принцип действия и конструкция
Емкостной
преобразователь
представляет
собой
конденсатор,
электрические параметры которого изменяются под действием входной
величины.
Конденсатор состоит из двух электродов, к которым подсоединены
выводные
концы.
Пространство
между
электродами
заполнено
ди-
электриком. При изменении взаимного положения электродов или при
изменении диэлектрической проницаемости среды, заполняющей межэлектродное пространство, изменяется емкость конденсатора.
В качестве емкостного преобразователя широко используется плоский
конденсатор. Его емкость определяется выражением:
C   r  0Q / 
где  - расстояние между электродами; Q - их площадь;  0 - электрическая
постоянная;  r - относительная проницаемость диэлектрика.
Изменение любого из этик параметров изменяет емкость конденсатора.
У преобразователя с прямоугольными электродами (рисунок 2.2.1)
Q  bx и имеется некоторый диапазон перемещения пластин x , в котором
емкость линейно зависит от x (рисунок 2.2.2).
Q
x
b
C

L
x
o
Рисунок 2.2.1 - Преобразователь с прямоугольными электродами
С
x
l
Рисунок 2.2.2 - Зависимость ёмкости от х
Линейная зависимость искажается вследствие краевого эффекта. В
области линейной зависимости чувствительность такого преобразователя
постоянна и увеличивается с уменьшением расстояния между электродами:
S
dC
b
  r 0
dx

Если изменяется расстояние  между электродами, функция преобразования C  f ( ) представляет собой гиперболическую функцию.
Чувствительность преобразователя:
S
dC
  r  0Q /  2
d
сильнее, чем в предыдущем случае,
пластинами
.
Для
увеличения
зависит от расстояния между
чувствительности
S
целесообразно
уменьшить  . Предельное его значение определяется технологическими
соображениями и приложенным напряжением. Надо учитывать, что при
малых  возможен электрический пробой между электродами, (пробой в
сухом воздухе при атмосферном давлении происходит при напряженности
E  3000 кВ/см. Однако расчетное значение напряженности обычно не
превосходит 700 кВ/см.).
Если перемещать диэлектрическую пластину в зазоре плоского
конденсатора,
то
диэлектрической
можно
получить
проницаемостью.
преобразователь
Емкость
такого
с
переменной
преобразователя
определяется как емкость двух параллельно включенных конденсаторов.
С0
С
С  f (Q )

x
Рисунок 2.2.3 - Преобразователь с переменной диэлектрической
проницаемостью
Один из них С образован частью электродов и диэлектрической,
пластиной, другой C0 - оставшейся частью электродов с межэлектродным
пространством,
не
заполненным
пластинкой.
Если
пластинка
с
относительной диэлектрической проницаемостью имеет толщину  , равную
расстоянию
между
электродами,
то
функция
преобразования
преобразователя описывается выражением:
С  С  С0   0 [Q  Q ( r  1)] /  ,
где Q - площадь электродов; Q - часть площади диэлектрической пластины,
находящаяся между электродами.
Емкостные преобразователи могут выполняться по дифференциальной
схеме. Схема дифференциального преобразователя линейного перемещения
с переменной площадью электродов приведена на рисунке 2.2.4. В таких
преобразователях средний подвижный электрод обычно соединяется с
экраном.
С1
С2
x
Рисунок 2.2.4 - Схема дифференциального преобразователя линейного
перемещения с переменной площадью электродов
2.2.2 Схемы включения
Емкостный преобразователь включается в измерительную цепь; при
этом изменение его емкости преобразуется в изменение напряжения или тока
либо в частоту синусоидального или импульсного тока. Существует
довольно много различных измерительных цепей включения емкостных
преобразователей. Рассмотрим некоторые из них.
генератор
L1
L1
С*
u
Спр
Рисунок 2.2.5 - Резонансная цепь для включения недифференциального
преобразователя
u
u
C
С
Рисунок 2.2.6 - Изменение напряжения на контуре
Для
включения
использоваться
недифференциального
резонансная
цепь
(рисунок
преобразователя
2.2.5).
Генератор
может
через
разделительный трансформатор Т питает резонансный LC-контур. Емкость
контура состоит из емкости
преобразователя
Спр
и
подстроечного
конденсатора емкостью С * , частота и значение напряжения генератора
постоянны. При изменении емкости напряжение на контуре изменяется по
резонансной кривой, как показано на рисунке 2.2.6. При изменении емкости
преобразователя на С
напряжение на контуре изменяется на U .
Подстроечный конденсатор служит для настройки контура так, чтобы
чувствительностъ измерительной цепи была максимальной:
S
U
C
Чувствительность резонансной цепи довольно высока и увеличивается
с увеличением добротности контура.
Для включения дифференциального емкостного преобразователя
может быть использована мостовая цепь (рисунок 2.2.7), работающая в неравновесном режиме.
Cэ1
Cэ3
R1
C1
CЭ5
~u
R2
C2
Cэ2
Cэ4
Рисунок 2.2.7 - Мостовая цепь включения дифференциального емкостного
преобразователя
В этой цепи емкости С1 и С2 - дифференциальный преобразователь. На
схеме показано также экранирование соединительных проводов и диагоналей
мостовой цепи. Сэ1 , Сэ2 , Сэ3 , Сэ4 - емкости соответствующих экранов. Эти
емкости включены параллельно активным сопротивлениям и входят в
полные сопротивления плеч моста. Эквивалентные емкости экранов могут
несколько изменяться при работе прибора. Для того чтобы их изменения
мало влияли на выходное напряжение моста, сопротивления резисторов R
должны быть малыми. Емкость Сэ5 не входит в уравнение равновесия моста,
и ее изменение значительно меньше влияет на его выходное напряжение.
2.2.3 Погрешность емкостного преобразователя
Электроды емкостного преобразователя монтируются на изоляционных
деталях или разделяются ими. Разнородные конструктивные детали датчика
имеют различные коэффициенты линейного расширения. При изменении
температуры это приводит к изменению расстояния между электродами.
Хотя это изменение мало, оно может быть соизмеримо с расстоянием между
электродами и приводит к температурной погрешности, имеющей аддитивную и мультипликативную составляющие. Первая может быть уменьшена
применением дифференциальных преобразователей.
Номинальная емкость емкостных преобразователей обычно лежит в
пределах от единиц до сотен пикофарад. На частоте 50 Гц внутреннее
сопротивление преобразователя достигает значений более 107 Ом. При столь
высоком
сопротивлении
возможны
погрешности,
обусловленные
паразитными токами утечки, причем на результат измерения влияет
непостоянство сопротивления изоляции. Для уменьшения сопротивления
Преобразователя частота напряжения питания увеличивается до нескольких
килогерц и выше, вплоть по нескольких мегагерц.
Поскольку полная емкость преобразователя изменяется в присутствии
посторонних металлических предметов, преобразователь, а также идущие к
нему провода и элементы измерительной цепи необходимо экранировать.
Однако емкость экрана может изменяться под влиянием изменения
влажности воздуха,
вибрации и по другим причинам.
Экранированные
провода могут изменять свою емкость при их изгибах, когда токоведущий
провод меняет свое положение относительно экрана. Эти изменения
приводят к погрешности.
2.2.4 Особенности применения емкостных преобразователей
Емкостные преобразователи имеют ряд специфических достоинств и
недостатков,
определяющих
область
их
применения.
Конструкция
емкостного датчика проста, он имеет малые массу и размеры. Его подвижные
электроды могут быть достаточно жесткими, с высокой собственной частотой, что дает возможность измерять быстропеременные величины. Емкостные преобразователи можно выполнять с заданной (линейной или
нелинейной) функцией преобразования. Для получения требуемой функции
преобразования
часто
достаточно
изменить
форму
электродов.
Отличительной особенностью является малая сила притяжения электродов.
Основным недостатком емкостных преобразователей является малая их
емкость
и
высокое
сопротивление.
Для
уменьшения
последнего
преобразователи питаются напряжением высокой частоты. Однако это
обусловливает другой недостаток - сложность вторичных преобразователей.
Недостатком является и то, что результат измерения зависит от изменения
параметров кабеля.
Для уменьшения погрешности измерительную цепь и вторичный
прибор располагают вблизи датчика.
Емкостные преобразователи широко применяются в научно-исследовательской работе, где имеется высококвалифицированный персонал для
разработки, эксплуатации и ремонта датчиков и вторичных приборов. В
условиях научного эксперимента ценным свойством датчиков является
простота их конструкции и технологии.
2.2.5 Пьезоэлектрические преобразователи
Пьезоэлектрический эффект был открыт в 1880 году Джексом и
Пьером Кюри. Он заметил, что в некоторых кристаллах при механическом
воздействии на них появляется электрическая поляризация, причем степень
ее
пропорциональна
величине
воздействия.
Позже
Кюри
открыл
инверсионный пьезоэлектрический эффект  деформирование материалов,
помещенных в электрическое поле. Эти явления еще называют прямым и
обратным пьезоэлектрическим эффектом (ПЭЭ).
ПЭЭ присущ некоторым природным кристаллам, таким как кварц и
турмалин. Кристаллическая решетка кристаллов, обладающих ПЭЭ, не имеет
центра
симметрии.
Воздействие
(сжимающее
или
растягивающее),
приложенное к такому кристаллу, приводит к поляризации после разделения
положительных и отрицательных зарядов. Эффект практически линейный,
т.е. степень поляризации прямо пропорциональна величине прилагаемого
усилия, но направлении поляризации зависимо, так как усилие сжатия или
растяжения генерирует электрические поля, а следовательно, и напряжение,
противоположной полярности. Соответственно, при помещении кристалла в
электрическое
поле
упругая
деформация
вызовет
увеличение
или
уменьшение его длины в соответствии с величиной и направлением
полярности поля.
Пьезоэлемент - изготовленная из пьезоматериала деталь простой
геометрической формы (стержень, пластина, диск и др.) с нанесенными на
определенные
поверхности
электродами,
являющаяся
основой
пьезоэлектрического преобразователя. Пьезоматериалы - тип материалов,
обладающих свойством пьезоэффекта.
Кроме
пьезоматериалов
естественного
происхождения
(кварц),
существуют искусственные пьезоматериалы (пьезокерамика). Пьезокерамика
представляет собой неорганический диэлектрик с высокой диэлектрической
проницаемостью, относится к сегнетоэлектрикам (твердые растворы солей
бария BaTiO3 и свинца PbTiO3). Промышленные составы пьезокерамик
гостированы
по
ГОСТ
12370-
72,
ГОСТ
13927-74
“Материалы
пьезокерамические”. В соответствии с ГОСТом они делятся на 4 класса:
I. - излучатели и приемники малой и средней мощности; высокая
чувствительность (ТБ-1, ЦТСНВ - 1, ЦТС - 19) - сегнетомягкая керамика;
II. - большой (ЦТСС - 1, ЦТС - 23) и средней (ЦТБС - 3, ТБК - 3, НБС - 1)
мощности. Преимущественно излучатели, использующиеся для работы в
условиях сильных механических полей и электрических напряжений сегнетожесткая;
III.- с повышенной стабильностью частотных характеристик в заданном
интервале температур и времени (ЦТС - 22, НБС - 3);
IV.- высокотемпературная керамика с повышенной стабильностью
частотных характеристик - до +250°С (ЦТС - 21).
В соответствии с химическим составом пьезокерамическим материалам
присваиваются марки, буквы которых означают химическую формулу, а
цифры присваиваются заводом-изготовителем.
Б - барий В - висмут
Ц - цирконий К - кальций
С - свинец Ст - олово
Н - ниобий.
Например, ЦТС - цирконат-титанат свинца.
Пьезокерамические элементы изготавливают методом полусухого
прессования, шликерного литья, горячего литья под давлением, экструзии
или изостатического прессования с последующим обжигом.
Технологический процесс изготовления пьезокерамических изделий
можно разбить на 7 этапов:
I. Синтез материала - сущность сводится к получению однородного
мелкодисперсного продукта с высоким содержанием требуемого вещества.
Исходное сырье - окислы и соли.
II. Изготовление заготовок - осуществляется прессованием или литьем
под
давлением.
Сухой
порошок
пластифицируют,
прессование
осуществляется в специальных прессформах при удельных давлениях 5-8 ×
107 Па.
III.Обжиг
-
производят в
печах
со
специальным градиентом
температуры (t °=900-1500 °C).
IV.Механическая обработка - этап непосредственного изготовления
пьезоэлемента. Изготовление заготовки осуществляется теми же способами,
что и обработка металлов: на токарных, фрезерных и сверлильных станках.
Рекомендуются победитовые резцы, сверла и т.д. Доводка элементов до
заданных размеров осуществляется шлифовкой, для доводки по частоте
используют полировку.
V. Нанесение электродов - осуществляется вакуумным напылением,
вжиганием, осаждением из раствора (химический способ). Материалы для
электродов - серебро (обычно), никель, паладий, индий, медь. Наиболее
распространенный способ - вжигание серебряной пасты: на обезжиренную
поверхность наносят кистью или пульверизатором слой серебряной пасты,
сушат при 200 °C и вжигают при 750-800 °С.
VI. Поляризация - процесс ориентации произвольно направленных
доменов вещества в определенном направлении в сильном электрическом
поле при температуре ниже так называемой точки Кюри. Способы: масляная
и воздушная, высоко- и низкотемпературная, в постоянном или импульсном
поле динамическим методом. Чаще используется масляная или воздушная в
непрерывном постоянном поле.
VII. Выходной контроль пьезоэлементов - визуальный осмотр на
соответствие чертежу и техническим условиям, контроль поляризации,
диэлектрических констант, коэффициента связи.
2.2.6 Классификация пьезокерамических элементов (ПКЭ)
ПКЭ можно классифицировать по трем основным признакам:
- геометрическая форма;
- взаимная ориентация возбуждающего электрического поля и
возникающего колебательного смещения;
- отношение резонансного размера ПКЭ к другим размерам.
Геометрическая форма и соотношение размеров выбирают из условий
возникновения одномерных линейных колебаний.
По геометрической форме различают две основные группы ПКЭ:
1) прямоугольные параллелепипеды;
2) тела вращения.
Прочие
ПКЭ
относят
к
элементам
специальной
формы:
трапецеидальные стержни, треугольные пластины и др.
Все изделия, изготовленные на базе пьезокерамики, подразделяют на
следующие основные группы: генераторы, датчики (сенсоры), актюаторы
(пьезоприводы), преобразователи и комбинированные системы.
а) Пьезокерамические генераторы.
Они
преобразуют
механическое
воздействие
в
электрический
потенциал, используя прямой пьезоэффект. Примерами могут служить
искровые воспламенители нажимного и ударного типов, применяемые в
разного рода зажигалках и поджигающих системах, а также твердотельные
батареи
на
основе
многослойной
пьезокерамики,
применяемые
в
современных электронных схемах.
б) Пьезокерамические датчики.
Пьезокерамические датчики преобразуют механическую силу или
движение в пропорциональный электрический сигнал, то есть также
основаны на прямом пьезоэффекте.
В условиях активного внедрения компьютерной техники датчики
являются
незаменимыми
устройствами,
позволяющими
согласовывать
механические системы с электронными системами контроля и управления.
Выделяются два основных типа пьезокерамических датчиков: осевые
(механическая сила действует вдоль оси поляризации, мода 33) и гибкие
(сила действует перпендикулярно оси поляризации (мода 31)).
В осевых датчиках в качестве пьезоэлементов используют диски, кольца,
цилиндры и пластины. В качестве примеров можно привести датчики
ускорения (акселерометры), датчики давления, датчики детонации, датчики
разрушения и т. п.
Гибкие датчики строятся на основе последовательных (слои керамики
имеют противоположную направленность поляризации) и параллельных
(направленность
поляризации
слоев
совпадает)
пьезокерамических
биморфов. Наиболее распространены датчики силы и ускорения.
в) Пьезокерамические актюаторы (пьезоприводы).
Актюаторы строятся на принципе обратного пьезоэффекта и поэтому
предназначены для преобразования электрических величин (напряжения или
заряда) в механическое перемещение (сдвиг) рабочего тела.
Актюаторы подразделяются на три основные группы: осевые (мода
d33), поперечные (мода d31) и гибкие (мода d31). Осевые и поперечные
актюаторы имеют еще общее название — многослойные пакетные, так как
набираются из нескольких пьезоэлементов (дисков, стержней, пластин или
брусков) в пакет. Они могут развивать значительное усилие (блокирующую
силу) до 10 кН при управляющем напряжении 1 кВ, но при очень малых
отклонениях рабочей части (от единиц нанометров до сотен микрон). Такие
актюаторы также называют мощными.
Гибкие
актюаторы
(биморфы)
развивают
незначительную
блокирующую силу при малых (сотни микрон) отклонениях рабочей части.
Однако американской компании APC International Inc. удалось создать и
выйти на рынок с новым типом пластинчатого биморфа — «ленточным
актюатором» (зарегистрированная торговая марка). Ленточный актюатор
может обеспечивать блокирующую силу 0,95 Н и величину отклонения 1,2
мм или отклонение до 3 мм и блокирующую силу 0,6 Н.
Гибкие актюаторы относятся к группе маломощных. К этой же группе
будут относиться и перспективные осевые актюаторы, представляющие
собой
моноблок,
изготовленный
по
технологии
многослойной
пьезокерамики.
Пакетные
актюаторы
могут
производиться
предприятиями,
не
связанными с производством пьезокерамики. Гибкие же и осевые актюаторы
из многослойной керамики сами по себе являются пьезокерамическими
элементами. Их могут производить только предприятия, владеющие
технологиями и оборудованием для производства пьезокерамических
элементов.
г) Пьезокерамические преобразователи.
Предназначены
для
преобразования
электрической
энергии
в
механическую. Так же как и актюаторы, основываются на принципе
обратного пьезоэффекта.
Преобразователи в зависимости от диапазона частот подразделяются на
три вида: звуковые (ниже 20 кГц) — зуммеры, телефонные микрофоны,
высокочастотные громкоговорители, сирены и т. п.; ультразвуковые —
высокоинтенсивные излучатели для сварки и резки, мойки и очистки
материалов, датчики уровня жидкостей, дисперсионные распылители,
генераторы тумана, ингаляторы, увлажнители воздуха.
Значительной группой выделяются так называемые ультразвуковые
измерители расстояния в воздушной среде (Air Transducers), являющиеся
пьезокерамическими
компонентами.
Они
используются
в
качестве
измерителей расстояния для автотракторной техники, сенсоров наличия и
движения в охранных системах, в уровнемерах, для дистанционного
контроля и управления, в устройствах отпугивания птиц, зверей и
сельскохозяйственных вредителей и т. д. Производятся устройства трех
типов: передающие, приемные и приемо-передающие; высокочастотные
ультразвуковые
—
оборудование
для
испытания
материалов
и
неразрушающего контроля, диагностика в медицине и промышленности,
линии задержки и т. д.
д) Комбинированные пьезокерамические системы.
Такие системы преобразуют электрические величины в электрические,
при последовательном использовании обратного и прямого пьезоэффектов. В
качестве примеров таких систем можно привести эхолоты, измерители
потоков, пьезотрансформаторы, «искатель ключа».
2.2.7 Конструкции пьезоэлектрических преобразователей
Достоинствами пьезоэлектрических преобразователей являются малые
габариты, простота конструкции, надежность в работе, возможность
измерения
быстропеременных
величин,
очень
высокая
точность
преобразования механических напряжений в электрический заряд. Для
кварца, который по своим упругим свойствам близок к идеальному телу,
преобразование механического напряжения в электрический заряд осуществляется с погрешностью 10-4—10-6. В последние годы в связи с развитием
высокоточной электроники появилась возможность реализовать эту точность
в широком частотном диапазоне и в измерительных цепях, преобразующих
заряд.
Рисунок 2.2.7 - Конструкции пьезоэлектрических преобразователей
Область применения пьезо-электрических преобразователей весьма
обширна.
1. Преобразователи, в которых
используется
прямой пьезоэффект
(рисунок 2.2.7 а), применяются в приборах для измерения силы, давления,
ускорения.
2.
Преобразователи,
где
используется
обратный
пьезоэффект,
применяются в качестве излучателей ультразвуковых колебаний, преобразователей напряжения в деформацию, например, в пьезоэлектрических реле,
исполнительных элементах автоматических систем, перемещающих зеркала
оптических приборов (рис. 2.2.7, б), обратных преобразователей приборов
уравновешивания и т. д,
3. Преобразователи, в которых используются одновременно прямой и
обратный пьезоэффекты, - пьезорезонаторы, имеющие максимальный
коэффициент преобразования одного вида энергии в другой на резонансной
частоте и резко уменьшающийся коэффициент преобразования при
отступлении от резонансной частоты, применяются в качестве фильтров,
пропускающих очень узкую полосу частот (рисунок 2.2.7 в).
Пьезорезонаторы, включенные в цепь положительной обратной связи
усилителя, работают в режиме автоколебаний и используются в генераторах.
В зависимости от типа кристалла, среза и типа возбуждаемых колебаний
пьезорезонаторы могут выполняться с высокостабильной, не зависящей от
внешних факторов собственной частотой и с управляемой собственной
частотой. Управляемые резонаторы используются в частотно-цифровых
приборах
как
преобразователи
различных,
преимущественно
неэлектрических (температура, давление, ускорение и т. д.), величин в
частоту.
2.3
ЭЛЕКТРОМАГНИТНЫЕ
ИЗМЕРИТЕЛЬНЫЕ
ПРЕОБРАЗОВАТЕЛИ
2.3.1 Принцип действия и конструкция
Индуктивный
преобразователь
представляет собой
катушку
индуктивности ( дроссель) , полное сопротивление которой изменяется при
взаимном относительном перемещении элементов магнитопровода. Имеются
две группы преобразователей: с изменяющейся индуктивностью и с
изменяющимся активным сопротивлением.
Функция преобразования преобразователя (рисунок 1а) может быть
получена следующим образом. Индуктивность катушки:
L = w Ф / I,
где w – число витков; Ф – пронизывающий ее магнитный поток; I –
проходящий по катушке ток.
Ток связан с МДС Hl соотношением
I = H l / w.
Подставляя, получим
L = w2 / RM,
где RM = H l / Ф – магнитное сопротивление преобразователя.
Если пренебречь рассеянием магнитного потока и нелинейностью
кривой намагничивания стали, то для ИП по схеме рисунка 1а магнитное
сопротивление:
RM = RCT + RЗ = lCT / r 0 QCT + 20 Q,
где RCT – магнитное сопротивление стальных участков магнитопровода; lCT –
длина средней силовой линии по стальным участкам; QCT – их поперечное
сечение; r – магнитная проницаемость стали; 0 = 4p  10-7 Гн/м – магнитная
постоянная; RЗ – магнитное сопротивление воздушных зазоров, имеющих
длину  и сечение Q.
Будем считать QCT = Q. При этом индуктивность ИП
L = 0 Q w2 / (2 + lCT / r ).
Если пренебречь активным сопротивлением дросселя, то функция
преобразователя, т.е. зависимость электрического сопротивления Z от
размера воздушного зазора , выражается зависимостью
Z() = j w L = jw w20 Q / (2 + lCT / r)  j w w2 0 Q / 2.
В последнем равенстве имеется в виду, что 2 = lCT / r вследствие
большого значения магнитной проницаемости магнитопровода. График
функции преобразования индуктивного преобразователя, приведенного на
рисунке1а, показан на рисунке 2.
Под чувствительностью индуктивного преобразователя понимают
отношение
S = lim (Z / Z) / () = (1 / Z) (dZ / d).
Таким образом,
S = -2 / (2 + lCT / r)  1/.
Индуктивный преобразователь является электромагнитом, его сила
притяжения, возрастающая с увеличением чувствительности, нелинейно
зависит от перемещения якоря и может явиться причиной погрешности
преобразователя, предшествующего индуктивному.
Описанные одинарные ИП имеют ряд недостатков: их функции
преобразования
погрешность
нелинейны;
реального
аддитивные
преобразователя,
погрешности,
вызванная
в
частности,
температурным
изменением активного сопротивления обмотки, велики; сила притяжения
якоря значительна.
Этих недостатков лишены дифференциальные преобразователи. Они
состоят из двух одинаковых одинарных преобразователей, которые имеют
общий подвижный элемент. Схемы таких преобразователей приведены на
рисунке 3. При перемещении якоря одна индуктивность L1 возрастает, другая
L2 – уменьшается. Дифференциальные индуктивные преобразователи
включаются в дифференциальные цепи второго типа. При этом уменьшается
аддитивная погрешность, улучшается линейность функции преобразования, в
два раза возрастает чувствительность и уменьшается сила притяжения якоря.
2.3.2 Схемы включения
Основными дифференциальными схемами включения ИП являются
мостовые схемы, где в общем случае Z1 = R пр + jw L1 и Z2 = R пр + jw L2 –
полные
сопротивления
секций
дифференциальных
индуктивных
преобразователей. Сопротивления других плеч могут быть как активными,
так и реактивными. В качестве этих плеч могут служить секции
двухобмоточного дросселя или трансформатора с двухсекционной первичной
обмоткой.
Источник питания U и нагрузка RН могут меняться местами при этом
чувствительность моста также изменяется.
Мосты проектируют так, что напряжение на измерительной диагонали
отсутствует, если на дифференциальный преобразователь не воздействует
входная величина и его якорь находится в среднем положении. При этом
сопротивление плеч Z1 и Z2 равны между собой, их значения принимаем за
Z0. При перемещении якоря сопротивление одной секции становится равным
Z1 = Z0 + Z1, сопротивление другой Z2 = Z0 - Z2. Изменение сопротивлений
Z1 = j w L1 и Z2 = j w L2 , соответствующие некоторому перемещению
якоря относительно его среднего положения, в общем случае не равны между
собой в силу нелинейности функции преобразования. Однако, если
перемещение мало, то их различия незначительны. Положим, что при малых
перемещениях якоря относительно его среднего положения изменение
сопротивлений линейно зависит от перемещения якоря x. При этом
Z1 = Z2 = Z.
Изменения сопротивлений преобразователей невелики, и можно
считать, что напряжение на измерительной диагонали моста изменяется
пропорционально Z / Z. В этом случае функция преобразования мостовой
схемы характеризуется только чувствительностью
Sсх = Uвых / (Z / Z0),
где Uвых
– напряжение на измерительной диагонали при изменении
сопротивления преобразователя, равном Z.
Чувствит. схемы Sсх , как и вых. напряж. Uвых , является комплексной
величиной. Ее аргумент определяет фазовый сдвиг напряжения на
измерительной
диагонали
моста
относительно
напряжения
питания.
Определим чувствительность для схемы. В режиме холостого хода, когда RH = ,
Uвых,x = UR/(Z2 + R) - UR/(Z1 + R) = 2URZ / [(Z0 + R)2 +Z2] 
 2URZ / (Z0 + R)2,
поскольку  Z2  (Z0 + R)2.
Подставив значение (Uвых,х) получим выражение для чувствительности
схемы в режиме холостого хода:
Sсх,х = 2U R Z0 / (Z0 + R)2.
Когда
сопротивление
нагрузки
RH
соизмеримо
с
другими
сопротивлениями цепи, для определения чувствительности Sсх нужно
определить
напряжение
на
RH.
Согласно
теореме
об
активном
двухполюснике это напряжение
Uвых = Ux RH / (RH + Zi),
где Z i – сопротивление мостовой цепи со стороны нагрузки между точками a
- b при закороченном источнике напряжения.
Получим:
Sсх = [Ux RH / (RH + Zi)] / (Z / Z0) = (Sсх)x RH / (RH + Zi)
Преобразовав схему моста получим:
Zi = Z1 R / (Z1 + R) + Z2 R / (Z2 + R).
Подставив значения Z1 = Z0 + Z и Z2 = Z0 - Z и проведя
алгебраические преобразования, в ходе которых считаем Z2  (R + Z0)2 и
поэтому пренебрегаем значением Z2, получим
Zi = 2Z0 R / (Z0 + R).
Следовательно,
чувствительность
схемы
при
включенном
сопротивлении нагрузки RH
Sсх = (2URZ0RH) / ((R + Z0)[2Z0R + RH (R + Z0)]).
Аналогично можно определить выражения для чувствительности
других схем. Например, чувствительность схемы в режиме холостого хода
Sсх,х = U / 2
не зависит от параметров цепи.
Следует, что напряжение на выходе моста Uвых пропорционально Z.
При изменении знака Z с плюса на минус также изменяет знак напряжение
Uвых . Для переменного напряжения это соответствует изменению его фазы на
180.
Можно показать, что чувствительность схем, может быть выше, чем
чувствительность рассмотренных схем. В схеме имеется возможность
согласования сопротивления нагрузки с выходным сопротивлением моста;
цепи питания моста и нагрузки гальванически не соединены.
2.3.2 Погрешность индуктивных преобразователей
Температурная погрешность ИП в основном обусловлена изменением
активной составляющей их сопротивления . Эта погрешность аддитивна и
уменьшается в случае применения мостовых схем. Кроме того, при
изменении температуры изменяется магнитная проницаемость стали, что
приводит к некоторому дополнительному изменению аддитивной и
мультипликативной погрешностей.
При
изменении
напряжения
питания
меняется
магнитная
проницаемость магнитопровода ИП, а следовательно, его сопротивление и
чувствительность.
Изменяется
также
чувствительность
мостовой
измерительной цепи. Изменение сопротивления приводит к аддитивной
погрешности
и
компенсируется
мостовой
цепью.
Изменение
чувствительности создает мультипликативную погрешность. Для нее
уменьшения либо стабилизируют напряжение источника питания моста, либо
применяют компенсационные схемы измерения.
Изменение частоты питающего напряжения приводит к изменению
сопротивления резисторов, включенных в мост, и меняет чувствительность.
Малую погрешность имеют мостовые схемы , у которых чувствительность в
режиме холостого хода Sсх,х не зависит от параметров цепи. У других схем
для уменьшения погрешности нужно стабилизировать частоту питающего
напряжения.
При перемещении якоря преобразователя изменяется выходное
напряжение моста. При среднем напряжении якоря должно быть Uвых = 0.
Однако практически имеется небольшое напряжение, что приводит к
аддитивной погрешности измерительного моста. Для балансировки мостов
переменного тока необходима раздельная регулировка действительной и
мнимой
составляющих
индуктивными
его
выходного
преобразователями
одна
напряжения.
составляющая
В
мостах
с
регулируется
перемещением якоря преобразователя, другая – путем регулировки других
сопротивлений . Если регулировка сделана недостаточно тщательно, то
изменением положения якоря нельзя полностью сбалансировать схему.
Другая причина погрешности моста заключается в том, что в
питающем напряжении помимо напряжения с основной частотой имеются
составляющие с кратными частотами и с частотой промышленной сети.
Реальный мост переменного тока, питающийся таким напряжением,
полностью сбалансировать трудно вследствие наличия несбалансированных
составляющих с частотами, отличными от основной.
Для
уменьшения
погрешности,
обусловленной
остаточным
разбалансом моста, используется фазочувствительный выпрямитель. Его
средний выходной ток
I = k U cos ,
где U – подаваемое на вход напряжение;  – фазовый угол между
измеряемым
и
управляющим
напряжением;
k
–
коэффициент
пропорциональности, зависящий от параметров выпрямителя.
Прибор проектируется так, чтобы напряжение разбаланса моста,
вызванное
перемещением
якоря
преобразователя,
было
в
фазе
с
управляющим напряжением, а напряжение, вызванное плохим подбором
сопротивлений, было сдвинуто на угол   p. При этом выходной ток
выпрямителя будет определятся только перемещением якоря индуктивного
преобразователя.
Фазочувствительный выпрямитель выпрямляет напряжение, имеющее
ту же частоту, что и управляющее напряжение, и частоту его нечетных
гармоник. Это значительно уменьшает аддитивную погрешность, вызванную
наличием высших гармоник в напряжении питания моста.
2.3.4 Трансформаторные преобразователи. Принцип действия и
конструкция
Трансформаторный
преобразователь
представляет
собой
трансформатор, у которого под влиянием входного сигнала изменяется
взаимная индуктивность, что приводит к изменению вторичного, выходного
напряжения.
Различают
два
вида
трансформаторных
преобразователей:
с
изменяющимся магнитным сопротивлением и с постоянным магнитным
сопротивлением и подвижной обмоткой.
Преобразователи
первого
вида
конструктивно
аналогичны
индуктивным преобразователям и отличаются тем, что вместо одной имеют
две обмотки. Так, например, преобразователь состоит из П-образного
магнитопровода 1, подвижного якоря 2 и двух обмоток w1 и w2 . При
изменении воздушного зазора  изменяются магнитное сопротивление RM и
взаимная индуктивность М. При этом изменяется вторичная ЭДС
Е2 = j w M I1.
Как известно, коэффициент взаимоиндуктивности представляет собой
коэффициент пропорциональности между потокосцеплением вторичной
обмотки w2 Ф2 и током первичной обмотки I1:
М = w2 Ф2 / I1.
Ток катушки возбуждения I1 связан с ее МДС F1 законом полного тока
I1 = F1 / w1,
где w1 – число витков первичной обмотки.
Из последних равенств следует
М = w1 w2 Ф2 / F1 = w1 w2 / RM *,
где RM* = F1 / Ф2 – взаимное магнитное сопротивление.
Если рассеяние магнитного потока мало и можно считать, что Ф 1 = Ф2,
то RM* = RM . Из (20) –(23) следует
Е2 = j w w1 w2 I1 / RM .
Магнитная цепь трансформаторного преобразователя аналогична
магнитной цепи индуктивного преобразователя (рис.6,а). Поэтому, подставив
выражение (4) в (24), можно получить его функцию преобразования
Е2 = j w w1 w2 I1 0 Q / (2 + lст / r).
Пренебрегая магнитным сопротивлением стали (lст / r  , получим
Е2 = j w w1 w2 I1 0 Q / 2.
По выражениям и можно определить Е2, если ток возбуждения I1 не
зависит от перемещения якоря. Однако если преобразователь подключить к
источнику с постоянным напряжением U1 , то при уменьшении, например,
воздушного зазора  возрастают индуктивность первичной обмотки L1 и
сопротивление первичной цепи jw L1 , что ведет к уменьшению тока I1 и
вторичной ЭДС Е2 . Она будет меньше, чем рассчитанная по выражениям .
Большей стабильностью первичного тока обладает дифференциальный
преобразователь. У этого преобразователя первичные обмотки соединены
последовательно и подключены к источнику переменного напряжения с
постоянным значением U1 , а вторичные включены встречно. Для упрощения
анализа можно считать, что дифференциальный преобразователь состоит из
двух простых. При перемещении якоря сопротивление первичной обмотки Z1
одного простого преобразователя возрастает, а другого Z2 – примерно на
столько же уменьшается. В целом сопротивление первичной цепи остается
почти без изменений, а ток I1 – постоянным и равным
I1 = U1 / (Z1 + Z2)  U1 / (2 jw L0).
Если пренебречь магнитным сопротивлением стали (lст / r  0, то
I1 = U1 0 / jw w120 Q,
где w1 – число витков первичной обмотки; 0 – воздушный зазор при среднем
положении якоря.
ЭДС дифференциального преобразователя равна разности ЭДС
одинарных:
Е2 = Е21 - Е22.
Подставив, получим функцию преобразования дифференциального
трансформаторного датчика :
Е2 =( j w w1 w2 0 Q / 1) I1 - ( j w w1 w2 0 Q / 2) I1 =
= (1/2) (w2 / w1) U10  0      0   
 (w2 / w1) U1   0,,
где 1  0   и 2  0 + ,  – смещение якоря относительно его
среднего положения.
Функция преобразователя дифференциального трансформаторного
преобразователя линейна при 02  2.
Чувствительность преобразователя
S = E2 /  = (1 / 0) (w2 / w1) U1
пропорциональна питающему напряжению U1.
Свойства дифференциальных трансформаторных преобразователей
аналогичны свойствам соответствующих индуктивных преобразователей.
К преобразователям с постоянным магнитным сопротивлением и
подвижной обмоткой относятся ферродинамические трансформаторные
преобразователи и вращающиеся трансформаторы.
Схема ферродинамического преобразователя угла поворота приведена.
Он состоит из П-образного магнитопровода 1 с полюсными наконечниками
2. На магнитопроводе помещена обмотка возбуждения w1. Вторичная
подвижная обмотка w2 помещена между полюсными наконечниками. Внутри
обмотки w2 для уменьшения магнитного сопротивления вставляется
цилиндрический ферромагнитный сердечник 3. Воздушный зазор между
сердечником и полюсными наконечниками одинаков, также одинакова в
воздушном зазоре и магнитная индукция.
Обмотка w1 включается в цепь переменного напряжения, имеющего
частоту w, и создает магнитный поток. Часть его проходит через обмотку и
наводит в ней ЭДС Е2. При повороте обмотки наведенная ЭДС изменяется.
Согласно закону Кирхгофа напряжение U1, приложенное к первичной
обмотке w1 равно
U1 = E1 + I1R1 = jw w1 Ф1 + I1R1,
где Е1 – ЭДС самоиндукции; Ф1 – магнитный поток, создаваемый обмоткой
w1; R1 – ее активное сопротивление.
Если
это
сопротивление
пренебрежимо
мало
и
напряжение
уравновешивается ЭДС Е1, то
Ф1 = U1 / j w w1.
Часть этого потока проходит через вторичную обмотку w2
Ф2 = 2 Ф1 /p,
где  – угол поворота рамки (рис.6,в) и наводит в ней ЭДС
E2 = jw w2 Ф2 = (2 / p)(w2 / w1)U1.
Отсюда видно, что ЭДС вторичной обмотки пропорциональна углу .
2.3.4 Схемы включения трансформаторных преобразователей
Вторичное напряжение трансформаторного преобразователя может
быть измерено любым вольтметром переменного тока с соответствующим
пределом измерения (рисунок 7а). Эта схема отличается простотой, но
применяется редко, поскольку напряжение U2 и , следовательно, показания
прибора зависят от первичного напряжения U1. Кроме того напряжение U2
зависит от выходного сопротивления преобразователя Zвых. Выходное
напряжение
U2 = E2 - I2 Zвых,
где E2 – выходная ЭДС преобразователя; I2 – ток, потребляемый
вольтметром.
С изменением температуры, частоты питающего напряжения и по
другим причинам выходное сопротивление может изменятся. Это приводит к
погрешности. Погрешность может возникнуть также и вследствие изменения
параметров линии связи между преобразователем и вольтметром.
Лучшими
показанная
метрологическими
характеристиками
обладает
схема,
на рисунке. Здесь вторичным преобразователем служит
ферродинамический измерительный механизм, отличающийся от обычных
механизмов этой системы тем, что у него нет пружины, создающий
противодействующий момент. Обмотка возбуждения w1 питается тем же
напряжением,
что
и
обмотка
первичного
трансформаторного
преобразователя. Обычно это напряжение промышленной сети. Измеряемое
напряжение подводится к подвижной рамке w2.
Вращающий момент ферродинамического механизма пропорционален
току I2, протекающему в рамке w2, и направлен так, чтобы его уменьшить.
Вращающий момент стремиться повернуть рамку w2. Она поворачивается и
устанавливается в таком положении, когда ее ЭДС Е2К, определяемая
выражением, уравновесит выходную ЭДС Е2 первичного преобразователя.
Показания прибора, построенного по этой схеме, мало зависят от питающего
напряжения и его частоты, поскольку при их изменении одинаково
изменяются как выходная ЭДС Е2 первичного преобразователя, так и ЭДС
ферродинамического механизма Е2К.
В рассуждениях, приведенных выше, пренебрегают моментом трения
ферродинамического механизма. Вследствие трения показание прибора
может установиться, когда вращающий момент сравняется с моментом
трения. При этом по рамке будет течь некоторый остаточный ток и показания
прибора будут содержать погрешность. Поскольку остаточный ток I2 зависит
от сопротивлений выходной цепи преобразователя, то показания прибора в
некоторой степени зависят также от этого сопротивления, однако эта
зависимость меньше, чем для предыдущей схемы.
Еще меньшую погрешность имеют автоматические компенсаторы.
Принципиальная схема одного из них приведена на рисунке. Он включает в
себя усилитель переменного тока, Ферродинамический преобразователь угла
ФП и реверсивный двигатель РД. Вал последнего через редуктор связан с
подвижной
обмоткой
ферродинамического
преобразователя
и
с
устройствами отсчета, регистрации и регулирования измеряемой величины.
На вход усилителя подается разность ЭДС первичного преобразователя
Е2 и компенсирующей ЭДС Е2К, которая создается ферродинамическим
преобразователем. Усиленное напряжение приводит во вращение ротор
реверсивного двигателя, и Е2К изменяется. Разность Е2 - Е2К может быть либо
в фазе, либо в противофазе с напряжением сети U. В зависимости от фазы
ротор вращается в ту или иную сторону таким образом, чтобы при изменении
Е2К разность Е2 - Е2К уменьшалась. Ротор, а вместе с ним и указатель прибора
останавливаются, когда Е2К = Е2.
Автоматический
компенсатор
имеет
погрешность
значительно
меньшую, чем приборы описанные выше. Класс точности приборов этого
типа обычно не хуже 0,5.
В Государственной системе приборов (ГСП) нормируется изменение
коэффициента взаимоиндуктивности трансформаторных преобразователей.
При изменении измеряемой величины в номинальном диапазоне он должен
изменятся в пределах 0 – 10, 0 – 20 или 10 – 0 – 10 мГн. Последние значения
получаются при изменении фазы напряжения, что происходит, например, при
изменении воздушного зазора от 1  0  ном до 2  0 - ном.
2.3.5 Погрешность трансформаторных преобразователей
Причины
изменяющимся
погрешностей
трансформаторных
магнитным
сопротивлением
преобразователей
аналогичны
с
причинам
погрешностей индуктивных преобразователей. Аналогичны также методы их
уменьшения. Аддитивные погрешности значительно уменьшаются при
использовании дифференциальных преобразователей.
Все трансформаторные преобразователи имеют также специфические
причины погрешности, обусловленные протеканием тока во вторичных
обмотках и изменением их сопротивления. Это мультипликативные
погрешности,
уменьшающиеся
с
уменьшением
тока,
потребляемого
вторичным преобразователем. Погрешность отсутствует при измерении ЭДС
первичного
преобразователя
компенсационным
методом
с
помощью
автоматического компенсатора.
Изменение температуры преобразователя вызывает изменение ЭДС Е2.
При увеличении температуры возрастает активное сопротивление первичных
обмоток и полное их сопротивление. Это уменьшает первичный ток I1 и ЭДС Е2.
2.3.6 Магнитоупругие преобразователи. Принцип действия и
конструкция
Работа магнитоупругого преобразователя основана на магнитоупругом
эффекте. Ферромагнитные вещества имеют области самопроизвольного
намагничивания (домены). В ненамагниченном состоянии вещества домены
ориентированы хаотично и магнитные моменты отдельных доменов
компенсируют друг друга. При помещении ферромагнитного тела в
магнитное поле домены ориентируются в его направления. В слабом поле
ориентация частичная; в сильном поле при магнитном насыщении материала
ориентируются все домены. Ориентация доменов вызывает увеличение
магнитной индукции, характерное для ферромагнитных материалов.
Если на намагниченный образец ферромагнитного тела воздействовать
внешней механической силой, то тело деформируется, домены изменят свою
ориентацию и индукция в материале изменяется. Явление имеет упругий
характер. Если силу снять, то индукция примет прежнее значение. Поскольку
абсолютная магнитная проницаемость вещества
а  r 0 = B / H,
то при заданной напряженности поля H изменение индукции В эквивалентно
изменению магнитной проницаемости.
Изменение индукции или магнитной проницаемости в ферромагнитных
телах при действии на них силы называется магнитоупругим эффектом.
Рассмотренное
явление
используется
для
преобразования
механической силы в электрическую величину.
Один
из
возможных
типов
магнитоупругого
преобразователя
представлен на рис.8,а. Он представляет собой ферромагнитный сердечник с
намотанной на нем катушкой. При действии силы F в материале сердечника
возникает механическое напряжение s , изменяется r, следовательно, и
магнитное сопротивление сердечника RМ, а также индуктивность катушки L.
Формула преобразований имеет вид
F  s    RМ  L.
Магнитоупругие преобразователи могут иметь две обмотки. Такие
преобразователи
являются
трансформаторными.
При
действии
силы
вследствие изменения магнитной проницаемости изменяется взаимная
индуктивность М между обмотками и ЭДС вторичной обмотки Е. Формула
преобразования имеет вид
FsrRМME.
При расчете преобразователя и его чувствительности нужно в
соответствии с законами и правилами механики рассчитать механические
напряжения s в элементах конструкции и их зависимость от измеряемой
силы s  s F.
Зависимость r  r s в ферромагнитных веществах в общем случае
нелинейна. Однако при небольших механических напряжениях можно
считать,
что
относительное
изменение
магнитной
проницаемости
пропорционально s:
    r ном  S s,
где  = r -r ном; r – значение магнитной проницаемости при воздействии
s;
r
ном
– номинальная магнитная проницаемость при s  ; S –
чувствительность материала.
Магнитная проницаемость r ном зависит от напряженности поля Н. Для
увеличения  целесообразно работать при таких Н, при которых r
ном
максимальна. Наибольшую чувствительность S имеют железоникелевые
сплавы, меньшую – железокобальтовые сплавы и кремниевые стали. Так,
электротехнические стали имеют чувствительность порядка 1110-9 м2/Н, сталь
марки Ст3 – 810-9 м2/Н. Имеются сплавы с чувствительностью 2510-9 м2/Н.
Зная конфигурацию и размеры преобразователя и зависимость
магнитной проницаемости r от измеряемой силы F, можно определить
зависимость сопротивления магнитной цепи, а также индуктивности L или
коэффициента взаимоиндукции М преобразователя:
L = w2 / RM ; M = w1 w2 / RM .
Магнитопровод преобразователя следует делать без воздушных
зазоров. Даже пришлифованные друг к другу стыки магнитопровода имеют
большое
магнитное
сопротивление
и
уменьшают
чувствительность
преобразователя. При действии измеряемой силы воздушные зазоры
изменяются, что приводит к возникновению погрешности.
При низких частотах питающего напряжения или в случае, когда
сердечник собран из достаточно тонких пластин, магнитное поле равномерно
заполняет все сечение преобразователя и поверхностный эффект выражен
слабо.
При
сильно
выраженном поверхностном
эффекте
магнитное
сопротивление увеличивается, а чувствительность уменьшается.
Лучшими
метрологическими
характеристиками
обладает
магнитоанизотропный преобразователь, схема которого показана на рисунке
8в.
Пока
измеряемая
сила
не
действует,
магнитопровод
такого
преобразователя магнитоизотропен: его магнитная проницаемость одинакова
во всех направлениях. Под действием механических напряжений магнитная
проницаемость изменяется в направлении напряжения. Этот изменяет
магнитное сопротивление материала в том же направлении. Под действием
механических напряжений материал становится магнитоанизотропным.
Преобразователь
собран
из
пакета
пластин,
имеющих
четыре
отверстия. В отверстии уложены две обмотки: питания w1 и измерительная
w2. Они расположены под углом 45 к направлению действия силы и под
углом 90 друг к другу. При отсутствии измеряемой силы F магнитное поле,
создаваемое
обмоткой
питания
w1, направлено
параллельно
виткам
измерительной обмотки w2 и не заходит в нее (рисунок 9а). В измерительной
обмотке ЭДС не индуцируется. Под действием измеряемой силы магнитная
проницаемость в направлении ее действия изменяется и изменяется
магнитное сопротивление в том же направлении. Это деформирует
магнитное поле (рисунок 9б). Магнитный поток пронизывает измерительную
обмотку и индуцирует в ней ЭДС Е2, пропорциональную действующей силе.
2.3.7 Схемы включения
Магнитоупругие
индукционные
преобразователи
включаются
в
мостовые измерительные цепи. В плечо, смежное с измерительным
преобразователем, включается такой же преобразователь для компенсации
аддитивных погрешностей. Он обычно не нагружается – прибор строится по
дифференциальной схеме первого типа. Питание моста производится от
феррорезонансного стабилизатора.
Схема
включения
преобразователя
приведена.
трансформаторного
Первичная
магнитоанизотропного
обмотка
1
питается
от
феррорезонансного
стабилизатора
2.
На
выходе
у
ненагруженного
преобразователя имеется некоторое остаточное напряжение. Для его
компенсации в цепь включен резистор R, на который подается напряжение
через фотосдвигающую цепочку 3. Напряжение питания преобразователя
выбирается так, чтобы режим его работы был близок к режиму насыщения
магнитной цепи. При этом на выходе преобразователя имеется напряжение
верхних гармоник значительной величины. Для защиты от гармоник схема
содержит
фильтр
верхних
частот
Напряжение
4.
выпрямляется
двухполупериодным выпрямителем 5 и подается на магнитоэлектрический
измерительный механизм 6. Фильтр нижних частот 7 служит для
сглаживания
пульсаций
быстропеременных
выпрямленного
процессов
в
напряжения. При
качестве
измерительного
измерении
механизма
включается гальванометр светолучевого осциллографа.
Магнитоупругие трансформаторные преобразователи могут работать
также с автоматическими потенциометрами переменного тока.
2.3.8 Погрешность магнитоупругих преобразователей
Функция преобразования магнитоупругих преобразователей , как
правило, нелинейна. Имеется ряд методов уменьшения нелинейности.
Нелинейность
уменьшается
при
сокращении
диапазона
измерения
измеряемой силы; если наряду с измеряемой силой преобразователь
нагружается
некоторой
соответствующем
применении
выборе
дополнительной
магнитного
магнитоанизотропных
постоянной
режима
материалов,
силой;
преобразователя;
имеющих
при
при
различную
магнитную проницаемость в различных направлениях. Такие материалы
получают в результате определенной технологической обработки – ковки,
протяжки, прокатки и т.д. Применение этих мер позволяет уменьшить
погрешность, происходящую вследствие нелинейности, до 1,5 – 2 %.
Функция преобразования при увеличении нагрузки магнитоупругих
преобразователей отличается от функции преобразования при уменьшении
нагрузки. Это отличие имеет гистерезисный характер и обусловлено
магнитным и механическим гистерезисом. При статических измерениях
гистерезис преобразователя больше, чем при динамических. Для уменьшения
погрешности,
вызванной
гистерезисом,
рекомендуется
изготавливать
преобразователи из материалов, имеющих возможно больший предел
упругости
и
возможно
меньшую
петлю
магнитного
гистерезиса.
Максимальные механические напряжения в магнитоупругом материале
должны быть в 6 – 7 раз меньше его предела упругости. Погрешность,
обусловленная
гистерезисом,
уменьшается
после
тренировки
преобразователя. Тренировка производится 5 – 10-кратным нагружением
силой, соответствующей пределу изменения преобразователя. Гистерезис
может возникнуть также в результате сил трения, если, например,
магнитопровод не сплошной, а составной. Приведенную погрешность,
вызванную гистерезисом, можно снизить до 0,5 – 1 %.
Магнитоупругому преобразователю свойственно старение. При этом
изменяется как магнитная проницаемость, так и внутренне напряжение в
материале преобразователя. Старение приводит к изменению электрических
параметров
(L,
M)
и
к
изменению
чувствительности.
Изменение
характеристик уменьшается после естественного (в течение нескольких
месяцев) или
ускоренного
искусственного
старения. Характеристики
стабилизируются путем термообработки магнитопровода. Погрешность,
вызванную изменением параметров, можно уменьшить применением
дифференциальных преобразователей и дифференциальных схем включения.
Таким образом, погрешность, обусловленную старением, можно уменьшить до 0,5 %.
При изменении температуры изменяются магнитная проницаемость
магнитопровода и электрическое сопротивление обмоток. При резко
выраженном поверхностном эффекте изменение температуры оказывает
меньшее
влияние,
чем
при
слабо
выраженном.
Для
уменьшения
температурной погрешности используются дифференциальные схемы и
специальные схемы температурной компенсации.
МАГНИТО–ЧУВСТВИТЕЛЬНЫЕ
2.4
СЕНСОРЫ
И
ПРЕОБРАЗОВАТЕЛИ
Функциональная
медицинская
диагностика
является
одной
из
важнейших областей практического применения методов измерения и
анализа электрических, а в последние годы и магнитных полей организма.
Методы диагностики на основе биомагнитных измерений являются основой
концепции построения современной автоматизированной диагностической
системы. В свете имеющихся достижений в области измерительной и
вычислительной техники, а также в области электрофизиологии и
биофизики, математического моделирования электродинамической системы,
порождающей биоэлектрические сигналы, уже сейчас можно говорить о
возможности создания автоматизированных диагностических систем 4-го
поколения на основе современных магнитометров. Именно
поэтому
разработкой новых видов оптических датчика магнитного поля активно
занимаются крупные научно-исследовательские центры во всем мире.
Одним
из
наиболее
перспективных
направлений
исследования
считается разработка новых видов оптических датчиков магнитного поля на
эффекте Фарадея. В настоящее время научно-исследовательской работой в
данной области занимаются специалисты таких известных компаний, как
КDD (ФРГ), Toshiba ( Япония ), Verbatim и IBM (США) и многие другие.
В последнее время доминирующее положение в биомагнитометрии
занял сверхпроводящий квантовый интерференционный датчик (СКВИД).
Он является наиболее чувствительным из всех приборов, предназначенных
для измерения магнитного поля.
Чувствительность СКВИДа может
изменяться от 10-10 до 10-4 Гс.
По
своей
исключительно
высокой
чувствительности
СКВИДы
находятся практически вне конкуренции. Однако им присущи и недостатки
 слишком сложная конструкция, высокая стоимость изготовления и
эксплуатации, отсутствие возможности проведения локальных измерений
(вследствие особенностей конструкции ) и, главное, трудности, связанные с
необходимостью поддержания сверхпроводящих элементов прибора при
температурах ниже критической ( до 4 К ).
8
6
3
D
2
6
3
6
G2
6
G1
L
h
4
5
6
A
B
h
6
1
L1
6
7
С
2
6
Рисунок 2.4.1 - Оптический датчик магнитного поля
Не имеет указанных недостатков оптический датчик магнитного поля
(ОДМП), содержащий многогранный магнитооптический элемент 1 и
концентраторы
магнитного
потока
2
(рисунок
2.4.1),
позволяющие
эффективно концентрировать силовые линии индукции внешнего магнитного
поля
непосредственно
в
магнитооптический
элемент
параллельно
направлению распространения лазерного излучения. На боковых торцах
магнитооптического элемента 1 выполнен ряд выступов 2 в виде
равнобедренных треугольников с углами при вершине 900, высотой h . По
краям одного из торцов со стороны площадки для выхода 5 светового пучка,
выполнены два выступа 3, имеющие вид прямоугольных треугольников с
углом при вершине 450. На всю поверхность (за исключением площадок для
ввода и вывода светового луча) магнитооптического элемента нанесено
светоотражающее покрытие 6. Равновеликие концентраторы магнитного
потока 7 и 8 выполнены в форме правильной усеченной пирамиды,
продолжением большего основания которой является прямая призма, а
меньшее основание в точности повторяет форму соответствующего торца
магнитооптического элемента, находящегося в концентраторе.
На боковых сторонах концентратора выполнено сквозное отверстие для
прохождения светового луча G1-G2. Магнитооптический элемент 1 может
быть выполнен из магнитооптических материалов, а концентраторы 7 и 8 из
супермаллоя. Линейно поляризованный луч света
Li
попадает в
магнитооптический элемент 1 через отверстие для ввода светового луча G2
и площадку 4. Далее он падает на светоотражающую поверхность 6 под
углом 450. Затем луч света отражается от нее под углом 900 и по пути А
падает по углом 450 на светоотражающую поверхность В. Отражаясь от нее
под углом 900, луч света падает на светоотражающую поверхность С и по
пути, равном длине пути А, попадает на светоотражающую поверхность D.
Таким образом, луч света выходит из магнитооптическиго элемента
через площадку для выхода 5 , пройдя путь равный L . При этом датчик
находится в магнитном поле с индукцией В, подлежащей измерению.
Магнитный поток, проходящий концентраторы и магнитооптический
элемент перпендикулярно площади S1 , большего основания концентратора,
остается постоянной величиной, но концентрация силовых линий поля все
более увеличивается, с уменьшением площади поперечного
сечения
концентратора, в направлении магнитооптического элемента и достигает в
нем максимального значения. Исходя из этого зависимость индукции В1
магнитного поля в магнитооптическом элементе от индукции магнитного
поля В, подлежащего измерению, может быть представлена выражением:
В1= S1B/ S2,
где S2  площадь меньшего основания концентратора. Из формулы видно,
что увеличивая площадь большего основания
S1 концентратора и,
соответственно, уменьшая площадь меньшего основания S2 концентратора,
можно увеличить индукцию магнитного поля В, подлежащую измернию, до
величины В1.
Предварительные расчеты показывают, что диапазон
измерения датчика составит 10-10  103 Гс.
Увеличение угла поворота плоскости поляризации света, проходящего
в магнитооптическом элементе под действием макнитного поля, за счет
увеличения
оптической
длины
пути,
проходимой
магнитооптическом материале и действии магнитного
длинеэтого
пути,
подлежащего
а
также
увеличения
измерению,
индукции
позволяет
светом
в
поля по всей
магнитного
значительно
поля,
увеличить
чувствительность и диапазон измерения оптического датчика магнитного
поля. В результате появляется возможность измерять слабые магнитные
поля,
а
также
сводятся
к
минимуму
потери
света
на
пути
к
магнитооптическому элементу и на выходе из него.
2.4.2 Тонкопленочный полупроводниковый датчик Холла для
измерения магнитной индукции в объеме головного мозга
4
3
3
2
4
1
Рисунок 2.4.2 - Датчик Холла
Изготовлен на сапфировой подложке по стандартной планарной
технологии. Толщина кремниевой монокристаллической пленки ( 0,6  0,09)
мкм. В данном случае в качестве основы датчика использовался
гетероэпитаксиальный слой кремния n - типа с удельным сопротивлением 20
 40 Омсм, а в качестве токоведущих проводников  тонкие алюминиевые
пленки.
Показанная
на
рисунке
структура
получена
методом
фотолитографии. На этой же подложке изготовлена тонкопленочная
микротермопара, которая может использоваться для измерения температуры
или с целью компенсации температурного дрейфа характеристик датчика
Холла. Размеры активной части микропреобразователя
100100 мкм,
габариты датчика 151 мм. Технические испытания датчика показали, что
диапазон измерений магнитной индукции при 25-450 с в частотном диапазоне
от 0 до 100 кГц находятся в пределах 0,1  50 мТл с погрешностью не более
2%. Датчик размещается в корпусе типа ТО 5. После сборки герметизуется
эпоксидной смолой.
Разработанный
датчик
предназначен
для
измерения
магнитной
индукции в объеме (  5 мм3) головного мозга с целью оценки магнитной
составляющей излучаемого мозгом электромагнитного поля. Эти измерения
важны в области нейрофизиологических исследований. В частности, с целью
дальнейшего изучения природы электромагнитного излучения мозга и
корреляции параметров этого излучения с деятельностью других органов и
всего организма ставятся опыты, в которых необходимо контролировать
изменения электрических и магнитных характеристик в коре головного
мозга. Испытания датчика на кроликах показали. Что индукция магнитного
поля в приповерхностной части мозга не превышает 2мТл.
2.5 СЕНСОРЫ И ПРЕОБРАЗОВАТЕЛИ ТЕМПЕРАТУРЫ
2.5.1 Термоэлектрические преобразователи
Термоэлектрический преобразователь представляет собой термопару,
состоящую из двух разнородных проводников, на границах которых
возникает контактная разность потенциалов, зависящая от рода металлов и
температуры.
Результирующая
электродвижущая
сила
называется
термоэлектродвижущая сила.
E  E PQ (t1 )  E PQ (t 2 )
При t1 = t2 Е = 0.
Свойства термопары:
1. Если в цепи термопары включен третий проводник и его концы
находятся при одинаковых температурах t2’= t2”, то включение этого
проводника не изменяет ЭДС цепи.
Если концы термопары, подключенные к соединительным проводам,
находятся при одинаковых температурах, то термоЭДС не изменяется при
подключении прибора.
2. ЭДС термопары является функцией температур ее спаев E = E(t1, t2)
и не зависит от температуры других точек термопары.
3. Если термопара имеет температуру спаев t и t0, то термоЭДС равна
алгебраической сумме двух ЭДС, одна из которых генерируется при t спаев t
и t0’, другая – при температурах t0’ и t0:
E (t , t 0 )  E (t , t 0' )  E (t 0' , t 0 )
Это свойство используется при измерении температуры спая t , если
температура второго спая t0’ отличается от температуры t0, при которой была
произведена градуировка.
При t0 = 0 функция Е(t, 0) представляет собой градуировочную
функцию преобразований данной термопары. Значение Е(t, t0’) определяется
экспериментально, а значение Е(t0’, 0) – по значению температуры t0’ и
градуировочной функции преобразования. По значениям Е(t, t0’) Е(t0’, 0)
вычисляется Е(t0, 0), по которой определяется измеряемая температура.
Широко используемые термопары и их основные характеристики
приводятся в ГОСТ 6616-84 и ГОСТ 3044-84.
Таблица 2.5.1 - Характеристики термопар
Тип ТП
Материал
Обозначение
Диапазон
электродов
градуировки
измерения, С
ТХК
Хромель-нопель
XK(L)
-200  +600
ТХА
Хромель-алюмель
XA(K)
-200  +1000
ПП(S)
0  1300
ВР(А)-1
0  2200
ТПП
ТВР
Платинородий
(10%)-
платина
Вольфрамрений
(5%)-
вольфрамрений(20%)
Термоэлектрический датчик обычно называют термопарой. Место
соединения
электродов
называют
горячим
или
рабочим
спаем.
Противоположные концы – холодными или свободными. Обычно в месте
свободного спая термопара разомкнута. ЭДС обычно не превосходит 50 мВ.
E (t1 , t2 )  E (t1 , t0 )  E (t0 , t2 )
2.5.2 Схемы включения
Рабочий конец помещается в зону измерения, а свободные концы
подключаются к вторичному прибору. Если температура свободных концов
постоянна, то подключение может быть сделано обычным медным проводом,
а если не постоянна, то – специальными компенсационными поводами, в
качестве которых используются два провода из различных материалов.
Провода подбирают так, чтобы при температуре свободных спаев и в
паре между собой они имели такие же термоэлектрические свойства, как и
рабочая термопара.
Компенсационные провода удлиняют термопару до места, где
температура постоянна.
В
качестве
вторичных
преобразователей
используют
либо
магнитоэлектрические mВ-метры, либо потенциометры постоянного тока
(компенсационные), либо электрокронные mВ-метры с высоким входным
сопротивлением.
Рисунок 2.5.1 - Упрощенная схема автоматического компенсационного
потенциометра.
RP – реохорд, ИСН – источник стабилизированного напряжения. Основная
приведенная погрешность измерения (0,25-1)%, погрешность регистрации
(0,5-1)% (при записи на бумагу).
Термопара Т включается таким образом, что ее ЭДС Е направлена
встречно компенсирующему напряжению ЕК, создаваемому с помощью
мостовой цепи. Это напряжение изменяется пропорционально перемещению
движка по реохорду RР . Разность ЭДС термопары и компенсирующего
напряжения Е-ЕК усиливается и подается на реверсивный двигатель РД.
Движок реохорда перемещается и уменьшает разность до нуля, после чего
производится отсчет температуры.
2.5.3 Погрешности ТП
1.
Одна из основных причин возникновения погрешностей –
несоответствие температур свободных концов термопары температуре, при
которой была произведена градуировка.
Номинальная
функция
преобразования
задается
градуировочной
характеристикой (таблицей), полученной при температуре свободных концов
t0 = 0 C.
Если при измерении температура свободных спаев t0’ t0, то возникает
погрешность, равная Е(t0’,t0). Следовательно, поправка должна быть равна
Е(t0’,t0) – по номинальной функции. В общем случае она нелинейна. Но в
ряде случаев можно принять поправку t=k(t0’ - t0), где k – коэффициент,
зависящий от измеряемой Т и от вида термопары (0,8  1,11).
Поправка может быть введена в автоматический потенциометр с
помощью дополнительной медной катушки, включенной в одно из плеч и
имеющей сопротивление Rm = R0 (1+ t0’). Катушка помещена вблизи
свободных концов.
2.
Другим
источником
погрешности
является
изменение
сопротивление измерительной цепи термоэлектрического преобразователя
(провода, электроды термопары, подгоночные катушки).Компенсационный
потенциометр не имеет этой погрешности, т.к. I = 0. При Iвх  0 изменение
сопротивления приводит к дополнительному падению напряжения и
погрешности.
Приведенная
погрешность,
вызванная
изменением
сопротивления внешней цепи на Rц, равна
jt 
Rц
t
U


t max U max
Rц  Rв
Rц – номинальное сопротивление внешней цепи mВ-метра; Rв – внутреннее
сопротивление внешней цепи mВ-метра.
Термометры
сопротивления
–
датчики
температуры
с
терморезисторами.
Терморезистором называется ИП, активное сопротивление которого
изменяется при изменении температуры.
Имеется
два
вида
терморезисторов
–
металлические
и
полупроводниковые.
Металлические терморезисторы изготавливают из меди или платитны.
Для медного функция преобразования линейна:
Rt  R0 (1  t )
R0 – сопротивление при t=0ºC,  = 4,2810-3К-1 – температурный
коэффициент.
Функция преобразования платинового ТС нелинейна и обычно
аппроксимируется квадратичным трехчленом. Pt3,9110-3К-1.
2.5.4 Конструкции
Чувствительный
элемент
медного
ТР
представляет
собой
цилиндрический каркас (пластмассовый, например), по которому намотана
проволока  0,1 мм в несколько слоев. Сверху покрыта лаком, к концам
припаяны медные провода, которые изолированы асбестовым шнуром или
фарфоровыми
трубочками.
Чувствительный
элемент
помещается
в
тонкостенный металлический кожух-гильзу, закрытую с одной стороны. На
другом конце помещается монтажная головка.
Номинальная функция преобразования медных и платиновых ТР и их
параметры определяются ГОСТ 6551-84. Медные ТР имеют сопротивление
от 10, 50, 100 (Ом) и предназначены для измерения в диапазоне от –200 до
+200С. Платиновые тоже имеют диапазон сопротивления 10, 50, 100 Ом, а
диапазон измерения – -200 до +1000 С.
2.5.5 Схемы включения
Необходимо
сделать
максимально
зависящую
погрешность
от
изменения сопротивления соединительных проводов. Например, может быть
использована (при метрологических работах) компенсационная схема. По
этой схеме применяют четырехжильные платиновые терморезисторы.
Провода 1-1 для подвода тока, а провода 2-2 служат для измерения
напряжения Ut на термочувствительной обмотке. Ut измеряется с помощью
потенциометра. Сопротивление терморезистора при этом равно
Rt 
Ut Ut

R0
I U0
R0 – образцовая катушка.
Отсутствует падение напряжения на проводах, соединяющих ТР с
потенциометром, так как по ним не протекает ток от источника Е.
В менее ответственном случае используют мосты с ручным или
автоматическим уравновешивателем.
Рисунок 2.5.2 - Упрощенная схема автоматического моста
Измерительная
цепь
представляет
собой
мост,
состоящий
из
манганиновых резисторов R1-R3 и терморезистора Rt. Перемещением движка
реохода Rp добиваются уравновешивания моста. Если мост не уравновешен,
напряжение измерительной диагонали усиливается и подается на РД
и,следовательно, уменьшает напряжение разбаланса.
ТС может подключаться в мост при помощи 2-х или 3-х проводного
кабеля.
2-х проводной дешевле, но при его использовании сопротивление
обоих проводов включается в одно плечо. Следовательно, при изменении их
сопротивления с температурой возникает погрешность.
3-х проводная схема обеспечивает включение сопротивления подвода
проводов в смежные плечи моста. Одинаковое изменение их сопротивления
практически не разбалансирует мост. Третий провод необходим для подвода
напряжения питания к ТС.
Сопротивление ТС определяется его температурой. Последняя зависит
не только от температуры окружающей среды, но и от проходного тока.
Следовательно, ток должен быть достаточно мал. ( 10-15 мА).
2.5.6 Полупроводниковые ТР (термисторы)
Чувствительный
элемент
изготавливают
из
окислов
различных
материалов: меди, кобальта, магния, марганца и др.
(Прессованием
смеси
порошков,
напыляются
электроды,
привариваются выводы, защита краской, стекло или корпус).
Функция преобразования:
Rt  Ae B / T
А, В зависят от материалов, технологии, размеров и формы.
Номинальное сопротивление выпускаемых термисторов от 1до 200 К.
Диапазон измерения температуры от -100 до +120-600С.
Схема включения
– неравновесный или автоматический мост.
Подключается с помощью 2-х проводного кабеля, т.к. R>>Rпров. Приборы
имеют
индивидуальный
ГХ,
что
обусловлено
большим
разбросом
параметров и характеристик термисторов.
Достоинства – дешевы, малые габариты (0,006-2,5 мм), малая
инерционность (тепл1 мс).
Недостатки – нелинейность функции преобразования, большой разброс
параметров, старение, некоторая нестабильность параметров.
Применяются для измерения температуры, когда не требуется высокая
точность,
но
требуется
измерение
температуры
малых
объектов,
быстроизменяющихся температур. Широко используются в медицине и
биологии. Могут быть вмонтированы в острие иглы. Применяются для
температурной коррекции характеристик приборов (в качестве датчика
температуры).
2.6 ОПТОЭЛЕКТРОННЫЕ СЕНСОРЫ И ПРЕОБРАЗОВАТЕЛИ
2.6.1 Общие принципы построения и классификация
оптоэлектронных преобразователей и их характеристики
ФЭП представляет собой фотоэлектронный прибор (фотоэлемент,
фотоприемник), преобразующий световую энергию (электромагнитное
излучение чаще видимого и инфракрасного спектра) в электрический ток.
Три типа ФЭП:
1.
с внешним фотоэффектом;
2.
с внутренним эффектом;
3.
фотогальванические
К первому типу относятся вакуумные и газонаполненные ФП и
фотоэлектронные умножители.
Вакуумные ФП состоят из вакуумной стеклянной колбы, содержащей
два электрода: анод и катод. При освещении фотокатода под влиянием
фотонов света он эмитирует электроны. При наличии внешнего напряжения
электроны образуют электрический ток, называемый фототоком.
Для фотоэмиссии электронов необходимо, чтобы энергия фотона E  h
(ν – частота света; h – постоянная Планка) была больше работы выхода
электронов Ф, характерной для данного материала фотокатода. Частота
 гр  Ф / h называется красной границей фотоэффекта, а соответствующая ее
длина волны  гр  с / гр ( с – скорость света) – длинноволновым порогом
фотоэффекта. Если    гр , то никакая интенсивность света не может вызвать
фотоэффект.
Рисунок 2.6.1 - Делитель напряжения
ФЭУ – это вакуумный ФЭ снабженный системой электродов для
усиления тока фотоэмиссии.
Напряжение на диноде таково, чтобы энергии фотоэлектрона было
достаточно для вторичной эмиссии электронов. При вторичной эмиссии
испускается больше электронов, чем падает на динод.
ФЭУ имеют высокую чувствительность и используются для измерения
малых световых потоков (до 10-15 лк).
2.6.2
Фотоэлектрические
преобразователи
фотодиоды, фототранзисторы
основные
и др.):
(фоторезисторы,
принцип действия,
параметры, особенности применения и схемы их
включения.
Ко второму типу относится полупроводниковые фоторезисторы,
фотодиоды, фототранзисторы.
В качестве фоточувствительного материала используется сернистый
кадмий, селенистый кадмий или сернистый свинец.
Электропроводность
ПП
материалов
обусловлена
возбуждением
электронов в валентной зоне и примесных уровнях. При возбуждении
электроны переходят в зону проводимости; в валентной зоне появляются
дырки. Красная граница фоторезисторов находится в инфракрасной области,
например, для сернисто-свинцовых λгр = 2.7 мкм. Его электрическая
проводимость:
G  Iф / U
где Iф – фототок, U – напряжение.
Рисунок 2.6.2 - Вольт-амперная характеристика
Чувствительность
фоторезисторов
определяется
кратностью
изменения их сопротивления.
K  RT / R200
где RT – темновое сопротивление, R200 – при 200 лк.
ВАХ – вольт-амперная характеристика линейна, т.е. сопротивление не
зависит от приложенного напряжения. Инерционность характеризуется
постоянной времени τ. У сернисто-кадмиевого 1    140 мкс . У селенистокадмиевого 0.5    20мс . Сопротивление зависит от to, поэтому они
включаются в смежные плечи моста.
Фотодиоды
и
фототранзисторы
–
полупроводниковые
фотогальванические преобразователи. Для построения ФД могут быть
использованы одно- и двухэлементные полупроводники (Ge, GeAs, InP и др.).
В полупроводниках
из трех
или четырех
элементов группы
A-B
периодической системы элементов (Ga1-xAlxAsx; InxGa1-xAsyP1-y) благодаря
регулировке соотношения x и y различных составляющих можно изменять
значение Ey (энергии запрещенной зоны) и таким образом создавать
фотодетектор с определенной длиной волны в широком световом диапазоне.
Рисунок 2.6.3 Если, используя ПП типа n и p создать p-n переход, то даже когда на
него извне не подается никакого электрического напряжения, внутри
перехода возникает электрическое поле.
При
освещении
перехода
p-n
электроны
ковалентной
зоны,
поглотившие его, переходят в зону проводимости и таким образом
формируются свободные электроны и дырки.
Под действием внутреннего ЭДС они направляются в сторону слоя n
или p, т.е. возникает электрический ток.
Фотодиоды могут работать в фотодиодном и генераторном режимах. В
фотодиодном режиме прибор подключен к запирающему напряжению. При
увеличении освещенности возрастает обратный ток, что приводит к
увеличению
напряжения
Uн
на
Rн.
Внутренне
дифференциальное
сопротивление ФД имеет величину порядка мегомов, поэтому он работает в
режиме близком к КЗ.
Рисунок 2.6.4 Сила фототока выражается следующей формулой
Ip 
eP0
h
где e – заряд электрона; P0 – мощность падающего света; hν – энергия
фотона; η – квантовый выход.
Отношение сигнал/шум:
S/N 
2 I p2
2eI p  I d B  4kTFB / Re
где Id – темновой ток, B – частотная полоса, k – коэффициент Больцмана; T –
температура; Re – входное сопротивление усилителя; F – коэффициент шума
этого каскада.
Числитель определяет мощность сигнала, первый член знаменателя
дробовой
шум,
обусловленный
временными
флуктуациями
частоты
возникновения электронов под воздействием света, а второй член
знаменателя – мощность тепловых шумов в усилителе.
Рисунок 2.6.5 - Генераторный режим включения фотодиода
Чувствительность обнаружения, определяемая при условии S / N  1 ,
приблизительно равна 0.5 мкВт.
В генераторном режиме фотодиод включен по схеме и он сам является
источником тока.
Неотъемлемым
элементом
оптоэлектронных
датчиков
являются
светоизлучающие приборы: светодиоды и лазеры.
Светодиоды являются примером некогерентного источника света.
Основой такого источника служит ПП с прямым переходом (GaAs). Слой
GaAs c p проводимостью охвачен с обеих сторон слоем p-типа AlxGa1-xAs и
слоем n-типа AlyGa1-yAs. Это – двухслойная гетероструктура. Из слоя n-типа
в слой GaAs инжектируются электроны, накапливаются там и затем
переходят в зону валентных электронов, генерируя спонтанное излучение.
Рисунок 2.6.6 - Пример некогерентного источника тока
Мощность излучения от единиц до 100 мВт при токе 100 … 200 мА.
Угол рассеяния до 180°.
Для
повышения
эффективности
к
светодиоду
приклеивается
миниатюрная линза.
С помощью тока (инжекционного) можно модулировать мощность
излучения, частота модуляции ограничена значением:
fm 
1
2p c
где f m - время перехода инжектированных носителей.
Для
получения
лазерных
колебаний
рассмотренную
структуру
светодиода необходимо поместить в резонатор Фабри-Перо. Ширина и
высота активного слоя делаются малыми ~2мкм и электроны запираются в
резонаторе типа волновода с прямоугольным поперечным сечением,
ограниченным размерами вдоль осей x и y. Т.е. активный слой соответствует
оптическому волокну, а свет, запертый в нем, распространяется, как в
волноводе.
2.6.2 Дифференциальные схемы включения с двумя и одним
преобразователем.
Для
уменьшения
погрешности
измерения
ФЭП
включается
в
дифференциальные или компенсационные измерительные цепи.
Рисунок 2.6.7- Схема измерения концентрации раствора в кювете 2
Схема данного измерения концентрации раствора в кювете 2. Из-за
разброса характеристик ФС каналы дифф. цепи несколько отличаются друг
от
друга
и
компенсация
получается
неполной.
Поэтому
меньшую
погрешность имеет схема.
Рисунок 2.6.8- Схема измерения концентрации раствора в кювете 2
2.6.3 Волоконно-оптические датчики: принцип действия, типы,
воспринимаемые физические величины.
Современные ВОД позволяют измерять почти все. Например:
давление, температуру, расстояние, положение в пространстве, скорость
вращения, скорость линейного перемещения, ускорение, колебания, массу,
звуковые
волны,
уровень
жидкости,
деформацию,
коэффициент
преломления, электрическое поле, электрический ток, магнитное поле,
концентрацию газа, дозу радиационного излучения и т.д.
Основной элемент ВОД – волокно. Если классифицировать ВОД с
точки зрения примененного в них оптического волокна, то, они разделяются
на датчики, в которых волокно используется:
1) в качестве линии передачи
2) в качестве чувствительного элемента
В первых используются в основном многомодовые ОВ, а во вторых
(сенсорного типа) – одномодовые ОВ.
А) ступенчатое многомодовое:
Рисунок 2.6.9 - Ступенчатое многомодовое ОВ
Б) градиентное многомодовое:
Рисунок 2.6.10 - Градиентное многомодовое ОВ
В) одномодовое
Рисунок 2.6.11- Одномодовое ОВ
Скорость распространения моды вдоль оси волокна:
д 
с
cosy
т
где ψ – угол распространения моды, который увеличивается по мере
возрастания порядка моды. При этом скорость ее распространения
уменьшается.
Частотная полоса B сигнала, который можно передать по ступенчатому
многомодовому ОВ, определяется выражением
B
L
с

 n1 
где  - разность во времени между распространением моды самого
высокого порядка и модой самого низкого порядка.
Если Δ=1%, n1=1.47, то B=20МГц*км. Для градиентных волокон 
меньше, чем для ступенчатых:
B
2с
n1 2
При Δ=1%, n1=1.47, B=4,1 ГГц*км.
У
одномодовых
волокон
отсутствует
временная
разность
в
распространении мод, поэтому они чрезвычайно широкополосны (в
несколько сотен раз более, чем градиентные).
Наиболее важным свойством ОВ при использовании в качестве
чувствительного элемента в сенсорах является характер изменения фазы
распространяющегося по волокну света под влиянием механического
давления, температуры, магнитного и электрического поля.
При небольшой относительной разнице коэффициентов преломления в
ОВ фаза φ равна:
  l  knl ,
где β – коэффициент изотермического сжатия.
Относительное изменение фазы



l n

l
n
Из формулы можно сделать предположения о чувствительности
датчика при измерениях давления, температуры, магнитного и других полей.
Зависимость изменения фазы от степени деформации ОВ.
Изменение коэффициента преломления стекла
n 1  n 
n
 
 T 
n
n  T  p
n
где первый член учитывает изменение плотности стекла, второй – эффект
фотоупругости, обусловленный давлением или температурой.
Для кварцевого стекла
1  n 
5 1

  0,68 *10 c
n  T  p
n  
n3
 p12   p11  p12  z
2
где Pij – коэффициент Поккельса (фотоупругость); ν – отношение Пуассона;

П
εz – деформации вдоль оси ОВ; εП – поперечная деформация.
z
При λ=0,546 n=1,46 p11=0,121 p12=0,270 ν=0,164. Подстановка в
исходную формулу даст:

 n2

1  n 
 1   p12   p11  p12  z    T
  2
n  T  p

Рисунок 2.6.12 - Изменение коэффициента преломления стекла
Таким образом, чтобы вычислить чувствительность ВОД, необходимо
определить
деформацию
вдоль
ОВ,
обусловленную
конкретным
воздействием.
Чувствительность ОВ к давлению с пластмассовым покрытием:
Данные ОВ к давлению с пластмассовым покрытием. Данные ОВ:
сердечник 4,5 мкм, оболочка 1 – 30 мкм, оболочка 2 – 85 мкм, оболочка 3 –
200 мкм, h = пластмасса 4 0-700 мкм.
Оптические элементы ВОД.
1. Стержневые линзы. Имеют цилиндрическую форму с плоскими
торцевыми поверхностями. Свойства линзы обеспечиваются за счет
сформированного в ней распределения коэффициента преломления (по
квадратичному закону):
 1

nr   n0 1  g 2 r 2 
 2

где g – параметр фокусировки [мм-1].
Траектория светового луча внутри линзы имеет синусоидальную
форму. Шаг P этой траектории равен 2π/q и является основным параметром
линзы. Обычно длина линзы z равна P/4 и P/2.
Диаметр 2r = (1..2) мм, L = (3..6) мм, параметр фокусировки 0,2 … 0,5
мм-1.
Рисунок 2.613 - Стержневая линза
2.
Призмы. Используют для изменения направления лучей
Рисунок 2.6.14 - Призмы
3.
Поляризационные
поляризацией
разделен
на
призмы.
2
Рошана
(луч
перпендикулярных
со
случайной
поляризационных
необыкновенных луча).
Рисунок 2.6.15 - Поляризационная призма
Фазовая пластина.
4.
Рисунок 2.6.16 Фазовая пластина
 
где
n0
и
ne
–
коэффициент
2p

n0  ne d
преломления
для
обыкновенного
и
необыкновенного лучей. Обычно
 
p p
; .
2 4
2.6.5 Направления применения оптоэлектронных датчиков в
медицине и биологии.
В настоящее время интенсивно разрабатываются волоконно-оптические
датчики-преобразователи параметров различных физических полей. Это
связано с потребностями многих отраслей науки и производства, а также с их
широкими возможностями и большими преимуществами. ВОД обладают высокой избирательностью, т.е. чувствительностью к измеряемому параметру и нечувствительностью к другим факторам. Они характеризуются также высокой
помехозащищенностью по заданному параметру. На них практически не
влияет температура, влажность и другие факторы окружающей среды. На
оптические
сигналы,
передаваемые
от
датчиков
к
измерительно-
преобразовательной аппаратуре, не действуют электромагнитные помехи, что
очень важно при их эксплуатации на транспорте и в промышленных условиях
с интенсивными пусковыми токами или высокочастотными полями.
Существенной особенностью ВОД является то, что они могут быть
локальными (измеряющими поля в точечных объёмах размером 0,1 мм),
распределенными
(контролирующими
пространство
вдоль
линии
протяженностью до 5 км) и мультиплексированными (контролирующими поля
в нескольких сотнях точек одновременно) .
Перечисленные свойства ВОД раскрывают возможности для их
широкого применения в научных исследованиях, системах экологического
мониторинга и системах технологического контроля крупных предприятий.
Волоконно-оптические датчики-преобразователи для измерения давления,
температуры,
вибраций,
ускорения,
расстояния
и
скорости
перемещения уже разработаны и применяются . Датчики электрических и
магнитных полей, которые рассмотрены в настоящей работе, разработаны
только для частных случаев .
2.6.6 Эффекты, используемые в оптоэлектронных биосенсорах.
Волоконно-оптические датчики-преобразователи электрических и магнитных полей обычно разрабатывают на основе следующих электро- и
магнитооптических эффектов:
электроупругости (механической деформации с изменением показателя
преломления);
изменения разницы показателей преломления по разным осям анизотропии в кристаллах без центральной симметрии (эффект Поккельса);
квадратичного электрооптического эффекта (эффекта Керра),
магнитострикционного эффекта (механических деформаций под действием магнитного поля),
вращения плоскости поляризации света в среде под действием
магнитного поля (эффекта Фарадея).
Измерение напряженности электрических полей:
Электрооптические
эффекты
связаны
с
изменением
условий
распространения света в среде, обусловленным зависимостью показателя
преломления п под действием электрического поля с напряженностью £.
Функциональная связь между этими величинами может быть представлена в
виде:
1/п2 - l/n0 + rЕ + RЕ2...+...,
где п0 - показатель преломления при Е—0 , r и R - коэффициенты Поккельса и
Керра, соответственно.
Линейный злектрооптический эффект Поккельса проявляется в
анизотропных кристаллах. Разность фаз двух поляризационных компонент
, возникающая при прохождении света вдоль оси <001> в кристалле LiNb, к
которому приложено напряжение U, направленное вдоль оси <100>, можно
представить соотношением :
 =(2p/) п03 22 (L/d) U
где  - длина волны света, 22 -электрооптический коэффициент Поккельса
(для LiNb 22= 710-10 рад.см/В), d - толщина кристалла LiNb, L - длина
оптического пути в кристалле.
В ВОД наиболее часто используются следующие материалы с высоким
эффектом Поккельса :
Оксидные монокристаллы тригональной симметрии: LiNbO3 (LNO),
LiTaO3 (LTO);
Полупроводниковые
.
соединения кубической структуры: ZnS, ZnTe;
Оксидные материалы кубической структуры: Bi40Ge2O63 (BGO), Bi12Si020
(BSO).
Значения электрооптических коэффициентов для этих материалов
приведены в работе .
Наиболее высокий коэффициент Поккельса имеют кристаллы LiNbO3 и
LiTaO3. Первый из них был выбран нами в качестве чувствительного элемента (ЧЭ) датчика-преобразователя напряженности электрического поля.
Поперечное электрическое поле напряженностью Е, приложенное перпендикулярно распространению света в оптическом волокне или ЧЭ,
приводит к дополнительному линейному двулучепреломлению вследствие
эффекта Керра :
BE = Ck Е2/
где Ck - постоянная Керра (для кварца Ck = 6.10 -16 мин/В2).
Это двулучепреломление играет заметную роль в изотропных средах
при Е>10 кВ/см.
Измерения магнитного поля:
Магнитное поле напряженностью H, приложенное к оптическому
волокну
или
ЧЭ
в
направлении
распространения
света,
вызывает
вращательное двулучепреломление, поворачивающее плоскость поляризации
(вследствие эффекта Фарадея);
BH=
Cv Н
где Cv - постоянная Верде, равная для кварца 9,4.10 -3 рад/эГс.
После прохождения света через прозрачные оптические материалы в
магнитном поле, вектор напряженности которого совпадает с направлением
распространения света, наблюдается поворот плоскости поляризации на угол:
F = Cv H L
где L - длина светового пути под воздействием магнитного поля.
Постоянная Верде зависит от магнитных свойств материала. У
диамагнетиков и парамагнетиков (стекло, кубические кристаллы) она
составляет 0,04...0,02 мин/(Э.см) . У ферромагнетиков (железо-итриевый
гранат) значение постоянной Верде достигает 9...50 мин/(Э.см) и угол поворота
составляет :
 1 =(y/4pМs)НL приН<4pМs’(1)
 2 =yL
при H>4pМ s’ (1а)
где y - угол поворота при намагниченности насыщения H = 4pM s’.
Рисунок 2.6.17- Схема установки с датчиком
Здесь
учитывается
нелинейный
характер
намагниченности
ферромагнетика, являющийся недостатком при разработке датчиков на его
основе. Кроме того, ферромагнетикам присущ гистерезис, что приводит к
снижению точности датчиков и ограничению их использования в области
высоких частот. Преимущество датчиков на основе ферромагнетиков - малый
размер ЧЭ. Плёнка железо-итриевого граната толщиной 20...30 мкм позволяет
регистрировать поля напряженностью 1... 10 Гс.
Некоторые прозрачные материалы (например, раствор сахара) имеют собственную оптическую активность, т.е. поворачивают плоскость поляризации на угол:
с =L
где - коэффициент поляризационной активности. Этот поворот необходимо
учитывать в датчиках магнитного поля на основе эффекта Фарадея .
Важная особенность эффекта Фарадея - необратимость поворота плоскости поляризации при прохождении в прямом и обратном направлениях. При
прохождении ЧЭ в обратном направлении плоскость поляризации дополнительно поворачивается на тот же угол, что и в прямом .
2.6.7 Позиционно-чувствительные сенсоры
Две основные схемы:
Рисунок 2.6.18 - Изменение параметров внешней среды в изменение
параметров светового луча
Рисунок 2.6.19 - Передача светового сигнала через ОВ
На рисунке 2.6.18 чувствительный оптический элемент преобразует
изменение параметров внешней среды в изменение параметров светового
луча. На рисунке 2.6.19 сенсорная головка (зонд-микрообъектив) передает
через ОВ световой сигнал.
Для световой волны вектор напряженности электрического поля
описывается следующей формулой:
E  A sin( wt  y )
из которой следует, что измеряемым объектом может модулироваться
интенсивность света A , его поляризации (направление вектора А), частота
2
ω, фазе ψ и любой из этих видов модуляции может применяться в ВОД.
Температурный датчик может быть построен по методам:
Рисунок 2.6.20 - Построение температурного датчика на основе теплового
излучения
1) тепловое излучение
2) поглощение света ПП
3) на основе флюоресценции
Сигнал преобразуется по методу 3-х цветов (или 3-х λ) СФ –
светофильтры.
Рисунок 2.6.21 - Построение температурного датчика на основе поглощения
света ПП
Связь T с интенсивностью излучения
mT  2,9  10 3 м  к
Полупроводник имеет граничную длину волны λг поглощения, причем
по мере роста t° поглощение усиливается. При этом интенсивность света с
увеличением температуры будет падать.
Рисунок 2.6.22 - Построение температурного датчика на основе
флюоресценции
Флюоресценция
возникает
под
действием
ультрафиолета
и
принимается ОВ. Для спектральных составляющих флуоресцентного
излучения характерно изменение по кривой β (при λ = 510 нм), т.е. сильная
зависимость от температуры, а температурный сигнал выявляется путем
вычисления отношения соответствующих значений интенсивности β/α (метод
двух волн). Область изменения: -50<t<+200 с погрешностью C и τ < 1 c.
Рисунок 2.6.23 - Метод двух волн
2.6.8 Детекторы цвета
Датчики давления с отражательной диафрагмой. Волоконный жгут
состоит из передающих и принимающих волокон. Свет, вводимый в
передающие волокна, отражается диафрагмой. при этом коэффициент связи
между передающими и принимающими ОВ изменяется в соответствии с
положением диафрагмы, которое в свою очередь зависит от давления.
а)
б)
в)
Рисунок 2.6.24 - Датчики давления с отражательной диафрагмой
Рисунок 2.6.25 - Размещение волокон в жгуте
Датчик используется в диапазоне, где зависимость интенсивности света
от зазора сравнительно линейна. Dж=1,8 мм из 100 ОВ, диафрагма из
нержавеющей стали h=15 мкм; P до 2,7*104 Па. Применяется для измерения
давления крови.
В датчиках с жидкокристаллическим зондом используется эффект
изменения
коэффициента
рассеяния
света
жидким
кристаллом
ЖК,
состоящий
при
изменении давления.
Применяют
композиционный
на
1/3
из
холерестического и 2/3 из нематического кристаллов. Измеряемое давление P
до 4*104 Па. Недостаток – сильная зависимость от t˚, поэтому необходима
температурная компенсация.
2.6.9 Химически селективный волоконно-оптический сенсор
Рисунок 2.6.26 - Химически селективный волоконно-оптический сенсор
2.6.10 Датчики концентрации газа
Рисунок 2.6.27 - Датчик концентрации газа
Свет, излучаемый лазером или светодиодом поступает в сосуд с
измеряемым газом через многомодовое ОВ. Из проходящих через газ
световых волн будут поглощаться только те, которые входят в спектр
поглощения этого газа. Таким образом, подавая выходящий из сосуда с газом
свет на детектор, можно определять род газа и измерять его концентрацию.
Анализируя спектр выходящего излучения можно определить род газа и его
концентрацию.
2.6.11 ОВ датчик насыщения крови кислородом
а)
б)
Рисунок 2.6.28 - ОВ датчик насыщения крови кислородом
Гемоглобин красных кровяных телец имеет различный характер
изменения коэффициента отражения в зависимости от степени насыщения
кислородом для световых волн различной длины. В диапазоне 620…650 нм
зависимость сильная, а для волн 800…850 нм - слабая. Сигнал с ФД подается
в ВУ где вычисляется отношение выходных электрических сигналов,
полученных на двух длинах волн:
k = I(1)/I(λ2)
Другим
классом
датчиков
являются
ВОД,
где
в
качестве
чувствительного элемента выступает само ОВ.
Схема интерферометра на ОВ. Высокая чувствительность, т.к.
измерение идет в длинах волн λ и используется катушка из ОВ,
увеличивающая протяженность связи с объектом. При измерении фазы
достигнута S = 10-6рад/ГГц.
Рисунок 2.6.29 - Схема интерферометра основе изменения фазы
Рисунок 2.6.30 - Схема интерферометра основе вращения плоскости
поляризации
Рисунок 2.6.31 - Схема интерферометра основе измерения потерь
Рисунок 2.6.31 - Схема интерферометра основе рассеяния
Наиболее типичными измеряемыми величинами являются температура,
длина, давление. В соответствии с их колебаниями изменяется длина и
коэффициент преломления ОВ, а в результате изменяется и фаза
распространяющегося в нем света.
Измеряемые величины типа: электрический ток, ускорение, скорость
потока, деформация, спектр поглощении, напряженность магнитного и
электрического тока, звук и т.д. преобразуются в рис.2.48, рис.2.49, рис.2.50 с
помощью нанесенного на оптическое волокно соответствующего покрытия.
2.6.12 Структуры.
а)
б)
в)
г)
д)
е)
а- кольцевой, б- кольцевой Фабри-Перо, в- Маха-Цендера, г- Майкельсона, дФабри-Перо, е- с поляризованными модами
Рисунок 2.6.32 - Схемы волоконно-оптических интерферометров:
В
структурах
интерферометров,
за
исключением
Фабри-Перо,
интенсивность интерференционных полос I∑1 и I∑2 при интенсивности двух
световых волн I1 и I2 равны
P1  I1  I 2    2 I1 I 2 cos 
P1  I1  I 2    2 I1 I 2 cos 
γ – показатель, называемый степенью когерентности интерферометра. Он
является функцией произведения ширины ∆f спектральной линии источника
света и разности ∆l длин двух оптических путей.
 fl   1
при ∆f∆l = 0, то γ = 1.
Для данной величины ∆f можно найти ∆l, при котором показатель γ
окажется равным e-1, и эта длина ∆l называется длиной когерентности. Для
обычного гелий-неонового лазера – единицы метров; для ПП лазеров около
10 м; для одномодового гелий-неонового лазера длина ∆l равна около 1 км.
Таким образом, источник света необходимо выбирать в соответствии
со структурой интерферометра.
Основные погрешности:
- Дрейф нуля;
- Колебания масштабного коэффициента;
- Нелинейность;
Методы устранения:
1 при гомодинировании:
- применение фазовращателя
- ограничение частоты сигнала
т.е. одинаковая частота двух интерферирующих волн, а выходной сигнал
формируется посредством прямой амплитудной модуляции.
2 при гетеродинировании:
- применение частотного сдвигателя, например акустического модулятора.
т.е. формирование сигнала пропорционального разности частот ∆ω,
посредством фазовой манипуляции несущей с частотой ∆ω.
2.6.13 Примеры реализации:
1 ОВД для измерения концентрации газа. Датчик на интерферометре
Маха-Цендера.
Рисунок 2.6.33 - Кривая частотного изменения выходного сигнала при
поглощении света смесью воздуха с метаном
Рисунок 2.6.34 - Датчик на интерферометре Маха-Цендера.
Чем выше концентрация, тем больше амплитуда выходного сигнала
интерферометра на частоте АМ.
Исследуемый газ в ячейке освещается от аргонового лазера, излучение
которого модулировано с помощью мех модулятора. Ячейка находится
внутри катушки из ОВ. Газ вследствие поглощения света нагревается и
расширяется, следовательно расширяется и катушка с ОВ.
Изменение объема катушки ОВ приводит к появлению фазового сдвига
в интерферометре, которое регистрируется ФД.
1.
ОВД для измерения скорости тока крови.
УВ модулятор света
Опорный луч
ЛГ
f0
f0+fв
fв
f0
f0+fD
θ
f0+fв
индикатор
ВУ
ФД
V
Рисунок 2.6.35 - ОВД для измерения скорости тока крови.
В одном плече интерферометра Маха-Цендера осуществляется УЗ
модуляция света и оптический сигнал приобретает сдвиг частоты на fв.
Частота биений
fD (сигнал биений, обнаруживаемый
методом
гетеродинирования с помощью лавинного ФД)
Частотный сдвиг света в результате эффекта Доплера:
fD=(2V/λ)*cosθ или fD=(2π/λ)*cosθ
Диапазон V от 4 см/с до 10 см/с. Обн. погрешность ±5%
2.
Оптоволоконный детектор алкоголя.
Этанол
и
метанол
–
вещества,
как
известно,
токсичные
и
взрывоопасные – широко используются в промышленности, поэтому нужду в
датчиках, чувствительных к присутствию в воздухе этих веществ,
испытывают не только сотрудники ГИБДД. Японские исследователи из
университета Яманиши предложили простой и надежный метод обнаружения
паров алкоголя с помощью оптоволоконного датчика.
Рисунок 2.6.36 Оптоволоконный детектор алкоголя.
Некоторые полимеры, например, Новолак, разбухают при выдержке в
парах спирта. Разбухание сопровождается изменением (уменьшением)
показателя преломления. Этим свойством решили воспользоваться японские
исследователи. Из другого полимера с показателем преломления n1 был
изготовлен сердечник волновода, покрытый тонким слоем Новолака (либо
комплексов на его основе), имеющих показатель преломления
n2 >n1 в
отсутствии паров спирта. Этот чувствительный элемент длиной несколько
сантиметров с обоих концов подсоединяется к обычному оптоволокну с тем
же сердечником. Через подобный комбинированный световод пропускается
излучение светодиода, которое на выходе регистрируется с помощью с
помощью фоточувствительного элемента. В отсутствии паров алкоголя
чувствительный элемент функционирует как световод с утечкой – свет
выходит через боковую поверхность (из оптически менее плотной среды в
оптически более плотную среду). Однако в присутствии этанола или
метанола оболочка оптоволокна разбухает и показатель преломления
уменьшается, так что после выдержки в парах спирта n2 становится меньше
n1. В результате световод начинает работать в нормальном волноводном
режиме. При этом сигнал на выходе увеличивается примерно на порядок.
Для того, чтобы обеспечить быстродействие, разница в показателях
преломления сердечника и оболочки была сделана малой – примерно 0.05, - а
толщина слоя из комплекса на основе Новолака не превышала полутора
микрон. В результате оболочка быстро напитывается спиртом и резкое
увеличение сигнала на выходе происходит менее чем за минуту.
Рисунок 2.6.37 Достоинства предложенного устройства в его простоте, надежности,
легкости подключения к сигнальной аппаратуре, неприхотливости и
невысокой стоимости. В силу того, что детектор не очень чувствителен к
малым концентрациям алкоголя и, к тому же, относительно инерционен с
точки зрения экспресс-диагностики, в настоящем виде он вряд ли будет
применяться дорожной полицией. Однако у него большие перспективы
применения
в промышленности
(датчик утечек), в частности, при
использовании метанола в качестве экологически чистого топлива.
Рисунок 2.6.38 -
3 ИЗМЕРЕНИЕ НЕЭЛЕКТРОФИЗИОЛОГИЧЕСКИХ
ПАРАМЕТРОВ
3.1 ОБЩИЕ ПРИНЦИПЫ ИЗМЕРЕНИЯ
НЕЭЛЕКТРОФИЗИОЛОГИЧЕСКИХ ВЕЛИЧИН
3.1.1
Общие
принципы
и
закономерности
преобразования
механических величин в электрические
Для измерения неэлектрофизиологических параметров требуются
специальные датчики, преобразующие разнообразные по своей природе
физиологические функции в электрические величины. В качестве последних
могут служить изменения параметров электрических цепей или амплитуду,
частоту или фазу сигналов.
Кроме того, все параметры, подлежащие измерению и регистрации,
можно разделить на:
- измеряемые непосредственно;
- измеряемые опосредованно (косвенный метод).
К первым относятся, например, движения, связанные с сердечными
сокращениями, температура тела, биоэлектрические потенциалы. Съем этих
величин осуществляется с помощью датчиков, которые непосредственно
воспринимают от исследуемого организма изменения тех или иных
параметров: механического перемещения, температуры, электрического
потенциала.
Ко второй группе параметров относятся такие, которые сами по себе не
могут быть измерены, т. е. жизнедеятельность организма оценивается
косвенно, путем измерения некоторых вспомогательных величин. Так,
например,
электрическое
сопротивление
участка
тела
характеризует
кровенаполнение этого участка; изменения степени поглощения света
тканями связаны с изменениями объема органа или части тела. Очевидно, что
для параметров, измеряемых опосредованно, требуется обратить особое
внимание
на
установление
первоначальных
зависимостей
между
параметрами,
интересующими
врача,
и
фактически
измеряемыми
косвенными показателями.
Датчики
и
ИП
помехоустойчивости,
играют
надежности
важную
и
роль
в
эффективности
обеспечении
физиологических
измерительно-информационных систем. Любой, даже самый эффективный
физиологический метод может оказаться малополезным, если не обеспечен
эффективный сбор информации при помощи совершенных датчиков и
электродов.
3.2 ИЗМЕРЕНИЕ ОСНОВНЫХ МЕХАНИЧЕСКИХ ВЕЛИЧИН
3.2.1 Измерение положения и перемещения.
Измерение линейных размеров должно осуществляться, как правило,
без разрушения промышленного изделия. Измерения без разрушения может
быть бесконтактным или контактным.
Измерение
поверхностей
горячих
нельзя
или
мягких
осуществлять
изделий
контактным
и
чувствительных
ощупыванием.
При
бесконтактном способе большое влияние на результаты измерения оказывают
свойства материала изделия. Необходимо учитывать также возможность
установки, подвижность измерительного устройства, стоимость и текущие
расходы.
1) для измерения толщины
и массы пользуются следующими
методами:
методы, использующие ионизирующее излучение; для измерения
толщины:
магнитные
методы
измерения;
при
помощи
ультразвука;
пневматический метод; микроволновые методы; оптико-электронные методы; с
помощью инфракрасного излучения.
Методы, использующие ионизирующее излучение: В измерительном
устройстве, как показано на рисунке 3.2.1, узкий пучок лучей интенсивности Io
проникает через изделие, испытывая при этом ослабление до величины Ih в
соответствии с законом поглощения:
I h  I 0e  h
Показатель степени  представляет собой коэффициент ослабления,
который зависит как от атомной массы облучаемого материала, так и от энергии
излучения, и действителен только для узкого пучка лучей.
1-приемник; 2-объект измерения; 3-источник излучения
Рисунок 3.2.1 – Схема устройства для измерения толщины методом
поглощения ионизирующего излучения
При определенных условиях обратное рассеяние излучателя материала
может быть использовано для измерения толщины (рисунок 3.2.2).
1-приемник; 2-экран; 3-источник излучения; 4-объект измерения
Рисунок 3.2.2-Схема устройства для измерения толщины методом
рассеяния  -лучей
Интенсивность отраженного излучения зависит при прочих постоянных
условиях от атомной массы рассеивающего материала; кроме того, она
повышается прежде всего с увеличением толщины изделия до толщины
насыщения. Поэтому на практике этот метод применим лишь в том случае, когда
толщины измеряемого изделия меньше слоя его половинного поглощения.
Метод удобен при условии возможности доступа к одной стороне измеряемого
объекта.
При использовании  - лучей и рентгеновского излучения изменение
положения
измеряемого
изделия
изменяет
коэффициент
эффективного
поглощения вследствие рассеянного излучения в том случае, если измеряемое
изделие перемещается вдоль оси излучения. Возникающая в результате этого
погрешность пропорциональна углу раствора луча и обратно пропорциональна
расстоянию между измеряемым изделием и приемником. Измерения положения
в поперечном направлении приводит к погрешности, если измерительный луч не
перекрывается полностью измеряемым изделием.
Если
нужно
измерить
толщину
перпендикулярно
направлению
движения ленточного материала, излучатель и приемник перемещаются
совместно. При высокой скорости движения измеряемого материала может
оказаться необходимой установка второго измерительного прибора в центре
ленты для коррекции изменения толщины в направлении перемещения
измеряемого материала при так называемом профильном измерении.
1-электронная часть для обработки данных и накопитель; 2-измерительные
приемники; 3-самописец; 4-объект измерения; 5-источник излучения
Рисунок 3.2.3 – Блок-схема устройства для профильного измерения
толщины.
На рисунке 3.2.3 показан способ, при котором профильное измерение
осуществляется
приемников,
при
помощи
перекрывающих
нескольких
друг
друга.
параллельно
Два
расположенных
рентгеновских
луча
диафрагмируются так, что на всю ширину объекта измерения перпендикулярно
направлению
прокатки
образуют
лучевую
завесу.
Сигналы
отдельных
приемников накапливаются, затем последовательно опрашиваются синхронно с
перемещением бумажной ленты самописца и регистрируются.
2) для измерения ширины используют метод оптического ощупывания
кромок: одна или обе кромки объекта измерения оптически проецируются на
фотоприемник или на ряд фотодиодов. При этом используется либо собственное
измерение, либо тень подсвечиваемого сзади объекта измерения. Измеряется
интервал времени между выходными сигналами приемника или количество
перекрытых изображением объекта фотодиодов.
При использовании двух измерительных головок (рисунок 3.2.4)
ошибки, вызванные боковым перемещением объекта измерения, исключены.
При измерении с помощью одной измерительной головки (рисунок 3.2.5и 3.2.6)
и двух неподвижных головок (рисунок 3.2.7) горизонтальное перемещение
объекта приводит к изменению расстояния.
1-измерительный импульс; 2-редуцированный
импульс; 3-выходной сигнал компаратора; 4контрольный сигнал; 5-измерительный сигнал
прямоугольной формовки
Рисунок 3.2.4-Образование импульсов при помощи устройства с
двойной щелью
1-измерительная головка; 2-тангенциальный корректор; 3-толщина; 4-указатель
общей ширины
Рисунок 3.2.5- Схема цифрового устройства для измерения общей
ширины одной измерительной головкой с тангенциальным корректором и
корректором толщины.
1-измерительная головка; 2-толщина; 3-тангенциальный корректор; 4-указатель
отклонения; 5-объект измерения
Рисунок 3.2.6- Измерение отклонения ширины относительно заданного
значения одной измерительной головкой с тангенциальным корректором и
корректором толщины, с цифровым указателем заданной ширины и аналоговым
указателем отклонения
1-измерительные головки; 2-тангенциальный корректор; 3-указательобщей
ширины; 4-расстояние между головками; 5-толщина; 6-объект измерения
Рисунок 3.2.7- Схема устройства для измерения ширины двумя
измерительными головками с тангенциальным корректором и корректором
толщины
3) для измерения диаметра используют: метод оптико-электронного
ощупывания: метод сравнения интенсивности световых лучей.
1-микрометр; 2-проволока; 3-сигнальная диафрагма; 4-линза; 5-указатель
отклонения; 6-источник света; 7-опроная диафрагма; 8-фотоприемник; 9-дисковый
прерыватель
Рисунок 3.2.8- Схема устройства для измерения толщины проволоки
методом сравнения интенсивности световых лучей
Метод
сравнения
световых
лучей:.
состоящая
из
лампы
и
фокусирующих линз система формирует два параллельных пучка лучей,
поступающих в фотоприемник (рисунок 3.2.8). Один пучок лучей служит в. качестве сравнительного
сигнала, другой
пучок перекрывается объектом
измерения. В зависимости от диаметра объекта измерения меняется интенсивность светового потока.
.
Измерительная головка в пылезащищенном литом корпусе содержит
оптическую систему. Объект измерения пропускается при помощи направляющих роликов через измерительную щель. Заданный диаметр устанавливают
механическим
способом
посредством
микрометрического
задатчика,
из-
меняющего сечение светового потока. Тарировку производят либо по
контрольной проволоке, либо по нулевому положению микрометрического
задатчика. Электрическая вычислительная схема находится в шкафу и содержит
контакты сигнализации отклонения за пределы допуска и указатель отклонения.
Прибор предназначен для измерения объекта только в холодном состоянии.
3.2.2 Примеры конструкций датчиков и преобразователей.
Датчик - устройство, преобразующее измеряемую величину в
сигнал, удобный для передачи, дальнейшего преобразования или регистрации.
Тип
и
конструкция
датчика
зависит
от
вида
необходимого
преобразования,
т. е.
определяются
представлениями
входного
конкретными
неэлектрического
сигнала
физическими
и
выходного
электрического сигнала, а также зависят от условий работы датчика.
Измерительный
преобразователь
-
средство
измерения,
предназначенное для выработки сигнала измерительной информации в форме,
удобной для передачи и дальнейшей обработки, но не поддающейся
непосредственному восприятию наблюдателем. ИП может содержать или не
содержать в своем составе датчик, но он чаще всего содержит чувствительный
элемент.
ФД
ЧЭ
Рисунок 3.2.9 - Датчик
Фэт
Шкала
Ф1
Ф2
.
.
.
Фn
Ф
Uоп
Рисунок 3.2.10 - Измерительный преобразователь
Следовательно, в первом приближении отличие датчика от ИП
заключается в том, что первый даст исследователю или наблюдателю
информацию о том, есть или нет физическая величина (бинарная информация),
а второй дает количественную или качественную оценку исследуемой
физической величины.
В медицинской электронике проблема датчиков и ИП занимает особое
место ввиду того, что по существу прогресс в области датчиков определяет и
достижения в области медицинской техники. Разработка каждого нового
исследовательского метода в физиологии начинается обычно с создания
соответствующего датчика.
3.2.3 Акселерометры
Акселерометры позволяют измерять ускорения, возникающие в объекте
измерения. Одновременно они служат для измерения инерционных нагрузок,
вызванных ускорениями и пропорциональных последним.
чувствительные пассивные акселерометры
Кроме того,
могут быть применены
для
определения положения относительно направления земного притяжения, т.е. для
измерения уклона.
Акселерометры
в
конструктивном
отношении
принципиально
аналогичны преобразователям виброперемещений (виброметрам). Однако их
рабочий
частотный
диапазон
ниже
характеристической
частоты
преобразователя. В этом диапазоне сила энерции сейсмической массы слишком
мала для того, чтобы удерживать ее в абсолютно неподвижном положении, как
это имеет место в преобразователях виброперемещений. Сила инерции вызывает
отклонение массы, пропорциональное квадрату частоты, т. е. пропорциональное
ускорению. Оно может быть измерено встроенным преобразователем перемещений или при помощи тензорезистора (деформация пружины). Для' получения
возможно более широкого диапазона рабочих частот преобразователя ускорения
его характеристическая частота должна быть по возможности высокой (масса
небольшой, пружина очень жесткой). И в этом приборе демпфирование служит
для понижения коэффициента преобразования на резонансной частоте. Как и в
измерительных
преобразователях
виброперемещений,
оптимальное
деформирование D = 0,65 (рисунок 3.2.11). Диапазон рабочих частот оптимально
демпфированных
систем
находится
в
пределах
от
0
до
60
%
от
характеристической
частоты
преобразователя.
При
очень
высокой
характеристической частоте, выходящей далеко за пределы диапазона рабочих
частот, может оказаться достаточным внутреннее затухание самой системы, что
позволяет
отказаться
от
применения
дополнительного
жидкостного
демпфирования.
..
U - коэффициент преобразования, равный отношению выходной величины к
входной величине; D-демпфирование; f -нормированная частота
n
Рисунок 3.2.11- Коэффициент преобразования преобразователя
ускорения в зависимости от частоты колебаний
3.2.4 Акселерометры основанные на измерении деформации и на
измерении напряжения чувствительного элемента  мембраны.
Электрические акселерометры представляют собой в принципе
преобразователи абсолютных перемещений. Для получения широкого диапазона
измеряемых частот характеристическая частота преобразователя должна быть
насколько это возможно высокой. Это, однако, противоречит требованиям
высокой чувствительности измерения, так как она снижается пропорционально
квадрату характеристической частоты. По виду электрической части системы
разделяют резистивные и индуктивные (пассивные), а также пьезоэлектрические
(активные) измерительные преобразователи ускорения. Последние, особенно
пригодны для колебаний высокой частоты и ударных ускорения.
Резистивные преобразователи ускорения работают на ускорения
примерно до 10
4
и с характеристическими частотами примерно до 10 кГц.
Индуктивные преобразователи ускорения имеют вместо резистивной
измерительной системы обладающую высокой чувствительностью индуктивную
измерительную систему с поперечным перемещением якоря, включенную в
двуплечую мостовую схему. Такие преобразователи имеют очень малые размеры
(рисунок 3.2.12) и могут, подобно резистивным преобразователям ускорения,
применяться для статических измерений. Они очень чувствительны и могут без
ограничений применяться в статическом состоянии, допускают возможность
очень простой градуировки в поле земного притяжения с изменением ускорения
на 2 g путем поворота на 180°.
Индуктивные преобразователи нечувствительны к перегрузкам, и
электрическая схема их включения очень проста.
G-корпус; с-пружина; m-сейсмическая масса; s-резьбовый штуцер для крепления;
St-контактные штифты; W-индуктивный преобразователь перемещений
Рисунок
3.2.12-
Индуктивный
измерительный
преобразователь
ускорения.
Максимальные ускорения, воспринимаемые этими преобразователями,
составляет приблизительно 2500 м2/с при характеристической частоте в 2000 Гц
и в диапазоне частот от 0 до 1000 Гц.
Пьезоэлектрические
преобразователи
ускорения
(рисунок
3.2.13)
являются активными преобразователями, которые, как и электродинамические
преобразователи, создают измерительное напряжение без подачи на них
напряжения от постороннего источника.
А-электрический вывод; G-корпус; m-сейсмическая масса; Q-кварцевые пластинки;
В-резьбовое отверстие
Рисунок 3.2.13 – Пьезоэлектрический измерительный преобразователь
ускорения (упрощенная схема)
При ускорениях, возникающих в направлении ускорения, сейсмическая
масса преобразователя создает соответствующую силу, действующую на
пьезоэлектрический
чувствительный
элемент,
на
поверхности
которого
создается электрический заряд и, следовательно, электрическое напряжение,
пропорциональное ускорению. Для дальнейшей обработки этого напряжения
требуются усилители с исключительно большим входным сопротивлением.
Из-за очень высокой частоты собственных колебаний (от 30 до 50 кГц)
пьезоэлектрические акселерометры особенно пригодны для высокочастотных
процессов в диапазоне от 10 кГц и выше. Нижняя предельная частота таких
преобразователей зависит от разнообразных влияющих величин, причем ре-
шающее влияние на режим их работы на низких частотах оказывают
конструкция преобразователя, применяемый усилитель и качество монтажа, а
также рабочие температуры. Так как в условиях эксплуатации часто трудно
исключить искажающее
пьезоэлектрические
воздействие,
преобразователи
создаваемое линией
ускорения
иногда
передачи, то
применяются
со
встроенным полевым транзистором в качестве преобразователя полного сопротивления.
3.3 ИЗМЕРЕНИЕ ДАВЛЕНИЯ, РАСХОДА ЖИДКОСТЕЙ И ГАЗОВ
3.3.1 Методы и средства измерения давления и разности давлений.
В физике давлением называют силу, действующую на единицу
поверхности.
Давление может быть определено непосредственно измерением силы,
действующей на данную поверхность. На этом методе измерения основаны
грузопоршневые манометры, в которых сила, действующая на поршень с
известной
площадью,
уравновешивается
гирями.
Модификацией
такого
манометра являются жидкостные манометры, в которых измеряемое давление
определяется по высоте и удельному весу столба жидкости. Жидкостные и грузопоршневые манометры не требуют калибровки по эталонным измерителям
давления, так как их показания могут быть определены путем измерения
линейного размера и массы. При измерении высоких давлений в качестве
образцовых мер могут быть использованы точки затвердевания или фазового
перехода различных веществ.
Кроме
двух
названных
прямых
методов
измерения
давления,
существует большое число косвенных методов, основанных на использовании
различных законов прикладной физики. Косвенные механические методы
измерения давления основаны на определении упругого прогиба отформованных
определенным
образом
чувствительных
элементов
под
действием
контролируемого давления, а также сжимаемости газов и жидкостей. В области
измерения взрывных давлений мерой достигнутого максимального давления
может служить пластическая деформация чувствительного элемента, а также
электрические,
оптические
и
химические
явления,
возникающие
при
определенных давлениях. При недостаточно корректной классификации часто
необоснованно относят к группе электрических методов механические методы
измерения давлений с передачей значения измеряемой величины на систему
отсчета индуктивным или емкостным способом, а также путем измерения
сопротивлений.
Подобно тому как многие физические методы легли в основу косвенных
методов измерения давления, само измерение давления в свою очередь
применяют для косвенного определения различных физических величин,
например температуры, расхода, уровня, плотности, количества. Как показано на
рисунке 3.3.1, диапазон измеряемых для научных и прикладных целей давлений
превышает 18 порядков. Сопоставление различных методов показывает, что
принципиально
одинаковые
методы
измерения
давления
в
различных
диапазонах этой шкалы реализуются с помощью различных технических
решений.
Рисунок 3.3.1- Абсолютная шкала давлений, сопоставленная с
диапазоном измерения манометров. В каждой строке приведены однотипные
или подобные чувствительные элементы
В качестве средств измерения давления существуют : регистрирующие
приборы и измерители давления с электрическими сигнальными устройствами и
дистанционными передачами.
Регистрирующие приборы.
При перемещении пера должна быть преодолена большая сила трения,
чем при перемещении стрелки показывающего прибора. Поэтому рабочее усилие,
развиваемое упругими элементами регистрирующих манометров, должно быть
достаточно велико. Под рабочим усилием при этом понимают величину работы,
затрачиваемой на перемещение пера на полную шкалу.
Усилие, необходимое для преодоления трения, должно составлять лишь
незначительную часть общего усилия, развиваемого чувствительным элементом.
В качестве чувствительных элементов, обеспечивающих большие рабочие
усилия, применяют широкие винтообразные или спиральные трубчатые
пружины, многорядные анероидные коробки, а также сильфоны. Для передачи
углового
перемещения
чувствительного
элемента
на
прямолинейно
перемещающееся перо регистратора применяют эллиптические механизмы,
обеспечивающие при соответствующем соотношении размеров пропорциональность между указанными перемещениями.
Измерители давления с электрическими сигнальными устройствами и
дистанционными передачами.
Сигнальные устройства предназначены для включения или выключения
электрических цепей в зависимости от положения стрелки показывающего
манометра. В нормальных условиях эксплуатации при умеренной нагрузке
применимы скользящие контакты. При малом зазоре между контактами
возникает опасность образования электрической дуги. В магнитных триггерных
контактах для исключения образования дуги на стрелке задатчика помещен постоянный магнит, сближающий контакты при образовании некоторого зазора
между ними. Одновременно такой магнит увеличивает контактное давление.
Более надежно бесконтактное устройство, называемое «Kontex—Kontakt», в
котором управляющий флажок, расположенный на стрелке манометра, входит в
зазор между двумя установленными катушками, изменяя таким образом их
индуктивное сопротивление; полученный сигнал подается на вход усилителя
(рисунок 3.3.2).
1-шкала; 2-стрелка манометр; 3-управляющий флажок; 4- стрелка задатчика
предельного значения; 5-управляющая головка; 6-монтажная стойка.
Рисунок 3.3.2 – Контактный манометр системы Kontex
Это устройство может быть использовано в приборах, устанавливаемых
во взрывоопасных помещениях при условии, что усилитель и управляемая им
система сигнализации находятся вне этих помещений. Сигнальные контакты
могут быть как нормально открытыми, так и нормально закрытыми. Применимы
комбинации не более трех контактов.
Одной
из
разновидностей
контактных
манометров
являются
сигнализаторы предельных давлений, выдающие акустический или оптический
сигнал при выходе давления за установленные пределы.
В схемах контроля различных производственных процессов обычно
совмещают на щитах управления измерительную и регулирующую аппаратуру.
Передача выходных сигналов датчиков давления на небольшие расстояния
осуществляется пневматически, а на значительные — электрически. Для
дистанционной передачи показаний датчиков давления используют различные
устройства: реостатный, емкостной, индуктивный. Реостатный преобразователь в
виде потенциометра, ползунок которого, связан с осью стрелки манометра.
Емкостный, в виде дифференциального конденсатора, ось которого механически
соединена с осью стрелки манометра. Индуктивный преобразователь, в котором,
связанный со стрелкой манометра ферромагнитный сердечник, перемещаясь в
питаемой переменным напряжением катушке, изменяет ее индуктивное
сопротивление.
Для
точных
измерений
применяют
мостовые
схемы
дистанционных передач.
3.3.2 Мембранные датчики давления, основанные на измерении
деформации мембраны.
Принцип действия мембранных манометров основан на измерении
деформации
гофрированной
мембраны,
односторонне
нагружаемой
контролируемым давлением. Максимальный прогиб мембран (1мм) значительно
меньше хода трубчатых пружин (2-3 мм), вследствие чего кинематическая
передача на стрелку прибора должна иметь большее передаточное число.
Мембраны обладают значительной жесткостью и потому менее восприимчивы к
вибрациям. Защита от агрессивных жидкостей и газов обеспечивается
нанесением на мембраны защитных покрытий и пленок. Защита мембран от
перегрузок по давлению осуществляется сравнительно просто. Диапазон
измерения мембранных манометров находится в пределах 63-4000 мм вод. ст.
(около 6,3-400 мбар) и 0,6-25 ат. По точности измерения обычно выпускаемые
промышленностью
мембранные
манометры
соответствуют
классу
1,6
(погрешность не превышает 1,6 % диапазона измерения).
3.3.3 Использование тензорезисторов для измерения деформации
мембраны.
Тензорезисторный
преобразователь
(тензорезистор)
представляет
собой проводник, изменяющий своё сопротивление при деформации сжатиярастяжения. При деформации проводника изменяются его длина l и площадь
поперечного сечения Q. Деформация кристаллической решётки приводит к
изменению удельного сопротивления P. Эти изменения приводят к изменению
сопротивления проводника:
R  l / Q
Этим свойством обладают в большей или меньшей степени все
проводники.
В
настоящее
время
находят
применение
проводниковые
(фольговые, проволочные и пленочные) и полупроводниковые тензорезисторы.
Наилучшим отечественным материалом для изготовления проводниковых
тензорезисторов, используемых при температурах ниже 180 оС, является
константан. Зависимость сопротивления R от относительной деформации ε с
достаточной точностью описывается линейным двучленом.
R  R0 (1  S t  )
St 
R R / R0


l / l0
где R○- сопротивление тензорезистора без деформации;
Sт –
тензочувствительность материала.
1- корпус; 2- мембрана; 3- шток; 4- балка; 5- тензорезистор; 6крепление мембраны и балки; 7- выход; 8- постоянный или подстроечный
резистор
Рисунок 3.3.3 Устройство классического тензорезисторного
преобразования давления
3.3.4 Мембранный датчик
с измерением емкости мембраны
относительно неподвижного электрода.
Мембранные измерительные преобразователи давления, в которых в
качестве
промежуточного
приклеенные
преобразователя
непосредственно
к
мембране,
применены
отличаются
тензорезисторы,
минимальными
габаритными размерами. Некоторые фирмы изготовляют пьезорезистивные
полупроводниковые
тензорезисторные
датчики
мостовые
давления,
схемы
в
которых
сформированы
полупроводниковые,
методом
диффузии
непосредственно на кремниевой мембране. Наряду с особо малыми размерами
(диаметр 1,6 мм) датчик обладает стабильной характеристикой в течение
длительного времени и малым гистерезисом.
Обычные
тензорезисторами
преобразователи
поставляют
для
давления
измерения
с
ненаклееваемыми
давлений
7—350
атм..
Мембранный датчик давлении с индуктивным преобразователем отличается
высокой
стабильностью
электрического
выходного
нуля
и
сигнала,
наличием
относительно
требующего
лишь
большого
незначительного
вторичного усиления. Показанный на рисунке 3.3.4 мембранный датчик давления
с емкостным преобразователем (типа Baraton) обладает переключаемыми
диапазонами измерения в пределах 10"4—1 мм рт. ст. при погрешности 0,1 и 5 %
соответственно в конце и в начале диапазона измерения.
1-мембрана; 2-керамика; 3-никелевый электрод; 4-фильтр из металлокерамики; 5электррическе провода; 6-свободное крепление для температурных уравнений; 7- подвод
давления
Рисунок 3.3.4 – Мембранный датчик давления с емкостным
преобразователем (Baratron)
3.4 ДАТЧИКИ ПАРАМЕТРОВ СЕРДЕЧНО-СОСУДИСТОЙ
СИСТЕМЫ
3.4.1 Характеристики деятельности 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
крови и др.
3.4.2 Датчики периферического пульса
Для
регистрации
распространение
частоты
периферического
пьезоэлектрические
пульса
преобразователи,
получили
использующие
пьезоэлектрический эффект.
Датчики, работающие
на основе пьезоэлектрического
эффекта,
относятся к числу активных (генераторных) биоуправляемых датчиков.
а)
б)
а- пьезоэлемент, работающий на сжатие; б- пьезоэелемент,
работающий на изгиб
Рисунок 3.4.1 - Схемы пьезоэлектрических датчиков артериального пульса
Конструктивно они обычно выполняются в виде таблеток диаметром
10–15 мм и высотой 3–5 мм. Внутри этого корпуса расположен пьезоэлемент,
работающий на сжатие (рисунок 3.4.1 а) или на изгиб (рисунок 3.4.1 б).
Датчики такой конструкции, приложенные к стенке артерии, дают на выходе
импульсный сигнал, причем частота следования импульсов совпадает с
частотой пульса.
3.4.3 Фотодатчика
кровенаполнения для измерения кровяного
давления в периферических артериях
Для
измерения
частоты
пульса
применяются
фотодатчики,
относящиеся 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
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,
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.
Систола
(сокращение) — фаза
сокращения
сердца,
когда
кровь
нагнетается в артерию.
Диастола — фаза расслабления сердца.
Функциональная устройства представлена на (рис. 3.4.2)
ИТ
ГИ
ИП
Д
ДИП
УС
АРУ
АД
ФНЧ
ПО
ИУС
микроЭВМ
Д- датчики, ИТ- источник тока, ГИ- генератор импульсов, ИП- источник питания, УСустройство сопряжения, АРУ- устройство автоматического регулирования, АДамплитудный детектор, ФНЧ- фильтр низких частот, ДИП- дешифратор и индикатор
прибора, ИУС- интерфейсное устройство схемы, ПО- программное обеспечение
Рисунок 3.4.2 - Структурно-функциональные схемы построения
измерительных приборов и систем на основе разработанных датчиков
Плетизмограф — прибор для записи изменений объема органов,
зависящих от состояния кровеносных сосудов.
Инвазия (вторжение, проникновение) — заражение организма человека
паразитами животной природы.
3.4.4 Измерительные преобразователи артериального давления
КМ
БО
ПР
БК
М
ПУ
БИ
Д
Д- датчик, КМ- компрессионная манжета, ПР- пневморезервуар, БК- блок компрессии,
М- монометр, ПУ- программируемое устройство, БИ- блок индикации
Рисунок 3.4.3 - Измерение АД компрессионным способом
Измерения
артериального
давления
(рисунок
3.4.3)
могут
производиться двумя принципиально разными методами: либо косвенно,
например, по методике Рива–Роччи–Короткова, либо непосредственно —
катетеризацией артерии и полости сердца. В первом случае для
автоматизации измерения артериального давления и повышения точности
результатов регистрация шумов Короткова осуществляется при постепенной
декомпрессии пережатой артерии с помощью микрофонов с последующей
логической обработкой поступающих электрических сигналов.
Блок компрессии создает давление в компрессирующей манжеты КМ.
Для сглаживания пульсаций воздуха между БК и КМ применяют ПР. Датчик
Д преобразует колебание давления в манжете в электрический сигнал,
который поступает в ПЦ. Давление измеряется манометром М. Программное
устройство обеспечивает работу всей системы по заданной программе.
Методу присущи такие недостатки, как большая методическая
погрешность 20…30 % и все неудобства и нежелательные последствия от
использования окклюзивной манжеты. Причиной большой методической
погрешности определения PS и Pd АД является наложение на реограмму
давления волновых процессов второго и третьего порядков, обусловленных
работой других органов человека, в том числе легких и печени.
Существует безманжетный способ определения параметров АД на основе
импедансно-плетизмографического метода, направленный на снижение указанных
параметров (рисунок 3.4.4).
Э1
5
4
3
2
1
Rк
Э2
Rм
Rж
R кр
Э1
R0
Э2
1- кожа, 2- мышцы, 3- жир, 4- артерия с кровью, 5- схема и измерения, 6- Э1,Э2электроды, Rк- сопротивление кожи, Rм- сопротивление мышц, Rж- сопротивление
жира, Rкр- сопротивление крови
Рисунок 3.4.4 - Физико-биологическая модель для определения полного
эквивалентного сопротивления фаланга пальца
Известны зависимости, связывающие электрическое сопротивление R и
объем V артерии с кровью на исследуемом участке:
R
ρ l ρ l2

,
S
V
где ρ — удельное сопротивление; l — длина и S — сечение исследуемого участка артерии.
Объемная скорость кровотока определяется как
Q
P
,
W
где ∆P = P1 – P2 — разность давлений на концах сосуда; W — гидравлическое
сопротивление сосуда.
Тогда
P
Q  8l  μ  π
,
S2
где μ — вязкость крови, l, r — длина и радиус исследуемого участка артерии.
Откуда
Pk
dR êð
dt
, k
Q  8l  μ  π
S
Тогда систолическое давление (поскольку являются функциями
времени):
PS = Pmax(t) = k
Максимальное значение производной функции:
Rкр = f(t)
Общее сопротивление пальцевой фаланги:
Roб = 2Rк + 2Rп + 2Rж + Rкр = Rт + Rкр
Диастолическое давление:
Pd = Pmin(t) = R  
dR(t ) 

 dt  min
Т.е. способ основан на получении максимального и минимального
значений по дифференциальной реограмме и умножении последних на
постоянный коэффициент k.
После установки пальцевой фаланги в рабочую зону датчика Д
(рисунок
3.4.5)
и
включения
питания,
генератор
Г
генерирует
синусоидальные колебания с параметрами U = 5 B, fг = 150 кГц. Ro = 500 Ом
Напряжение между электродами Э1 и Э2:
Ux 
Ur  R x
,
Ro
Рисунок 3.4.5 - Электрическая принципиальная схема с датчиком Д в
обратной связи усилителя У1
Известно, что сопротивление Rx меняется в пределах от 250 до
1000 Ом.
Тогда:
 dU x 
 dR x 


 
 dt max  dt  max
и
 dR x 
 dU x 

 

 dt  min  dt  min
3.4.5 Преобразователи для регистрации шумов сердца и
фонокардиограмм
Для исследования тонов и шумов сердца и записи фонокардиограмм
применяются электродинамические и пьезоэлектродинамические микрофоны.
7
N
S
2
4
6
5
М
2
4
N
3
М
S
5
1
1
а)
б)
а) динамический микрофон: 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
Рисунок 3.4.6 - Микрофонные датчики
Микрофоны
относятся
к
числу
активных
(генераторных)
биоуправляемых датчиков (рисунок 3.4.6). Принцип работы динамического
микрофона состоит в следующем. Акустические колебания воздействуют на
эластичную мембрану 5 (рисунок 3.4.6 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 индуцируется 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.
Разница заключается лишь в их размерах и чувствительности. В конструкции
пьезоэлектрического микрофона (рисунок 3.4.6 б) с открытой стороны
цилиндрического корпуса 1 крепится упругая металлическая мембрана 3.
Колебания мембраны передаются через недеформирующуюся стойку 2 к
пьезоэлементу 4.
К
посеребренным
плоскостям 5
и6
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.
3.4.6 Электромагнитные датчики для регистрации
сейсмокардиограммы
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.
3.4.7 Применение индуктивных, емкостных и других датчиков для
измерения абсолютного давления
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.
4
2
5
3
3
1
1
2
б)
а)
а) индуктивный датчик: 1- корпус, 2- сердечник, 3- эластичная основа, 4- отверстие, 5катушка индуктивности; б) емкостной датчик: 1- подвижная пластина, 2- неподвижная
пластина, 3-корпус с датчика
Рисунок 3.4.7 - Схемы индукционного и емкостного датчика для регистрации
давления
Конструкция индуктивного датчика приведена на рис. 3.4.7,а. Корпусом
датчика является диск 1, внутри которого в эластичной основе 3 расположена
катушка индуктивности 5.Одна плоскость диска имеет отверстие 4, на
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 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:
Ñ
ε S
,
d
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 между пластинами конденсатора (позиции 1 и 2 на
рисунке 3.4.7 б).
Подобные датчики измерения артериального давления не вышли пока
за пределы экспериментальных лабораторий, но в будущем, по-видимому,
они получат широкое распространение.
3.4.8 Преобразователи для прямого измерения внутрисосудистого
давления крови и давления в полостях сердца
Для прямого измерения внутрисосудистого давления крови и давления
в полостях сердца в качестве преобразователей используют электрические
тензодатчики (тензосопротивления или тензорезисторы).
Конструктивно датчик для измерения внутрисосудистого давления
представляет собой тонкий эластичный катетер диаметром 2–4 мм, на конце
которого укреплен тензочувствительный элемент — тензорезистор. Отводящие
проводники проходят внутри катетера.
Описан датчик для прямого измерения давления, использующий
электрооптический метод. Датчик имеет форму катетера с чувствительной
мембраной на конце. Внутри катетера расположен световод, по которому
подается свет от источника. Подвижная мембрана, установленная на конце
катетера, отражает свет на другой световод, ведущий к фотодетектору. При
измерении давления, приложенного к мембране, величина отраженного
светового потока меняется, что и фиксируется с помощью фотодетектора.
Теоретические
исследования
измерительного
конца
распределением,
константами
соотношения
датчика,
числом
материала,
между
волокон
геометрией
световода
конструкцией
и
и
их
толщиной
мембраны и параметрами сигнала показали, Что оптимальным является
случайное распределение волокон световодов на измерительном конце
датчика. Это обеспечивало также возможности его миниатюризации
(внешний диаметр 1,5 мм с учетом экранирующей оболочки). Для устранения
влияния атмосферного давления и изменения температуры на смещение
мембраны между измерительной камерой датчика и катетером был введен
небольшой
капилляр.
В
качестве
источника
света
использовалась
микроминиатюрная газоразрядная лампа. Детектором сигнала являлся
высокочастотный кремниевый планарный фототранзистор. Измерительная
мембрана изготавливалась из бериллиевой меди толщиной 6 мкм и крепилась
к световоду с помощью эпоксидной смолы. Клинические испытания датчика
показали отсутствие тромбообразования на конце катетера.
В настоящее время проводятся работы по дальнейшей миниатюризации
датчика (до диаметра 0,85 мм).
Выпускаемые малой серией датчики имеют следующие технические
характеристики: длина г7ибкой части катетера — 60 см; диаметр гибкой
части катетера — 1,5 мм; длина измерительного кончика — 10 мм; диаметр
измерительного кончика, включая защитный колпачок над мембраной —
1,25 мм; масса датчика 15 г; диапазон измеряемых давлений с мембраной
толщиной 6 мкм — от -50 до +200 мм. рт. ст.; линейность — 2,5 % от полной
шкалы; дрейф нулевой линии — 2,5 мм. рт. ст./ч; шумы — 0,5 % полной
шкалы; частотный диапазон — 0–15 кГц.
Модификацией рассмотренного способа измерения кровяного давления
в периферических артериях является измерение давления на пальце руки с
применением фотодатчика кровенаполнения. Манжета для пережима сосудов
пальца располагается в области проксимальной фаланги пальца, а
фотодатчик на ногтевой фаланге. При отсутствии давления в сдавливающей
манжете автоматически регистрируется амплитуда пульсового сигнала,,
снимаемого с фотодатчика, и величина его запоминается.
P
Pm
Pc
Pg
t1
t2
t3
t
Рисунок 3.4.8 - Принцип измерения кровяного давления с помощью
фотодатчика
В процессе измерения с помощью электрического насоса давление в
манжете повышается до какой-то величины Pm рис. 3.4.8) (момент времени
t1), заведомо большей, чем систолическое давление крови. Затем давление в
манжете начинает линейно уменьшаться. Величина давления в манжете, при
которой появляется первый импульс с фотодатчика (момент времени t2),
соответствует систолическому давлению Pс. По мере дальнейшего снижения
давления в манжете амплитуда импульсов с фотодатчика растет и в момент
времени t3 достигает своего первоначального значения. Величина давления в
манжете в момент времени t3 характеризует диастолическое давление Pд.
3.4.9 ИП для измерения внутричерепного давления
Для измерении внутричерепного давления может использоваться
модифицированный миниатюрный, выпускаемый промышленностью, датчик
давления (фирма Ferranti). Он состоит из тонкой кремний-органической
диафрагмы в металлическом кольце с одинаковыми коэффициентами
теплового расширения, укрепленными на цилиндре из нержавеющей стали
или титана. Резистивные элементы, нанесенные с помощью диффузии на
обратную поверхность диафрагмы, соединены по мостовой схеме, выводы
которой с помощью тонкой золотой проволоки подключены к четырем
соединительным проводам из нержавеющей стали длиной 30 см. Корпус
датчика и диафрагма образуют закрытый цилиндр диаметром 0,63 см и
высотой 0,29 см. Датчик способен измерять как абсолютное так и
дифференциальное давление.
Основные требования, предъявляемые к датчика для регистрации
внутричерепного давления, в особенности в течение длительного времени:
чувствительность к изменениям давления порядка 1 мм. рт. ст.; минимум
неудобств для больного; профилактика инфекции; отсутствие реакции на
изменение температуры; минимальные размеры; инертность материала
датчика по отношению к окружающим тканям.
3.4.10 ИП для механической плетизмографии
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
изменения
объема
(механическая
соответствующих
изменений
плетизмография),
с
регистрацией
электрического
импеданса
(электроплетизмография), с измерением вариации поглощения тканями света
(фотоплетизмография).
Поскольку
электроплетизмографияч
основана
на
измерении
электрического импеданса тканей с применением электродов, а принципы
фотоплетизмографии
фотодатчиков,
плетизмографии.
фактически
остановимся
только
рассматривались
на
при
рассмотрении
описании
механической
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.
3.4.11 Электромагнитные и ультразвуковые датчики кровотока
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 сердечн6иком и др.
В одном из вариантов датчиков, выпускаемых промышленностью,
используют сердечник из пластин кремниевой трансформаторной стали,
каждая половина которого имеет обмотку из 720 витков. Между полюсами
магнита
расположена
трубочка
из
кремний-органической
резины
с
внутренним диаметром 2,7 мм, на которой размещены электроды. Трубочка
имеет прорезь, и в случае экспериментов на мелких животных надевается на
аорту.
Платиновые
электроды
перед
имплантацией
дополнительно
платинизируют в растворе хлорплатиновой кислоты для уменьшения
импеданса. Размеры датчика 1,4 х 1,0 х 1,0 см; масса — 1,7 г. Схема
электромагнитного измерителя кровотока должна осуществлять питание
катушек импульсами переменного тока (частота 400–500 Гц). Сигнал от
приемных электродов датчика усиливается и демодулируется. На выходе
прибора аналоговое напряжения пропорционально измеряемому кровотоку.
Во избежание повреждения стенки аорты (у мелких животных) или
другого сосуда датчики кровотока жестко не фиксируются. Относительное
смещение сосуда и датчика приводит к дополнительной погрешности
измерения. Для устранения артефактов иногда повышают частоту питания
обмоток датчика до 1050–1100 Гц. При длительных экспериментах на
животных в случае жесткой фиксации электромагнитных датчиков кровотока
к стенке аорты животные погибали через несколько месяцев от разрыва
аорты. По-видимому, сжатие стенки аорты приводило к образованию участка
некроза
с
последующим
разрывом
стенки.
В
связи
с
этим
был
сконструирован специальный датчик кровотока с гибким наконечником,
конец которого заливается кремний-органической резиной. Датчик оказывал
минимальное давление на стенку сосуда и позволял проводить эксперименты
продолжительностью более года без разрыва аорты.
Для уменьшения мощности рассеяния, габаритов и повышения
чувствительности
предложена
усовершенствованная
конструкция
электромагнитного измерителя кровотока «тороидального типа».
ЗГ
КС
П1
П2
УВЧ
Д
Р
ЗГ- задающий генератор, П2- приемник, КС- кровяной сосуд, УВЧ усилитель высокой
частоты, Д- детектор, Р- регистратор
Рисунок 3.4.9 - Ультразвуковой датчик
Для анализа кровотока применяются также ультразвуковые датчики
(рисунок 3.4.9), которые относятся к числу энергетических. Конструктивно
такой датчик представляет собой две пьезоэлектрические пластинки, одна из
которых используется в качестве приемника, другая – в качестве
передатчика.
Принцип
работы
ультразвукового
датчика
основан
на
изменении
фазы
или
частоты
ультразвуковых
колебаний
при
их
распространении в движущейся среде вдоль оси ее движения (эффект
Доплера). Эти изменения будут зависеть от качества среды и скорости ее
движения:
v
f     f  cos  ,
C
где α — угол локации; f — частота Г; v — скорость распространения УК в
крови.
Датчик прикладывается к стенке кровеносного сосуда, в котором
измеряется скорость тока крови. Ультразвуковые колебания излучателем
передаются току крови. На определенном расстоянии от излучателя у стенки
сосуда располагается приемная часть датчика, которая улавливает колебания,
распространяющиеся вдоль тока крови. Эти колебания усиливаются и
подаются вместе
с первоначальным сигналом передатчика на фазовый
детектор, который улавливает изменение фазы ультразвуковых колебаний,
пропорциональные скорости кровотока.
Сравнивая
измерители
электромагнитные и
кровотока,
можно
ультразвуковые
отметить,
что
(допплеровские)
преимущества
электромагнитного измерителя состоят в том, что он может измерять
обратный поток и является нечувствительным к изменениям профиля
скорости потока.
3.6 ДАТЧИКИ ПАРАМЕТРОВ СИСТЕМЫ ДЫХАНИЯ
3.6.1 Характеристики внешнего и тканевого дыхания
При объективном исследовании системы дыхания врача интересуют
как количественные характеристики дыхания (частота дыхания, объём
вдыхаемого
и
выдыхаемого
воздуха
и
др.),
так
и
качественные
характеристики процесса внешнего и тканевого дыхания (содержание газов
во вдыхаемом и выдыхаемом воздухе, парциальные давления кислорода и
углекислоты в крови, процент насыщения крови кислородом и т.д.). Частота
дыхания
–
один
из
важнейших
параметров,
характеризующих
функциональную активность системы дыхания. Каждый акт дыхания
проявляется движением грудной клетки (изменением длины ее окружности)
и образованием противоположно направленных потоков воздуха на вдохе и
выдохе, имеющими разную температуру.
3.6.2 Датчики частоты дыхания:
контактные, резистивные,
пневматические - принцип действия, свойства.
Фиксация моментов периодически повторяющихся движений грудной
клетки может быть наиболее просто осуществлена с помощью трёх типов
пассивных
биоуправляемых
датчиков:
контактных,
резистивных
и
пневматических.
1
2
4
5
3
4
6
1- основание, 2,3- контактные пластины, 4- направляющие втулки, 5- шток, 6- выступ
Рисунок 3.6.1 - Контактный датчик частоты дыхания
Рассмотрим простейший контактный датчик (рисунок 3.6.1). На осно-
вании 1 укреплены две контактные пластины 2 и 3, образующие нормально
разомкнутый контакт. В направляющих втулках 4 движется шток 5. Шток и
основание датчика имеют кольца для крепления ремня, опоясывающего
грудную клетку. При вдохе шток 5 движется влево и своим выступом 6
передвигает нижнюю контактную пластину 2. Цепь замыкается, фиксируя
тем самым момент вдоха.
4
5
5
3
1
2
3
1- резиновая трубка, 2- угольный порошок, 3- электроды, 4- отводящие проводники, 5скобы крепления
Рисунок 3.6.2 - Угольный датчик частоты дыхания
Резистивный датчик частоты дыхания (рисунок 3.6.2) представляет
собой резиновую эластичную трубку 1, наполненную угольным порошком 2.
С торцов трубки вставлены электроды 3 для создания хорошего контакта
между отводящими проводниками 4 и угольным порошком 2. К концам
трубки с помощью проволочных скоб 5 крепится опоясывающий грудную
клетку ремень. При вдохе резиновая трубка растягивается, её поперечное
сечение уменьшается, что приводит к увеличению сопротивления столба
угольного порошка, заключенного в трубке. При изменении сопротивления
изменяется ток в цепи. Измерительной схемой эти изменения преобразуются
в импульсы тока определённой длительности, частота следования которых
равна частоте дыхания.
2
2
1
1- проводящая резина, 2- электроды
Рисунок 3.6.3 - Датчик частоты дыхания из проводящей резины
В другом резистивном датчике (рис.3.6.3) в качестве чувствительного
элемента используется специальная токопроводящая резина 1. Контактами
служат электроды 2. Растяжение резины при вдохе ведёт к увеличению
сопротивления, которое, как и ранее, преобразуется в импульсы тока.
П
Рисунок 3.6.4 - Пневматический датчик частоты дыхания
Пневматический датчик (рисунок 3.6.4) частоты дыхания представляет
гофрированную резиновую трубку, герметично закрытую с торцов. При
растяжении объем трубки увеличивается, и давление воздуха внутри неё
падает.
Изменение
давления
улавливается
с
помощью
какого-либо
преобразователя П давление-электрический сигнал, например, с помощью
угольного датчика давления.
Датчики частоты дыхания, принцип работы которых основан на
фиксации движений грудной клетки, обладают существенным недостатком:
они фиксируют любое изменение окружности грудной клетки, как связанное
с дыханием, так. и просто вследствие движения тела пациента. Поэтому
такие датчики чаще применяются при исследовании больного в условиях
покоя и необходимого комфорта.
3.6.3 Датчик, фиксирующий изменения температуры потока
воздуха в верхних дыхательных путях.
Датчик, фиксирующий изменения температуры потока воздуха в
верхних дыхательных путях, свободен от этого недостатка. Конструктивно
он представляет собой клипсу, которая надевается на крыло носа. В качестве
термочувствительного элемента использован термистор. Сопротивление
термистора зависит от температуры обдувающего его потока воздуха.
Известно, что разница температур вдыхаемого и выдыхаемого воздуха в
нормальных условиях может достигать 4 – 7◦С. Изменение сопротивления
приводит к изменению тока через термистор. На выдохе амплитуда тока
через термистор возрастает, на вдохе – уменьшается. Каждое изменение тока
соответствует одному дыхательному движению. В результате с выхода
датчика снимается последовательность импульсов, которая может быть
использована для измерения частоты дыхания.
Резистивные, пневматические и термисторные датчики, кроме определения частоты дыхания, позволяют примерно оценить и объем
вдыхаемого и выдыхаемого воздуха, так как величина изменения их
параметров (сопротивление, объём, температура) связана определенной
зависимостью с глубиной дыхания, т.е., с объёмом вдыхаемого и
выдыхаемого воздуха. Однако эта зависимость подвержена сильным
влияниям различных посторонних факторов. Например, данные резистивных
и пневматических датчиков об изменении окружности грудной клетки могут
не соответствовать объёмам вдыхаемого и выдыхаемого воздуха при
размещении датчиков, не соответствующем типу дыхания у данного
больного (брюшное или грудное). Показания термисторного датчика сильно
зависят от температуры и влажности окружающей среды. Это не позволяет
получить точную оценку дыхательных объёмов с помощью простых по
конструкции резистивных, пневматических и термисторных датчиков.
3.6.4 Турбинный датчик для измерения объема вдыхаемого в
выдыхаемого воздуха: конструкция, параметры.
9
2
3
5
4
6
7
8
5
7
1
1- цилиндрический корпус, 2,3- фланцы крепления, 4- направляющие, 5- ось, 6- подшипники,
7- вращающаяся пластинка, 8- отражательные плоскости, 9- фотодатчик
Рисунок 3.6.5 -Турбинный датчик
Более точно определить объем вдыхаемого и выдыхаемого воздуха
позволяет турбинный датчик (рисунок 3.6.5). Он представляет собой полый
цилиндр 1, изготовленный из органического стекла с фланцами для
крепления к дыхательной маске 2 и к трубке подачи газовой смеси 3.
Газовому потоку с помощью направляющих 4 придаётся вращательное
движение. На пути газового потока расположена на оси 5 в подшипниках 6
плоская пластинка 7. К торцам этой пластинки крепятся отражательные
плоскости 8. Движение газовой струи вызывает вращение пластинки со
скоростью, пропорциональной скорости движения этой струи. Число
оборотов фиксируется фотодатчиком 9, установленным на корпусе в
плоскости вращения пластинки (принцип работы фотодатчика рассмотрен
ниже). На выходе преобразователя мы будем иметь последовательность
электрических
импульсов,
частота
следования
которых
будет
пропорциональна количеству прошедшей через датчик газовой смеси.
Подобные датчики применяются при достаточно точных физиологических
исследованиях.
3.6.5 Фотометрический датчик процентного содержания
оксигемоглобина в периферической артериальной крови.
Контроль
эффективности
дыхания
можно
осуществлять
путём
фотометрического измерения процентного содержания оксигемоглобина в
периферической артериальной крови. Метод измерения основан на отличии
спектральных
характеристик
поглощения
света
восстановленным
гемоглобином и оксигемоглобином. При длине световой волны 620 – 680
мкм коэффициент поглощения для гемоглобина в несколько раз выше, чем
для оксигемоглобина, что может быть использовано для измерения
содержания оксигемоглобина. Подробное описание принципа и методики
таких
измерений
имеется
в
литер.
Датчик для
такого
измерения
конструктивно выполнен в виде клипсы надевается на мочку уха
таким
образом, что с одной стороны её располагается лампочка-осветитель
со
светофильтром для получения монохроматического света с нужными
спектральными качествами (длиной волны), а с другой стороны –
фотосопротивление. При изменении светового потока, падающего на
фотосопротивление, будет изменяться величина этого сопротивления, а,
следовательно, и ток, протекающий через него. Изменение светового потока
с длиной волны порядка 650 мкм может быть вызвано изменением степени
поглощения света за счёт изменения толщины ткани, вариаций её
кровенаполнения и содержания оксигемоглобина в крови. Вводя в
измерительную схему соответствующую компенсацию на толщину ткани и
её
кровенаполнение,
можно
получить
в
конечном
итоге
прибор,
непосредственно показывающий правильное содержание оксигемоглобина в
крови.
4 ЭЛЕКТРОХИМИЧЕСКИЕ БИОСЕНСОРЫ,
БИОМЕДИЦИНСКИЕ ЭЛЕКТРОДЫ И
МИКРОЭЛЕКТРОДЫ
4.1 ЭЛЕКТРОХИМИЧЕСКИЕ БИОСЕНСОРЫ
4.1.1 Теоретические основы функционирования
электрохимических сенсоров.
Электрохимические биосенсоры преобразуют биохимический сигнал
сразу в электрическую форму. Они менее зависимы от влияния внешней
среды по сравнению, например, с оптическими.
4.1.2 Электролитический полуэлемент (полуячейка)
Между кожей и электродом размещён тонкий слой электролита,
возникающий естественно (выделения потовых желёз) или вносимый при
наложении электрода (токопроводящие пасты, физиологический раствор).
Это приводит к образованию электролитической полуячейки и протеканию
электролитических процессов окисления или восстановления металла
электрода.
Окисление металла сопровождается его растворением:
М(тв.) → М2+(водн,) + 2е-,
тогда электрод будет заряжаться отрицательно или восстановлением:
М2+(водн.) + 2е- → М(тв.),
тогда электрод будет заряжаться положительно.
Таким
образом,
благодаря
пространственному
разделению
положительных и отрицательных зарядов возникает электродный потенциал
– потенциал электрода относительно электролита (его объема). Если
соединить две полуячейки с помощью пористой перегородки, пропускающей
ионы раствора (но не допускающей прямого перемешивания электролитов
полуячеек), то образуется так называемая электрохимическая ячейка. Если
ячейка способна вырабатывать за счёт протекания химической реакции ток,
то её называют гальванической или вольтовой. Электродвижущая сила (э.д.с)
ячейки равна разности потенциалов двух электродов. Если ячейка
предназначена для генерирования электрической энергии, то электроды
делают из различных металлов с целью получения большего значения э.д.с.
4.1.3 Потенциометрия
Для заполнения микроэлектродов обычно используют концентрированный
раствор KCl. Благодаря одинаковой подвижности К+ и Cl- в воде (u+=u-)
диффузионный потенциал, определяемый формулой примерно равен нулю. Однако
полностью избежать появления скачка потенциала между микроэлектродом и
средой не удается. Величина потенциала кончика зависит от физических свойств
стекла и возрастает с уменьшением толщины кончика. При обламывании
микропипетки потенциал кончика исчезает.
Rк
Rc
E
C
R0
А
а
28
Б
Рисунок 4.1.1 - А) возникновение потенциала кончика; Б) диффузия электролита,
обусловленная потенциалом кончика
Возникновение потенциала кончика связано с ионообменными свойствами
стекла и низким сопротивлением стенок капилляра в оттянутом носике микропипетки.
Н а
на рис. 4.1.1.А показано, что электрическая цепь между средой и пипеткой
замыкается не только через отверстие микропипетки, но частично и в обход его
через тонкие стенки в области кончика. Показанная на схеме ЭДС отражает
разность скачков потенциала на границах стекла с раствором. При
погружении микроэлектрода в разбавленные солевые растворы потенциал
кончика имеет отрицательную величину, точно так же как приобретает
отрицательный потенциал стеклянный калиевый электрод в среде с
низкой концентрацией К+. Влияние ЭДС, включенной параллельно
основному
пути
тока,
становится
сопротивление стенок капилляра,
тем
заметнее,
чем
меньше
Появлению потенциала кончика
также способствуют электроотрицательные атомы кислорода, входящие
в
структуру
стекла.
Внутри
капилляра
вблизи
отрицательно
заряженной поверхности создается избыток подвижных катионов, но
понижена концентрация анионов. Основными носителями заряда в
области двойного слоя становятся катионы, в результате чего на
кончике
микроэлектрода
возникает
диффузионная
разность
потенциалов со знаком "-" внутри кончика,
Потенциалу кончика свойственна зависимость от ионного
состава среды. Для того чтобы избежать ошибок в определении
потенциала покоя,
микроэлектроды сортируют и отбирают только те,
у которых потенциал кончика не превышает 5 мВ.
Диффузия электролита. При работе с мелкими клетками следует
учитывать возможную диффузию электролита из кончика микроэлектрода в цитоплазму.
Если радиус отверстия микропипетки равен
а,
а
угол схождения кончика в радианах - 6 (рис. 4.1.1, Б), то скорость
диффузии КСl из микроэлектрода в изотонический раствор электролита
рассчитывают по формуле где D - коэффициент диффузии, с - концентрация
заполняющего
электролита.
Расчетная
скорость
диффузии
КСl
из
микроэлектродов с диаметром кончика 0,2 мкм составляет 5.10-14 моль/с. Такая утечка
КСl не должна влиять на ионный состав сравнительно крупных клеток, но
может приводить к набуханию таких мелких клеток, как эритроциты. Сопротивление
микроэлектродов. Микроэлектроды с диаметром кончика 0,2 мкм, заполненные 3 М
раствором КСl, обладают сопротивлением от 25 до 50 МОм, Микроэлектроды со
слишком высоким сопротивлением имеют большой и нестабильный собственный
потенциал, плохо пропускают токи, ухудшают временное разрешение системы.
4.1.4 Уравнение Нернста.
Электродные потенциалы зависят как от природы электрода и
электролита, так и от концентрации последнего, а также от температуры. В
нестандартных условиях электродный потенциал можно определить с
помощью уравнения Hepста:
E  E  (RT / nF )Ln (П окисл. / П восст. ) ,
где Е° – стандартный электродный потенциал; Т – температура; R – газовая
постоянная; n – число электронов, перешедших от окисленной формы к
восстановленной; F – число Фарадея; Покисл. и Пвосст. – произведения концентраций
соответственно окисленных и восстановленных форм в соответствующих степенях,
равных числу образующихся ионов, атомов, молекул. Формы, имеющие значения
концентрации как при стандартных условиях, из уравнения можно исключить.
4.1.5 Мембранные ион-селективные электроды.
Мембранные электрические процессы играют ключевую роль в
механизме синаптической передачи возбуждения, а также в хемо-,
фото- и механорецепции.
Микроэлектроды
мембранных
используют
потенциалов,
электрической
но
стимуляции
не
только
и
в
для
других
возбудимых
регистрации
целях:
клеток,
для
измерения
проводимости мембран, электрофоретической инъекции заряженных
веществ. Методом инъекции под давлением в клетки вводят не
проникающие через мембрану красители, по распространению
которых
в
примыкающие
клетки
можно
судить
о
наличии
межклеточных контактов. Пропускание тока через микроэ лектрод
дает возможность смещать мембранный потенциал и наблюдать за
изменениями функциональной активности клетки или субклеточных
структур.
Усовершенствование микроэлектродных методов привело в
последние
годы
к
созданию
ион
селективных
электродов,
позволяющих измерять активность К+, Н+, Са2+, С1- и других
ионо в живой клетке.
Микроэлектродные методы дают возможность регистрировать
изменения мембранного потенциала с временным разрешением 10 100 мкс в функционирующей клетке, не нанося ей существенного
повреждения, Для микроэлектродных
изменений пригодны клетки
диаметром не менее 10 мкм, Хотя таким способом удавалось измерять
мембранный потенциал эритроцитов человека, в ходе измерений наблюдалось
быстрое разрушение клеток. При работе с мелкими клетками сказывается и утечка
электролита из кончика микроэлектрода, приводящая к изменению ионного состава
цитоплазмы.
4.1.6 Стеклянные электроды
Чаще всего стеклянные микроэлектроды изготавливают из тугоплавкого
стекла (например, марки "Пирекс"). Исходный материал - поступающая о
завода стеклянная трубка с наружным диаметром 12-14, мм и толщиной стенки
1,5-3 мм.
Изготовление стеклянных микроэлектродов включает вытягивание
стеклянной соломки» нарезку заготовок, формирование кончика, заполнение
ее электролитом, заточку. Вытягивание стеклянной соломки происходит после
разогрева трубки заводского производства в вертикальной печи куда трубка
подается со строго заданной скоростью.
Из стеклянной соломки по заранее приготовленному шаблону нарезают
трубочки—заготовки длиной 8-9 см и отбирают те, у которых наружный
диаметр находится в пределах 1,0-1,5 мм. Отобранные заготовки сортируют на
группы, различающиеся наружным диаметром на 0,1 мм. Такая сортировка
полностью оправдывает себя: стабильность характеристик микроэлектродов,
сделанных из калиброванных заготовок, намного повышается.
Изготовить стеклянные микроэлектроды, предназначенные для
внеклеточного отведения активности отдельных нейронов, несложно.
Значительно труднее приготовить микроэлектроды, кончики которых
проникали бы в сравнительно небольшие по размеру нервные клетки
головного мозга (15-20 мкм) и не вызывали быстро развивающихся грубых
нарушений их жизнедеятельности. В процессе изготовления микроэлектродов
для внутриклеточного исследования важно не только в достаточной степени
разогреть перед вытягиванием стекло заготовки и отрегулировать силу рывка,
но и подобрать оптимальное соотношение наружного и внутреннего
диаметров капилляра. Чем тоньше стенка стекла, тем меньше сопротивление и
емкость изготовленного из такой заготовки электрода.
Формирование кончика микроэлектрода производится путем нагрева
заготовки капилляра в средней ее части и постепенного ее растягивания. Регулируя
температуру нагрева и скорость вытягивания, можно получать микроэлектроды с
шейкой необходимой длины.
Заполнение стеклянных микроэлектродов в зависимости от поставленной
задачи производят растворами электролитов, красителей, фармакологически
активных соединений.
4.1.7 Вольтометрия. Теоретические основы
Пропускание через микроэлектрод тока более 3 - 5 нА часто приводит к
изменению его сопротивления. Это проявляется в нелинейной зависимости тока через
микроэлектрод от приложенной разности потенциалов. Форма вольт-амперной
характеристики зависит от диаметра кончика.
Микроэлектроды с низким
сопротивлением и относительно широким кончиком сохраняют квазилинейные
электрические характеристики при пропускании тока до десятков наноампер, тогда как
для высокоомных электродов нелинейность проявляется при гораздо меньших токах.
При подаче на микроэлектрод напряжений в несколько десятков вольт часто можно
наблюдать хаотичные колебания тока, объясняемые закипанием электролита в
кончике вследствие очень высокой плотности тока. Предельные значения тока,
пропускаемого через микроэлектрод, составляют около 1 мкА.
Экспериментально выявлены два типа нелинейности волът-амперных
характеристик, В первом случае сопротивление электрода для выходящего тока
больше, чем для входящего, и существует предельное значение выходящего тока,
которое
невозможно
превысить.
Это
явление
объясняют
повышенной
концентрацией катионов в кончике (в области двойного слоя) и вытеснением
анионов в направлении к стволу. При выходящем токе катионы перемещаются из
электрода в среду, а анионы - в противоположном направлении. При этом в кончике
электрода образуется зона с обедненным содержанием носителей заряда и
сопротивление возрастает.
Для нелинейности второго типа характерна обратная зависимость:
выходящий ток вызывает уменьшение сопротивления. Причиной
служит
электроосмотический объемный поток раствора, совпадающий по направлению с
движением катионов. Движение жидкости приводит к тому, что локальная
концентрация электролита в торце пипетки приближается к концентрации
заполняющего микроэлектрод раствора (для выходящего потока) или к
концентрации наружного раствора (для входящего потока). Так как проводимость
среды обычно намного меньше проводимости заполняющего раствора, выходящий
ток приводит к снижению сопротивления микроэлектрода. Распределение ионов в
торце микропипетки и сопротивление микроэлектрода зависят от длительности
пропускания тока через электрод.
4.1.8 Измерение проводимости
Rн
5
1
E
2
U
4
3
6
7
+
I
1- генератор, 2- токовый микроэлектрод, 3- клетки, 4-измерительный электрод, 5предусилитель, 6- электрод сравнения, 7- измеритель тока, U- напряжение на мембране,
I- трансмембранный ток
Рисунок 4.1.2 - Схема измерения мембранного сопротивления клетки
Для измерения
электрического
сопротивления
клеточных
мембран, а также стимуляции возбудимых клеток, ионофоретической
инъекции веществ возникает необходимость пропускать ток через
микроэлектрод, В этом случае в клетку вводят два микроэлектрода
(рисунок 4.1.2) , один из которых служит для пропускания тока, а
второй - для измерения сдвигов мембранного потенциала; вызываемых
током известного значения. В цепь электрода сравнения включают
регистратор тока. При измерениях сопротивления, импульсы тока должны
быть невелики, чтобы не вызывать изменения свойств мембраны,
Стабилизация тока. Трудность получения тока постоянного значения вызвана тем, что
сопротивление микроэлектрода меняется в зависимости от силы и направления тока.
Наиболее простой способ стабилизации состоит в том, что в цепь между токовым
микроэлектродом и генератором импульсов включают резистор Rн, намного превышающий сопротивление микроэлектрода и объекта. В таком случае сила тока
равна:
I=E/RH,
где Е - напряжение на генераторе. Однако при случайной закупорке
микроэлектрода его сопротивление может превысить Rн, и ток в цепи окажется
намного меньше расчетного. Поэтому силу тока контролируют по падению
напряжения на известном сопротивлении или, что предпочтительнее, с помощью
преобразователя ток - напряжение.
-
Iмэ
U вх
+
R вх
E
R
Rмэ- сопротивление электрода, Iмэ- ток через микроэлектрод
Рисунок 4.1.3 - Принцип стабилизации тока через микроэлектрод
Более совершенен способ стабилизации тока на основе активных схем с
операционными усилителями. Рис. 4.3
иллюстрирует
ПРИНЦИП
работы
стабилизатора тока. По закону Ома для участка цепи, содержащей ЭДС Е,
можно записать
UВХ-UВЫХ = IR + Е,
Для повторителя Uвх = Uвых; следовательно, IR = -Е, т. е. к сопротивлению R приложено все напряжение управляющего источника. Весь
ток, проходящий через сопротивление R, пойдет через микроэлектрод и
клетку, но не будет затекать в высокоомный вход усилителя. Сила тока
составит:
I=Е/R,
Измерения
на
переменном
токе.
Для
тестирования
пассивных
электрических характеристик клеточных мембран наряду с постоянным
током используют переменный ток различных частот. Оба подхода -анализ
изменений потенциала в ответ на пропускание ступени тока и построение
частотных зависимостей импеданса клеток - достаточно схожи,хотя
измерения на переменном токе в широком диапазоне частот несут большую
информацию об эквивалентной электрической схеме мембранной системы и
механизмах ионного транспорта.
Rн
5
1
3
2
4
6
5
7
+
I
U
1,2- токовые электроды, 3,4- измерительные электроды, 5- электрометрический
усилитель, 6- дифференциальный усилитель, 7- регистратор тока, R- резистор
стабилизации тока в цепи
Рисунок 4.1.4 - Схема измерения электрических параметров клетки
четырехэлектродным методом
Для измерений импеданса с помощью четырехэлектродной схемы
(рисунок 4.1.4) через клетку пропускают переменный ток известного значения и регистрируют падение напряжения на мембране, создаваемое этим
током, Импедансом мембраны Z называют ее комплексное сопротивление
для переменного тока частоты w:
Z = R(w) + iX(w)
В простейшем случае частотная зависимость импеданса клетки описывается эквивалентной схемой, включающей параллельно
соединенные
элементы R и С, а также последовательно соединенное сопротивление Rп
внутренней и внешней среды (рисунок 4.1.5 а).
lg Zм , кОм
2
R п+ R
Cм
Rм
Rï
а)
1
Rп
0
1
2
lg f, Гц
3
б)
Рисунок 4.1.5 - Эквивалентная схема а) и частотная зависимость модуля
импеданса клетки б)
Импеданс
параллельного
участка
цепи
Z,
определяемый
условием:
1/Z= 1/R + iwC.
С учетом
вит:
Rп действительная часть импеданса всей цепи соста-
R(w) = Rп+(R/1+w2R2C2)
Зависимость модуля импеданса от частоты, описываемая этим
уравнением, показана на рисунке 4.1.5 б. На высоких частотах ZM= RП, т.е.
все напряжение падает на водном растворе, окружающем клетку. На
постоянном токе ZM = Rп + R. Частотно-зависимый спад импеданса
определяется ростом проводимости конденсатора с повышением частоты.
Для линейного участка спада ZM
В
логарифмических координатах угловой
коэффициент близок к -1, т.е. при возрастании частоты на один порядок
происходит 10-кратное уменьшение импеданса. Соблюдение данного
условия в эксперименте свидетельствует об адекватности упроченной
эквивалентной
схемы
мембраны
для
рассматриваемого
частотного
диапазона.
Простейшая эквивалентная схема клетки часто оказывается недостаточной для объяснения электрических свойств клеток на перемен ном токе. Это может быть обусловлено рядом причин: существованием
двух последовательно расположенных мембран - плазмалеммы и тонопласта, неоднородностью свойств мембраны в пределах одной клетки,
зависимостью емкости клеточных мембран от частоты пропускаемого
тока, В этом случае следует применять более сложные эквивалентные
схемы.
4.1.9 Ферментные и иммунные сенсоры: принцип действия,
примеры реализации.
Продукт ферментативной реакции определяется с помощью электрода,
на поверхности которого закреплен фермент, то такое устройство еще
называют ферментным электродом. Таким образом, определения "биосенсор"
и "ферментный электрод" в данном случае синонимы.
При разработке биосенсоров различают процесс "биоузнавания" на
продуктивное и непродуктивное. К продуктивному узнаванию относят
действие ферментов, когда в результате связывания последних со
специфическим субстратом протекает химическая реакция, приводящая к
образованию продукта. Следует отметить, что характер ферментативной
реакции зависит от природы фермента, типа его каталитического
действия.
Среди
осуществляющие
ферментов
можно
реакцииокисления
и
выделить
оксидоредуктазы,
восстановления,
.
гидролазы,
катализирующие гидролиз, трансферазы, вызывающие перенос ацильных,
гликозидных и т.п. остатков и т.д. Многие ферменты сейчас доступны, их
чистые препараты включены в каталоги ряда фирм-производителей.Важно
отметить,
что
при
конструировании
биосенсора
увеличение
продолжительности действия фермента становится основной задачей. Дело в
том, что нативный фермент сохраняет свои свойства лишь в течение
относительно короткого времени. Поэтому была разработана операция так
называемой иммобилизации фермента. В ходе иммобилизации с помощью
специальных реагентов фермент "закрепляют" либо на поверхности
адсорбентов, например силикагеля, угля или целлюлозы, либо вводят в
пленку пористого полимера, либо ковалентно, то есть с помощью
химических связей, "пришивают" к какой-либо подложке. При этом
фермент закрепляется, перестает быть подвижным, не вымывается из
биослоя, а его каталитическое действие сохраняется.
4.2 ПЛАНАРНЫЕ ЭЛЕКТРОХИМИЧЕСКИЕ БИОСЕНСОРЫ
4.2.1 Планарные электрохимические сенсоры
При конструировании биосенсера применяют планарную технологию
(фотолитографию, полупроводниковую технику покрытий и т. д.), по
которой можно изготовить так называемый биочип, объединяющий
сенсорную систему, трансдьюсер, аналого-цифровой преобразователь и
микропроцессор
для
измерения
аналитического
сигнала
и
расчета
результатов анализа. Хотя такие биочипы могут тиражироваться, основной
проблемой в данном случае будет являться воспроизводимость состояния, то
есть микроструктуры поверхности с нанесенным слоем биологически
активного фермента.
Непродуктивное (т.е. без химической реакции), но в то же время
высокоизбирательное
взаимодействие
осуществляют
следующие
биологические системы: антиген-антитело, лигант-рецептор и ДНК.
Проще детектировать протекание химической реакции, нежели
образование непродуктивных комплексов. Поэтому биосенсоры на основе
ферментов занимают сегодня лидирующее положение. Однако ферментные
электродах не в состоянии охватить весь необходимый набор анализируемых
веществ, поэтому разрабатываются биосенсоры и на основе непродуктивного
биоузнавания.
Известно,
что
более
90%
всех
коммерческих
биосенсоров
и
аналитических наборов на основе ферментов основаны на действии
ферментов оксидаз. Эти ферменты окисляют свой специфический субстрат
кислородом воздуха по следующей реакции (рисунок 4.2.1):
субстрат
Рисунок 4.2.1- Окислительная реакция
При этом кислород восстанавливается до пероксида водорода.
4.2.2 Планарные амперометрические сенсоры
По-видимому, самым распространенным в настоящее время является
амперометрический биосенсор на основе иммобилизованной глюкозоксидазы
для определения сахара в крови. Исторически этот биосенсор является самым
"древним". В качестве физического трансдьюсера в нем использован так
называемый электрод Кларка. В настоящее время для определения глюкозы
создано
наибольшее
число
различных
биосенсоров,
что
связано
с
необходимостью
контроля
за
содержанием
сахара
в биологических
жидкостях, например в крови, при диагностировании и лечении некоторых
заболеваний, прежде всего диабета. Схема функционирования биосенсора на
глюкозу в принципе типична и для других амперометрических биосенсоров с
аналогичным трансдьюеером.. Ток восстановления кислорода на платиновом
катоде прямо пропорционален концентрации кислорода. В присутствии
субстрата (например, глюкозы в крови, взятой для анализа) ферментативная
реакция понижает концентрацию О2 . Таким образом, ток восстановления
кислорода уменьшается пропорционально концентрации субстрата.
4.2.3 Базовая структура сенсора кислорода и его характеристики
Преимущество данного типа биосенсора, основанного на кислородном
электроде
Кларка, состоит прежде всего в его высокой селективности.
Избирательность
подобных
биосенсоров
определяется
высокой
специфичностью глюкозоксидазы и природой электрохимической реакции, в
которой участвуют компоненты ферментативного процесса. В целом класс
ферментов - оксидаз является высокоспецифичным по отношению к
определяемым субстратам.
Тем не менее имеются ограничения и по
применению данной конструкции биосенсора, обусловленные влиянием
кислорода и других посторонних веществ, способных проникать через
биослой (точнее, через мембрану), а потому задача совершенствования
конструкций биосенсоров на глюкозу представляется весьма актуальной.
Измерение
концентрации
кислорода
оказалось
неудобным
для
функционирования биосенсора по следующим причинам:
- в равновесии с воздухом концентрация кислорода в водных растворах
высока
(0.2
ммоль),
что
затрудняет
анализ
низких
концентраций
анализируемых веществ;
-в
реальных
объектах
концентрация
кислорода
может
сильно
варьировать, например, в венозной крови кислорода в 10 раз меньше, чем в
артериальной;
-побочный
продукт
восстанавливаться
реакции
-
пероксид
водорода
способен
электрохимически в тех же условиях, что приводит к
ошибкам в анализе. Один из возможных путей такого усовершенствования
заключается в следующем.
4.2.4 Датчик глюкозы
Для улучшения селективности изменить полярность включения
злектрода-трансдьюсера в глюкозном биосенсоре на противоположную, то
есть платиновый катод Кларка сделать анодом, то при потенциале 0,6В он
становится совершенно нечувствительным к кислороду но зато дает отклик
на пероксид водорода, который при данном значении потенциала окисляется
до воды. H2O2 образуется как продукт ферментативной реакции, по его
содержанию можно сделать вывод о концентрации, например глюкозы в
различных объектах. Другой способ улучшения селективности биосенсоров и
устранения помех от посторонних примесей состоит в использовании
различных
мембран
непосредственно
на
-
пленок,
предотвращающих
электрод-преобразователь.
При
их
попадание
этом
внутренняя
мембрана выполняет функцию защиты от примесей, а внешняя мембрана
протекает субстрат в биослой. Имеются и другие способы повышения
избирательности
физических преобразователей, в данном случае
электродов.С помощью специальных приемов, называемых химической
модификацией, можно до такой степени изменить свойства поверхности
электрода, что он будет "глухим" к большинству примесей и, напротив,
чувствительным к компонентам ферментативной реакции.
Биосенсоры, основанные на кислородном электроде как физическом
трансдьюсере, позволяют определять разнообразные субстраты ферментов:
кроме глюкозы - лактаты, L- аминокислоты, салицилаты, оксалаты,
пируваты, то есть анионы соответствующих карбоновых кислот. В
литературе описаны другие биосенсоры подобного типа, ряд которых
применяется на практике.
В
качестве
электрокатализатора
в
последнее
время
стали
использовать Берлинскую лазурь (БЛ) или феррицианид трехвалентного
железа:
Fe4III [ Fe II (CN )6 ]3
Возможность избирательного определения перекиси водорода по
реакции ее восстановления в присутствии кислорода на электродах,
модифицированных БЛ, впервые была продемонстрирована в 1994 году
(рисунок 4.2.2)
Берлинская лазурь
стеклоуглерод
Nafion
Глюкоза
Активный центр
фермента (АЦФ)
H2 O2
Глюконолактон
H2 O2
O2
Глюкозооксидаза (фермент)
Рисунок 4.2.2 - Схема глюкозного биосенсора (глюкозочувствительный
электрод)
Ферментный электрод конструируется путем иммобилизации фермента
или группы ферментов на поверхности электрода. Субстрат (глюкоза)
окисляется кислородом воздуха в активном центре фермента. Побочным
продуктом реакции является пероксид водорода, который детектируется
трансдьюсером на основе БЛ.
Фермент
иммобилизируется
полиэлектролитов
в
пленке
водорастворимых
(в частности полиэлектролит Nafion). Биосенсор
определяет глюкозу до концентрации 10-7 моль.
4
ЭЛЕКТРОХИМИЧЕСКИЕ
БИОСЕНСОРЫ,
БИОМЕДИЦИНСКИЕ ЭЛЕКТРОДЫ И МИКРОЭЛЕКТРОДЫ
4. 3 БИОМЕДИЦИНСКИЕ ЭЛЕКТРОДЫ И ИХ ПРИМЕНЕНИЕ
При проведении электрофизиологических исследований для съёма
биоэлектрических сигналов используют биомедицинские электроды, от
правильного выбора и применения которых зависят точность и объем
получаемой физиологической информации.
Электрофизиологические
параметры
отводят
с
помощью
двух
электродов монополярным и биполярным способами. При монополярном
отведении один электрод – сигнальный – располагается в активной зоне, а
другой – в нулевой, где биологическая активность исследуемого органа или
ткани пренебрежимо мала. При этом измеряется абсолютная величина
биопотенциала. При биполярном отведении оба электрода располагаются в
активной области и измеряют разность потенциалов между двумя точками.
4.3.1 Классификация биоэлектродов и требования к ним
По особенностям применения выделяют четыре группы электродов:
1) для одноразового использования (в основном в кабинетах
функциональной диагностики);
2) для длительного, непрерывного наблюдения биоэлектрических
сигналов (в условиях палат реанимации, интенсивной терапии, при
исследовании состояния человека в процессе трудовой деятельности);
3) для
динамических
наблюдений
(при
наличии интенсивных
мышечных помех в условиях физических нагрузок, в спортивной медицине и
палатах реабилитации); 4) для экстренного применения в условиях скорой
помощи.
По функциональному назначению биомедицинские электроды различают
в соответствии с видом регистрируемой электрофизиологической активности
(электрокардиографические, электромиографические, электроэнцефалографичес-
кие, микроэлектроды для внутриклеточного исследования и т. д.).
В зависимости от способа контактирования с биообъектом различают
накожные (поверхностные) и подкожные (игольчатые) электроды. В свою
очередь среди поверхностных электродов в зависимости от характера
сопротивления кожно-электродного контакта можно выделить следующие
группы: металлические, емкостные, резистивные и резистивно-емкостные. В
зависимости от необходимости использования пасты или физиологического
раствора электроды делят на влажные и сухие.
По склонности к поляризации электроды делятся на поляризующиеся,
слабополяризующиеся и неполяризующиеся. Биомедицинские электроды
также классифицируют по форме, материалу активного слоя, способу
крепления и другим признакам. Кроме электрофизиологических измерений
электроды применяются для оказания терапевтического воздействия на
организм электрическим током и другими факторами. Наиболее полная
классификация биомедицинских измерительных электродов приведена в
ГОСТ 24878-81 (СТ СЭВ 2483-80) "Электроды для съёма биоэлектрических
потенциалов".
К конструкции и материалу электродов предъявляется ряд требований,
определяемых специфическими условиями физиологического эксперимента
и свойствами биообъекта:
1) хорошая электропроводность;
2) биологическая инертность (нетоксичность);
3) высокая прочность;
4) возможность надёжного и удобного крепления;
5) отсутствие поляризации, высокая помехоустойчивость к специфическим помехам;
6) лёгкость и пластичность;
7) физико-химическая инертность;
8) стабильность измерений;
9) малые габариты и вес;
10) простота и долговечность.
Так как живой ткани присуща реакция на любое инородное тело, с
которым
оно
соприкасается,
то
материал
электрода
должен
быть
биологически инертным (нетоксичным). Кроме того, электрод должен иметь
по возможности минимальные размеры, так как тканевая реакция выражена
тем сильнее, чем больше инородное тело. Размер электрода должен быть
небольшим еще и потому, что с увеличением электрода увеличиваются
помехи от соседних участков ткани. С другой стороны, препятствием к
уменьшению электрода является требование высокой электропроводности и
прочности. Последнее имеет особенно большое, значение в динамической
биотелеметрии, где электроды подвергаются разнообразной механической
нагрузке: изгибанию, ударам, растяжению и т. д. Чтобы избежать поломки
при интенсивной мышечной работе, электроды и подходящие к ним провода
должны быть достаточно мягкими и гибкими. Конструкция электродов
должна предусматривать возможность надёжного и удобного крепления.
Этими требованиями объясняется разнообразие конструкций электродов.
4.3.2 Структура контакта "электрод-кожа"
Общим требованием, предъявляемым к поверхностным электродам,
является требование уменьшения переходного сопротивления электрод-кожа,
определяющего погрешность импеданса. Значение этого сопротивления
зависит от типа материала электрода, свойств кожи, площади её
соприкосновения с электродом, от свойств межконтактного слоя между
электродом и кожей. В общем случае структуру участка контакта электрода с
кожей можно представить в виде, изображенном на рисунке 4.3.1:
Рисунок 4.3.1- Структура контакта "электрод-кожа"
4.3.3 Процессы, происходящие в
контакте электрод-кожа.
Уравнение Нерста
Между кожей и электродом размещён тонкий слой электролита,
возникающий естественно (выделения потовых желёз) или вносимый при
наложении электрода (токопроводящие пасты, физиологический раствор).
Это приводит к образованию электролитической полуячейки и протеканию
электролитических процессов окисления или восстановления металла
электрода.
Окисление металла сопровождается его растворением:
М(тв.) → М2+(водн,) + 2е-,
тогда электрод будет заряжаться отрицательно.
Или восстановлением:
М2+(водн.) + 2е- → М(тв.),
тогда электрод будет заряжаться положительно.
Таким
образом,
благодаря
пространственному
разделению
положительных и отрицательных зарядов возникает электродный потенциал
– потенциал электрода относительно электролита (его объема).
Металлы, а также многие другие химические элементы и вещества по
значению электродного потенциала расположены в определенном порядке, и
образуют ряд стандартных электродных потенциалов.
Электродные потенциалы зависят как от природы электрода и
электролита, так и от концентрации последнего, а также от температуры. В
нестандартных условиях электродный потенциал можно определить с
помощью уравнения Hepста:
E  E  (RT / nF )Ln (П окисл. / П восст. )
где Е° – стандартный электродный потенциал; Т – температура; R –
газовая постоянная; n – число электронов, перешедших от окисленной формы
к восстановленной; F – число Фарадея; Покисл. и Пвосст. – произведения
концентраций соответственно окисленных и восстановленных форм в
соответствующих степенях (равных числу образующихся ионов, атомов
молекул). Формы, имеющие значения концентрации как при стандартных
условиях, из уравнения можно исключить.
4.3.4 Образование гальванической э.д.с.
Если соединить две полуячейки с помощью пористой перегородки,
пропускающей ионы раствора (но не допускающей прямого перемешивания
электролитов полуячеек), то образуется так называемая электрохимическая
ячейка. Если ячейка способна вырабатывать за счёт протекания химической
реакции
ток,
то
её
называют
гальванической
или
вольтовой.
Электродвижущая сила (э.д.с) ячейки равна разности потенциалов двух
электродов. Если ячейка предназначена для генерирования электрической
энергии, то электроды делают из различных металлов с целью получения
большего значения э.д.с.
4.3.5 Поляризация электродов
При съёме биоэлектрических потенциалов используются как правило
однотипные
электроды.
Однако,
вследствие
всегда
имеющейся
неидентичности электродов и условий их работы разность потенциалов пары
электродов точно не равна нулю. Она изменяется со временем вследствие
протекания электрохимических реакций и изменения химического состава
поверхности электродов и окружающих их электролитических сред. С
течением времени происходит так называемая поляризация электродов,
которая усиливается при увеличении протекающего тока.
Электрохимическая поляризация электродов (согласно медицинской
энциклопедии) – изменение потенциалов электродов (по сравнению с
равновесными – гальванизационными) при электролизе или в процессе
работы гальванического элемента, возникающее в результате физикохимического
изменения
поверхности
электродов,
выделении
газов
(химическая поляризация) или изменении концентрации электролита вблизи
электродов (концентрационная поляризация). Э.д.с. поляризации направлена
против э.д.с. внешнего тока.
Ткани тела являются проводником второго рода, импеданс которого
содержит активную и реактивную составляющие. Ёмкость тканей создается
мембранами образующих ткани клеток и многочисленными поверхностями,
разделяющими
отдельные
органы
и
структуры
тела.
Реактивная
составляющая тока, протекающего по подкожным тканям, на порядок
меньше активной составляющей, и ею можно пренебречь. Ёмкость тканей
кожи достигает
0,1 мкФ/см2, и её необходимо учитывать.
Электрические свойства контакта "электрод-кожа" определяются в
основном поляризационными свойствами поверхностей раздела с разными
типами проводимостей – переходы "ткань-тело-электролит" и переход
"электролит-электрод". Типичная кривая поляризации E=f(j), где Е – разность
потенциалов на переходе; j – плотность тока, приведена рисунке 4.3.2.
E
Eд .
E0
jдо п.
j
Рисунок 4.3.2 – Кривая поляризации контакта "электрод-кожа"
Она носит нелинейный характер, но при малых плотностях тока (до 1015 мкА/см2) на ней можно выделить линейный начальный участок. На
практике при максимальных амплитудах регистрируемых биоэлектрических
сигналов, минимальных площадях электродов и входных сопротивлениях
усилителей плотность тока меньше предельной, поэтому кожно-электродный
импеданс можно считать линейным.
Поверхности разделов характеризует также равновесная разность
потенциалов Ео, возникающая на переходе при отсутствии тока, которая
определяется природой контактирующих сред. В зависимости от материала
электрода, свойств электролита, температуры, способа обработки кожи
значение Ео изменяется в пределах 0,1 – 50 мВ. Поляризация электродов
может сильно искажать форму регистрируемого сигнала, поэтому она крайне
нежелательна. При регистрации биопотенциалов величина Ео должна
оставаться
постоянной,
поэтому
для
некоторых
типов
электродов
необходимо применение специальных мер для стабилизации значения Ео.
Разрабатываются
и
неполяризующиеся
электроды.
Регистрация
биоэлектрических сигналов, где это возможно, осуществляется с помощью
усилителей переменного тока, нижняя граничная частота которых составляет
доли герц, поэтому в расчётах величиной Ео, если она постоянна, можно
пренебречь.
4.3.6 Эквивалентная схема
кожно-электродного
контакта и ее
параметры
Каждую поверхность раздела кожно-электродного контакта можно
представить на электрической эквивалентной схеме сложной электрической
цепью, содержащей сопротивления и ёмкости. Такую цепь можно
пересчитать в простую параллельную RС-цепь и получить эквивалентные
параметры Rк-э, и Ск-э. Эти параметры зависят от частоты тока, однако учёт
частотной
зависимости
существенно
усложняет
анализ,
не
давая
значительного выигрыша в точности расчёта.
Сопротивление Rк-э и ёмкость Ск-э можно выразить через усреднённые
локальные параметры – удельное сопротивление  и диэлектрическую
проницаемость  :
R к-э  h / S ,
Cк-э  S /( 4ph )
где S – эквивалентная площадь электрода; h – толщина высокоомного слоя
кожи, которая значительно изменяется по поверхности тела и ансамблю
испытуемых.
Кроме
электрохимическими
того,
импеданс
процессами,
контакта
может
протекающими
на
определяться
переходах
его
структуры. Необходимость учёта полезной площади электрода объясняется
тем, что при наложении последнего происходит растекание пасты или
физиологического раствора по коже и появляются потовые выделения; при
этом размеры электрода как бы увеличиваются.
Полная
эквивалентная
электрическая
схема
кожно-электродного
контакта приведена на рисунке 4.3.3. В неё включены уже указанные
величины Rк-э и Ск-э, а также эквивалентные параметры самого электрода Zэ,
эквивалентное сопротивление подкожных тканей Rпк, и входной импеданс Zвх
усилителя биопотенциала. Параметр Zэ (Rэ и Сэ) определяется конструкцией
и материалом электродов.
Ск-э
zк-э
Rпк.
Rк-э
zвх.у
Рисунок 4.3.3 – Полная эквивалентная схема кожно-электродного контакта
4.3.7
Металлические,
резистивные
емкостные,
электроды.
резистивно-емкостные
Частотные
зависимости
и
кожно-
электродного импеданса
Наиболее распространённым типом электродов для съёма биопотенциалов являются металлические электроды.
Переходное сопротивление между чистой сухой кожей и электродом
может достигать сотен килоОм. С целью уменьшения этого сопротивления
при
использовании
металлических
электродов
применяют
марлевые
прокладки, смоченные физиологическим раствором, которые помещают
между электродом и кожей, или специальные токопроводящие пасты. Это
позволяет уменьшить переходное сопротивление до десятков килоОм.
Переходное сопротивление уменьшается также при увеличении
площади контакта электрод – кожа. Однако при значительном увеличении
размеров электрода возрастает погрешность усреднения, а, следовательно,
уменьшается диагностическая ценность измеряемого биопотенциала как
сигнала о локальных изменениях электрической активности.
Так как для металлического электрода Rэ=0, то эквивалентная схема
входной цепи усилителя биопотенциалов принимает вид, изображенный на
рисунке 4.3.4. Импеданс входной цепи усилителя будем считать чисто
активным.
Ск-э
Rк-э
Rвх.у
Рисунок 4.3.4 – Эквивалентная схема контакта кожа- металлический электрод
Из эквивалентной
схемы
легко вывести соотношение для комп-
лексного сопротивления системы " кожа-металлический электрод":
z к-м.э 
R к -э
wR к2-э С к-э

j
1  (wR к-э С к-э ) 2 1  (wR к-э C к-э ) 2
Основным преимуществом емкостных электродов является отсутствие
контактных
и
поляризационных
потенциалов,
возникающих
при
использовании металлических электродов.
Емкостный электрод представляет совой металлическую пластинку,
покрытую тонким слоем диэлектрика. Первые емкостные электроды
(появились в 1967г.) были выполнены из анодированного алюминия и
обладали сопротивлением более 4000 МОм и ёмкостью около 5000 пФ при
нижней
граничной
частоте,
равной
30
Гц.
Однако
электроды
из
анодированного алюминия оказались трудновоспроизводимыми и нена-
дежными вследствие пористости и способности адсорбировать влагу из
кожи. Лучшие результаты позволяют получить емкостные электроды,
изготовленные из анодированного тантала.
Хорошие результаты дают емкостные электроды с диэлектриком из
SiO2.
Монокристаллическая
структура
слоя
из
двуокиси
кремния
обеспечивает высокую химическую устойчивость диэлектрической плёнки.
При активной площади электрода 0,5 см2 и толщине диэлектрической пленки
1 мкм ёмкость его составляет около 0,015 мкФ.
Эквивалентная электрическая схема кожно-электродного импеданса
для емкостных электродов представлена на рисунке 4.3.5.
Ск-э
Сэ
Rк-э
Рисунок 4.3.5 – Эквивалентная схема контакта кожа- емкостной
электрод
Комплексное сопротивление системы "кожа-емкостный электрод"
выражается формулой
z к-е.э  (
1
1
 jwC к э ) 1 
R к -э
jwC к-э
Полное кожно-электродное сопротивление для емкостных электродов
быстро возрастает с уменьшением частоты (рисунок 4.3.6), а это при
измерении потенциалов на инфранизких частотах приводит к недопустимо
большим погрешностям.
lg z к - э
3
2
1
lg f
1: Скэ>>Cэ; 2: Скэ<<Cэ; 3: Скэ~Cэ.
Рисунок 4.3.6 – Частотные зависимости модуля кожно- электродного
импеданса для емкостных (1,2) и резистивно – емкостных электродов
Резистивно-емкостные электроды, предложенные О.Б. Лурье, отличаются от емкостных электродов небольшой проводимостью диэлектрика
(10-8 см и менее), образующего ёмкость. Эквивалентная электрическая схема
кожно-электродного
импеданса
для
резистивно-емкостных
электродов
представлена на рисунке 4.3.7.
Ск- э
Сэ
Rк-э
Rэ
Рисунок 4.3.7 – Эквивалентная схема контакта кожа- резистивно-емкостной
электрод
Благодаря очень малой проводимости диэлектрика такие электроды
ослабляют контактные и поляризационные потенциалы по сравнению с
металлическими электродами в десятки и сотни раз. Вместе с тем наличие
незначительной
проводимости
позволяет
передать
всю
инфранизкочастотную область спектра снимаемых биопотенциалов вплоть
до постоянного тока.
Для резистивно-емкостных электродов комплексное сопротивление
системы кожа-электрод имеет вид
z к-р.э  (
1
1
 jwC к э ) 1  (
 jwC э ) 1
R к -э
Rэ
В частном случае при Rк-эСк-э=RэCэ=Т имеем
z к-р.е 
R к -э  R э
1  (wT) 2
Из частотных зависимостей модуля кожно-электродного сопротивления для резистивно-емкостных электродов (рисунок 4.3.6) видно, что в
инфранизкочастотной
области
спектра
модуль
кожно-электродного
сопротивления является практически постоянным, а, начиная с некоторой
частоты, резистивно-емкостные электроды становятся эквивалентными
емкостным.
4.3.8 Конструкции электродов различных типов, используемые
материалы, характеристики
Применяемые в клинической практике электроды весьма разнообразны
по конструкции в зависимости от функционального назначения, места
установки, особенностей электрофизиологического эксперимента и других
факторов.
Наибольшее распространение получили накожные электроды, что
объясняется простотой их применения и отсутствием травмирующего
действия.
Наиболее широко используемыми металлическими электродами для
съёма биопотенциалов с поверхности тела являются металлические
пластинки круглой или овальной формы площадью до 20 см2, электродыприсоски, снабжённые резиновым баллончиком, который даёт возможность
просто и достаточно надёжно укрепить электрод в нужной точке тела, и ряд
специальных электродов.
Площадь электродов играет существенную роль, т.к. при её увеличении
с
одной
стороны
уменьшается
переходное
сопротивление
контакта
"электрод-кожа", а с другой стороны ухудшается локальность исследования
биоэлектрической активности. Форма электродов существенной роли не
играет.
В качестве материалов для изготовления металлических накожных
электродов применяются золото, серебро, платина, палладий, нержавеющая
сталь, иридиевые сплавы и другие металлы, сплавы и соединения,
полученные прессованием, электролитическим хромированием и
Различны
способы
обработки
поверхности
плоского
т.д.
металлического
электрода, прилегающего к коже.
Выбор материала и способа обработки поверхности существенно
влияет на величину контактного сопротивления (кожно-электродный
импеданс), уровень шума и величину артефактов, а также на интенсивность
потенциалов поляризации. В последнее время всё шире применяются
электроды
из хлорированного
серебра,
которые
отличаются слабой
поляризацией в процессе эксплуатации.
4.3.9 Принципы применения электродов в клинической практике.
Выбор наиболее подходящего типа и конструкции электрода с
учетом особенностей регистрируемого процесса
Кардиографические электроды разделяются на конечностные и
грудные. Конечностные электроды выполняются обычно прямоугольной
формы, площадью 6 – 30 см2 и более. Электрод прикрепляется к конечности с
помощью резинового бинта с отверстиями, два из которых надеваются на
штырь электрода. Конечности имеют поверхности равного потенциала,
поэтому место наложения электрода некритично и он может иметь
достаточно
большую
площадь,
что
позволяет
снизить
переходное
сопротивление. Грудные электроды делают в форме диска площадью 1-7 см2
и удерживаются на груди либо рукой, либо с помощью резиновой присоски.
Присасывающиеся электроды удобны при кратковременных исследованиях.
На груди эквипотенциальные линии электрической активности сердца
расположены густо, поэтому для записи кардиограммы в грудных отведениях
площадь электродов должна быть относительно не большой.
Электроды, применяемые при длительных, непрерывных наблюдениях
электрической активности сердца тяжелобольного, а также электроды,
используемые при регистрации ЭКГ и некоторых других видов электрограмм
свободно
перемещающегося
выполнении
упражнений
человека
или
здорового
(больного,
человека
спортсмена
при
при
выполнении
физической работы), обычно имеют вид чашечек, которые наклеиваются на
кожу с помощью клеола или коллодия. Электродная паста накладывается на
металлический диск этого электрода (например, из хлористого серебра) и при
наложении на кожу заполняет пространство между нею и диском,
обеспечивая надёжный электрический контакт. Диаметр диска обычно
составляет
10-15
поверхностные
мм.
Подобную
конструкцию
слабополяризующиеся
(электрокардиографические),
ЭПСМ
электроды
имеют,
например,
типа
(электромиографические),
ЭПСК
ЭПСЭ
(электроэнцефалографические).
4
5
3
2
1
1- плёнка на клеевой основе, 2 – сетка из хлористого серебра, 3 – кнопка, 4 – проводник, 5 –
электропроводящая паста
Рисунок 4.3.8 – Электрод для длительной регистрации электрокардиосигнала
Для съёма биопотенциалов головного мозга применяются электроды с
площадью контакта, не превышающей 1,1 – 1,5 см2. При наложении
электродов на участки кожи, не покрытые волосами, применяют серебряные
электроды (или электроды из другого неокисляющегося металла) в форме
диска диаметром около 10 мм, которые обёртывают ватой или марлей,
смоченной раствором поваренной соли. Закрепляют такие электроды с
помощью лейкопластыря, клеола или коллодия (рисунок 4.3.9).
2
3
1
1- цилиндр, 2 – кольцевой паз, 3 – электропроводящая паста
Рисунок 4.3.9 – Цилиндрический электрод для съёма биопотенциалов
головного мозга
Для этих же целей могут использоваться электроды, имеющие вид
чашечки или тарелочки. При снятии биопотенциалов с кожи, покрытой
волосами, электроды крепятся на голове с помощью шлемов различных
конструкций, позволяющих регулировать положение и прижим электродов.
Для регистрации ЭМГ применяют как накожные, так и подкожные
электроды.
Накожные
используют
для
регистрации
глобальных
(интегральных) электромиограмм, а игольчатые – для регистрации локальных электромиограмм. Простые игольчатые электроды представляют собой
инъекционные иглы, которые покрыты, кроме кончика, изолирующим слоем.
Специальный электромиографический электрод имеет вид иглы (канюли) из
нержавеющей стали, в канал которой введены одна или несколько
проволочек из платины, вольфрама или другого проводящего материала,
изолированных от иглы и друг от друга. Особенностью игольчатых
электродов являются небольшие отводящая поверхность и межэлектродное
расстояние, что позволяет отводить биопотенциалы от малого участка мышц
или мышечного волокна. Однако при использовании этих электродов
возникает проблема раздражения исследуемой ткани и возможность внесения
инфекции.
На рисунке 4.3.10 изображена конструкция емкостного электрода с
электродным истоковым повторителем, который необходим для обеспечения
высокого входного сопротивления и снижения тем самым нижней границы
частотного диапазона регистрации.
1
С2
КП103К
5,6 кОм
+ -
К.ЭКГ
680 кОм
2
1 – корпус (экран), 2 - диэлектрик
Рисунок 4.3.10 – Экспериментальная конструкция емкостного электрода
4.3.10 Электродные пасты и жидкости
Для уменьшения переходного сопротивления контакта "электрод-кожа"
и обеспечения его надежности пространство между электродом и кожей
заполняется электропроводящей жидкостью или пастой.
Электродные жидкости и пасты составляются на основе следующих
компонентов:
– электропроводящих солей (хлористый калий, хлористый натрий и др.);
– связующих веществ (агар-агар, крахмал и др.);
– абразивов – веществ, с помощью которых при протирании кожи
удаляется роговой слой эпидермиса (медицинская глина, мелко молотая
пемза и др.);
– дезинфицирующих веществ;
– веществ, препятствующих высыханию пасты (глицерин).
4.3.11 Артефакты электродных систем
При использовании электродов для съема информации с биообъектов
следует иметь в виду большое количество факторов — артефактов, влияющих на получаемую информацию, включая явления, возникающие на
участках кожно-электродного контакта.
Помехи, генерируемые электродами, можно условно разделить на три
группы:
— электродные
потенциалы
и
межэлектродные
напряжения,
возникающие на границах раздела фаз (обмен заряженными частицами) при
выполнении основных условий электрохимического равновесия, контактные
потенциалы;
— поляризация электродов, заключающаяся в изменении стационарных
(бестоковых)
электродных
потенциалов
и
соответствующих
им
межэлектродных напряжений при замыкании электрической цепи;
— электрокинетические
явления,
возникающие
из-за
взаимного
относительного перемещения фаз вдоль поверхности раздела при механических движениях; помехи этого вида часто называют двигательными
или шумом движения.
В ряде задач рассматриваются помехи, создаваемые необратимыми
диффузными процессами, разрушающими электрод.
Таким образом, при проектировании и эксплуатации электродов и
электродных систем чаще всего исследуют и контролируют следующие
параметры электродов:
- величину электродного потенциала;
- временные изменения (динамику) электродного потенциала;
- уровень шумов движения;
- полное электродное сопротивление;
- время установления ионного равновесия между биообъектом и
контактирующей средой.
Иногда по условиям применения электродов необходимо отдельное
изучение активных и реактивных составляющих электродной системы и
представление о причинах, вызывающих их неуправляемое изменение. В
ряде применений приходится проводить и более тонкий анализ причин
помех, например выяснение величины и формы токов, снижающих до
допустимых пределов необратимые электродные процессы. Необходимо
также учитывать вопросы, связанные с обеспечением совместимости
исследуемого биообъекта с материалами электрода и контактирующих сред
(исключение процессов интоксикации).
Определенную погрешность в измерения вносит состояние контактной
поверхности
биообъекта.
Например,
при
наложении
электродов
на
поверхность кожи необходимо учитывать, что электрическое сопротивление
кожи неодинаково у разных людей и на различных участках одного и того же
человека. Оно так же, как и полное сопротивление тела, зависит от
физических характеристик и состояния живого организма, от патологических
отклонений. Наибольшим сопротивлением обладают поверхностные роговые
слои кожи ладоней, плоскости стопы, пальцев. Сопротивление кожи,
обработанной 20 %-ным раствором КаС1, снижается до нескольких сотен и
даже десятков Ом. Выделение пота, увлажняющего кожу, значительно
уменьшает ее электрическое сопротивление, тогда как выделения сальных
желез увеличивают это сопротивление. Сильное влияние оказывает
подсыхание приэлектродных проводящих жидкостей. Эти и ряд других
факторов создают также непостоянство электрических параметров на участке
кожно-электродного контакта.
Микроорганизмы, находящиеся на поверхности кожи в межэлектродной среде, могут создавать напряжение шумов, иногда соизмеримое с полезным сигналом. Для устранения этих явлений используют целый комплекс
мероприятий, включающих выбор частоты и величины тока через объект,
обработку кожи, выбор материалов и конструкции электродов, подбор
контактных средств и др. Например, для электродов, накладываемых на
поверхность кожи, чтобы снизить влияние поляризационных эффектов,
применяют пористые электроды с хорошо развитой поверхностью, токи
повышенной
частоты
и
уменьшают
плотность
электродного
тока.
Желательно также, чтобы ЭДС поляризации материала электрода была мала
по
сравнению
с
ЭДС
источника
переменного
тока,
а
удельная
электропроводность среды между кожей и электродом — во много раз
больше
удельной
электропроводности
участка
кожи,
с
которым
осуществляется
контакт.
При
соблюдении
этих
условий
случайные
изменения ЭДС поляризации и концентрации электролита (за счет функций
кожи) оказывают незначительное влияние на измеряемую величину.
Для основных типов электродов, применяемых в медицинской
практике,
заводы-изготовители
гарантируют
соблюдение
граничных
параметр ров электродов. В табл. 3.2 приводятся значения электрических
параметров наиболее распространенных электродов для снятия ЭЭГ и ЭМГ.
Таблица 32 - Электрические параметры электродов
Значение параметров для типов электродов
Параметр
1
Электрическая
прочность
В, не менее
Сопротивление
изоляции
R, Ом, не менее
1
Разность
Кожные ЭКГ-электроды
ЭМГ-электроды
Кратковременного
Длительного
кожных игольчатых
контактирования
контактирования
2
3
4
5
3
4
5
-
-
30
109
2
электродных
потенциалов dU, мВ, не
100
более
Дрейф разности электродных
потенциалов
(напряжение
250
-
-
-
30
-
20
15
-
100
-
-
-
50
-
-
10
15
5
1с
дрейфа) Uv, мкВ, не более
Напряжение шума Uт, мкВ,
не более
Напряжение
электромеханического
шума Us, мкВ, не более
Полное
сопротивление
электрода Z, Ом, не более
Время готовности T1, мин,
не менее
Время
непрерывного
контактирования T2, ч, не
0,5
24
1
2/3
менее
4.4 МИКРОЭЛЕКТРОДЫ
4.4.1 Назначение микроэлектродов и область их применения
Микроэлектроды широко используют при изучении мембранных
процессов
(возбуждение
нервных
и
мышечных
клеток,
хемо
-
и
фоторецепция, преобразование световой энергии в хлоропластах, движение в
растениях и простейших).
Изучение электрических свойств мембран клеток дает важную
информацию
о
механизмах
действия
фармакологических
агентов
и
природных физиологически активных веществ, позволяет проследить за
изменениями электрических свойств клеток в процессе эмбриогенеза, при
росте
растений,
запуске
фотосинтеза.
Микроэлектроды
позволяют
регистрировать не только стационарные параметры клеточных мембран, но и
переходные
электрические
воздействиями.
Наиболее
процессы,
подробно
вызываемые
изучены
явления
различными
электрической
возбудимости нервных и мышечных волокон.
Мембранные электрические процессы играют ключевую роль в
механизме синоптической передачи возбуждения, а также в хемо-, фото- и
механорецепции.
Микроэлектроды используют не только для регистрации мембранных
потенциалов, но и в других целях: для электрической стимуляции
возбудимых клеток, измерения проводимости мембран, электрофоретической
инъекции заряженных веществ. Методом инъекции под давлением в клетки
вводят не проникающие через мембрану красители, по распространению
которых в примыкающие клетки можно судить о наличии межклеточных
контактов. Пропускание тока через микроэлектрод дает возможность
смещать
мембранный
потенциал
и
наблюдать
за
изменениями
функциональной активности клетки или субклеточных структур.
Усовершенствование микроэлектродных методов привело в последние
годы к созданию ион селективных электродов, позволяющих измерять
активность К+, Н+, Са2+, С1- и других ионов в живой клетке.
Микроэлектродные методы дают возможность регистрировать изменения мембранного потенциала с временным разрешением 10-100 мкс в
функционирующей клетке, не нанося ей существенного повреждения. Для
микроэлектродных изменений пригодны клетки диаметром не менее 10 мкм.
Хотя
таким
способом
удавалось
измерять
мембранный
потенциал
эритроцитов человека, в ходе измерений наблюдалось быстрое разрушение
клеток. При работе с мелкими клетками сказывается и утечка электролита из
кончика микроэлектрода, приводящая к изменению ионного состава
цитоплазмы.
4.4.2 Конструкции микроэлектродов, используемые материалы
В настоящее время для отведения потенциалов отдельных клеток
используются микроэлектроды двух типов - металлические и стеклянные,
заполненные
раствором
электролита.
Каждый
из
этих
типов
мик-
роэлектродов имеет свои достоинства и недостатки, что делает применение
микроэлектродов определенного типа удобным в одной экспериментальной
ситуации и неоправданным - в другой.
4.4.3 Металлические
и стеклянные микроэлектроды и их
характеристики. Технология изготовления электродов
Микроэлектроды этого типа представляют собой стеклянные микропипетки, заполненные легкоплавким сплавом, или электролитически
заточенную стальную или вольфрамовую проволочку, изолированную на
всем протяжении, кроме кончика.
Достоинством металлических микроэлектродов является их зна-
чительная механическая прочность. Они могут использоваться неоднократно
в течение достаточно продолжительного времени. В то же время, как
правило, не удается изготовить металлический микроэлектрод с таким
тонким кончиком (менее 1 мкм), как у стеклянных микропипеток. В связи с
этим металлические микроэлектроды непригодны для внутриклеточного
исследования активности отдельных нейронов.
При значительных диаметрах кончика (5-10 мкм) избирательность
металлических
электродов
ухудшается.
Это
приводит
к
тому,
что
исследователь наблюдает на экране осциллографа активность нескольких
нервных клеток одновременно. Кроме этого, металлические микроэлектроды,
как правило, сильно "шумят" и выделение на этом фоне полезных сигналов,
особенно при неблагоприятном соотношении сигнал - шум, значительно
затрудняется.
Для
изготовления
металлических
электродов
из
стеклянных
микропипеток обычно используют сплав Вуда ( Bi:Pb:Sn:Cd = 4:2:1:1);
Тпл=65,5°С. Существуют два приема изготовления таких микроэлектродов,
позволяющие получить примерно одинаковый результат.
В
первом
случае
заготовка
для
вытягивания
стеклянного
микроэлектрода длиной около 50 мм заполняется жидким сплавом, после
чего из нее в аппарате для вытягивания микроэлектродов изготавливаются
два микроэлектрода, уже заполненных металлом.
Второй прием заключается в том, что заготовку, заполненную сплавом
Вуда, разбивают и извлекают из нее застывшую проволочку, из которой
изготавливают отрезки небольшой длины. Каждый такой отрезок можно
затем ввести в тыльную часть стеклянного микроэлектрода, подвести к его
шейке и там расплавить. Расплавленный металл заполнит шейку, а затем и
кончик
микроэлектрода.
Подогревают
заготовку
над
раскаленной
нихромовой петлей. Для улучшения заполнения можно ввести в тыльную
часть заготовки медную проволоку подходящего диаметра и в момент
расплавления металла использовать ее в качестве поршня.
Микроэлектроды
из
проволоки
затачивают
механически
или
электролитически. Последний способ позволяет получать электроды с
достаточно тонким кончиком (1-2 мкм). При заточке микроэлектродов из
стальных заготовок обычно в качестве электролита используется смесь из
концентрированной
дистиллированной
серной
воды.
К
кислоты,
ортофосфорной
заготовке
микроэлектрода
кислоты
и
подсоединяют
положительный полюс источника тока, а отрицательный - к угольному
стержню, который также опускают в раствор электролита. При силе тока
0,03А процесс травления продолжается 3-4 мин.
Для электролитической заточки вольфрамовой проволоки используют
концентрированный раствор азотнокислого натрия. Как и в предыдущем
случае, положительный полюс источника тока подсоединяют к заготовке
микроэлектрода.
Широкое
распространение
получила
электролитическая
заточка
металлических микроэлектродов в капле электролита. Вольфрамовую
заготовку закрепляют в держателе и пропускают через петли из нихромовой
проволоки диаметром около 3 мм. Кольцо заполняют каплей электролита
(например, 5 % раствором NaOH). Нижний конец заготовок опускают в
стакан с насыщенным раствором хлористого натрия. Туда же помещают
графитовый стержень, который служит вторым электродом. Между стержнем
и петлей подключают переменное напряжение 5-10В. Процесс заточки
длится 2-3 мин и автоматически прекращается в тот момент, когда под
действием силы тяжести нижняя часть заготовки обрываются и тем самым
размыкается цепь тока.
Данный способ позволяет получать микроэлектроды с диаметром
кончика
1 мкм. Возможна заточка одновременно нескольких электродов
путем использования нескольких петель.
Готовые
дистиллированной
металлические
воде,
микроэлектроды
обезжиривают,
обрабатывая
промывают
в
органическими
растворителями (ацетоном, смесью эфира со спиртом), и помещают в
закрытый контейнер, чтобы избежать загрязнения пылью. Всякое загрязнение микроэлектрода препятствует его изоляции. В качестве изолирующих
материалов используют лаки, эпоксидную смолу или стекло.
Чаще
всего
стеклянные
микроэлектроды
изготавливают
из
тугоплавкого стекла (например, марки "Пирекс"). Исходный материалпоступающая с завода стеклянная трубка с наружным диаметром 12-14 мм и
толщиной стенки 1,5-3 мм.
Изготовление стеклянных микроэлектродов включает вытягивание
стеклянной соломки, нарезку заготовок, формирование кончика, заполнение
электролитом, заточку.
Вытягивание соломки происходит после разогрева трубки заводского
производства в вертикальной печи, куда трубка подается со строго заданной
скоростью. Из стеклянной соломки по заранее приготовленному шаблону
нарезают трубочки-заготовки длиной 8-9 см и отбирают те, у которых
наружный диаметр находится в пределах 1,0-1,5 мм. Отобранные заготовки
сортируют на группы, различающиеся наружным диаметром на 0,1 мм. Такая
сортировка полностью оправдывает себя: стабильность характеристик
микроэлектродов,
сделанных
из
калиброванных
стеклянные
микроэлектроды,
заготовок,
намного
повышается.
Изготовить
предназначенные
для
внеклеточного отведения активности отдельных нейронов, несложно.
Значительно труднее приготовить микроэлектроды, кончики которых
проникали бы в сравнительно небольшие по размеру нервные клетки
головного мозга (15-20 мкм) и не вызывали быстро развивающихся грубых
нарушений
их
жизнедеятельности.
В
процессе
изготовления
микроэлектродов для внутриклеточного исследования важно не только в
достаточной степени разогреть перед вытягиванием стекло заготовки и
отрегулировать силу рывка, но и подобрать оптимальное соотношение
наружного и внутреннего диаметров капилляра. Чем тоньше стенка стекла,
тем меньше сопротивление и емкость изготовленного из такой заготовки
электрода.
Формирование кончика микроэлектрода производится путем нагрева
заготовки капилляра в средней ее части и постепенного ее растягивания.
Регулируя температуру нагрева и скорость вытягивания, можно получать
микроэлектроды с шейкой необходимой длины.
Заполнение
стеклянных
микроэлектродов
в
зависимости
от
поставленной задачи производят растворами электролитов, красителей,
фармакологически активных соединений. В литературе описано не менее 13
способов заполнения микроэлектродов.
Один из методов заключается в заполнении электродов спиртом с
последующим вытеснением его дистиллированной водой, а воды -раствором
электролита.
Раствор для заполнения микроэлектрода выбирают в зависимости от
задачи исследования. При внеклеточных отведениях используют растворы
хлорида
натрия
или
калия.
микроэлектродов
(3-5
мкм)
При
достаточно
растворы,
толстых
содержащие
ион
кончиках
натрия,
предпочтительнее, так как при длительной регистрации диффузия ионов
калия из кончика во внеклеточную среду может вызвать деполяризацию
нейрона (первым признаком такого действия является повышение частоты
разрядов исследуемой нервной клетки).
4.4.4 Заточка микроэлектрода
Заточка
позволяет
снизить
сопротивление
микроэлектрода,
существенно не увеличивая диаметр его кончика. Это достигается за счет
изменения геометрической формы отверстия на конце микроэлектрода - из
круглого оно превращается в овальное. Изменяется и форма кончика,
который приобретает вид инъекционной иглы. Такая "игла" прокалывает, а
не рвет ткани по ходу трека и мембрану нервной клетки.
Использование заточенных микроэлектродов позволяет проводить
внутриклеточное исследование более мелких нейронов, чем было возможно
ранее. Само отведение становится более стабильным, поскольку при
щадящем проколе мембрана вокруг микроэлектрода сжимается, что
препятствует нарушению градиентов вне- и внутриклеточной концентрации
ионов
и
способствует
длительному
сохранению
высокого
уровня
мембранного потенциала. Заточенные микроэлектроды не только легче
проникают сквозь ткань, но и меньше обламываются, а их кончики
значительно реже забиваются инородными частицами. Благодаря заточке
стало возможно внутриклеточное исследование активности мелких (8-12
мкм) нервных клеток, которое не удавалось осуществить без применения
этого метода.
В настоящее время наиболее широкое распространение почили два
способа заточки. Первый представлен многочисленными модификациями,
основанными на следующем общем принципе: заточка проводится при
трении микроэлектрода о покрытую абразивом вращающуюся твердую
поверхность. Второй способ - заточка в содержащей абразив жидкости.
Основными требованиями, предъявляемыми к устройствам, в которых
микроэлектрод затачивается при трении о твердую поверхность, являются:
отсутствие
биений
вращающейся
поверхности
(диска,
стержня);
использование для ее покрытия достаточно мелкодисперсных абразивов;
возможность плавной подачи электрода микровинтом; наличие контроля,
который позволял бы судить о динамике процесса заточки.
В качестве абразива большинство исследователей используют корунд
(Al2O3, размер частиц 0,05 мкм). В случаях, когда необходимо достаточно
быстро сточить кончик микроэлектрода на более значительное расстояние и
добиться
существенного
снижения
сопротивления
микроэлектродов,
применяют алмазную пыль с размером частиц не более 0,25 мкм.
Обычно затачивают уже заполненные электролитом микроэлектроды,
поскольку это дает возможность контролировать процесс заточки по
изменению сопротивления обрабатываемого микроэлектрода. Для измерения
сопротивления электрод включают в цепь измерительного моста.
При сухой заточке отверстие на кончике микроэлектрода забивается
частицами абразива и стеклянной пылью, вследствие чего сопротивление
резко возрастает.
В тех случаях, когда к микроэлектроду не предъявляются особенно
жесткие требования, сопротивление его можно снизить, отломив наиболее
тонкую часть кончика.
4.4.5 Особенности использования и эксплуатации микроэлектродов
В настоящее время для исследования отдельных клеток наибольшее
применение нашли стеклянные микроэлектроды, т.к. фактически они
представляют собой солевой микромостик, позволяющий установить
электрический контакт с внутриклеточной средой.
Рассмотрим свойства микроэлектродов на примере стеклянных.
Диаметр кончика стандартных микроэлектродов лежит за пределами
разрешающей способности светового микроскопа и составляет менее 0,5
мкм.
Минимальные
размеры
кончика,
судя
по
электродным
микрофотографиям, не превышают 0,05 мкм.
При
измерении
мембранного
потенциала
в
клетку
вводят
микроэлектрод, который устанавливает контакт между внутриклеточной
средой и неполяризующимся хлорсеребряным или каломельным электродом
сравнения. Второй идентичный электрод сравнения помещают в наружный
раствор.
Разность
потенциалов
между
электродами
измеряют
электрометрическим усилителем. В рассматриваемой электрической цепи
изменение
потенциала
на
двух
электродах
сравнения
взаимно
компенсируется. Диффузионный потенциал на кончике микропипетки будет
относительно мал, так как подвижность диффундирующих из кончика ионов
К+ и Сl- в водных растворах одинакова. Поэтому измеряемая разность
потенциалов обусловлена практически полностью скачком потенциала на
клеточной мембране.
Внутреннее сопротивление вольтметра должно намного (более чем в
100 раз) превышать сопротивление внешней цепи. Несмотря на заполнение
микроэлектродов концентрированным раствором KCl, их сопротивление
остается достаточно высоким и составляет 10-100 МОм. Для измерения
потенциала в такой цепи необходим электрометр с входным сопротивлением
не ниже 10 ГОм.
4.4.5.1 Потенциал кончика
Для
заполнения
микроэлектродов
обычно
используют
концентрированный раствор KCl. Благодаря одинаковой подвижности ионов
К+ и Cl- в воде (u+=u-) диффузионный потенциал примерно равен нулю,
однако
полностью
избежать
появления
скачка
потенциала
между
микроэлектродом и средой не удается.
Величина потенциала кончика зависит от физических свойств стекла и
возрастает
с
микропипетки
уменьшением
потенциал
толщины
кончика
кончика.
исчезает.
При
обламывании
Физическая
причина
возникновения потенциала кончика связано с ионообменными свойствами
стекла и низким сопротивлением стенок капилляра в оттянутом носике
микропипетки.
Rк
Rc
E
а
C
R0
28
а
б
а- упрощённая эквивалентная схема; б – геометрия кончика
Rc - сопротивление стенок капилляра, Rн - сопротивление электролита в канале, Е - разность скачков потенциала
на наружной и внутренней поверхностях стекла, С - емкость кончика
Рисунок 4.4.1 - Схема кончика микроэлектрода
На рисунке 4.4.1 а показано, что электрическая цепь между средой и
пипеткой замыкается не только через отверстие микропипетки, но частично и
в обход его через тонкие стенки в области кончика. Показанная на схеме
ЭДС отражает разность скачков потенциала на границах стекла с раствором.
Причина возникновения ЭДС:
При погружении микроэлектрода в разбавленные солевые растворы
потенциал кончика имеет отрицательную величину, точно так же как
приобретает отрицательный потенциал стеклянный калиевый электрод в
среде с низкой концентрацией К+. Влияние ЭДС, включенной параллельно
основному пути тока, становится тем заметнее, чем меньше сопротивление
стенок капилляра. Появлению потенциала кончика также способствуют
электроотрицательные атомы кислорода, входящие в структуру стекла.
Внутри капилляра вблизи отрицательно заряженной поверхности создается
избыток подвижных катионов, но понижена концентрация анионов.
Основными носителями заряда в области двойного слоя становятся катионы,
в результате чего на кончике микроэлектрода возникает диффузионная
разность потенциалов со знаком "-" внутри кончика. Потенциалу кончика
свойственна зависимость от ионного состава среды. Для того чтобы избежать
ошибок в определении потенциала покоя, микроэлектроды сортируют и
отбирают только те, у которых потенциал кончика не превышает 5 мВ.
4.4.5.2 Диффузия электролита
При работе с мелкими клетками следует учитывать возможную
диффузию электролита из кончика микроэлектрода в цитоплазму, т.к. эта
диффузия может приводить к набуханию мелких клеток (эритроцитов) и
изменять их ионный состав.
Расчетная скорость диффузии КСl из микроэлектродов с диаметром
кончика 0,2 мкм составляет 5.10-14 моль/с. Такая утечка КСl не должна
влиять на ионный состав сравнительно крупных клеток, но может приводить
к набуханию таких мелких клеток, как эритроциты.
4.4.5.3 Сопротивление микроэлектродов
Микроэлектроды с диаметром кончика 0,2 мкм,
заполненные
раствором КСl, обладают сопротивлением от 25 до 50 Мом. Микроэлектроды
со слишком высоким сопротивлением имеют большой и нестабильный
собственный потенциал, плохо пропускают токи, ухудшают временное
разрешение системы.
Сопротивление микроэлектрода зависит от:
- геометрии кончика;
- проводимости заполняющего микроэлектрода, которая является
неоднородной по длине из-за диффузии. Наличие градиента концентрации
электролита по длине проявляется в том, что сопротивление будет зависеть
ещё от концентрации солей во внешней среде. Если в 10 раз уменьшить
концентрацию снаружи электрода, сопротивление увеличится в 5 раз.
4.4.5.4 Вольт-амперные характеристики (ВАХ)
Пропускание через микроэлектрод тока более 3 - 5 нА часто приводит к
изменению его сопротивления. Это проявляется в нелинейной зависимости
тока через микроэлектрод от приложенной разности потенциалов. Форма
ВАХ
зависит
сопротивлением
от
и
диаметра
кончика.
относительно
Микроэлектроды
широким
кончиком
с
низким
сохраняют
квазилинейные электрические характеристики при пропускании тока до
десятков наноампер, тогда как для высокоомных электродов нелинейность
проявляется при гораздо меньших токах. При подаче на микроэлектрод
напряжений в несколько десятков вольт часто можно наблюдать хаотичные
колебания тока, объясняемые закипанием электролита в кончике вследствие
очень высокой плотности тока. Предельные значения тока, пропускаемого
через микроэлектрод, составляют около 1 мкА.
Экспериментально выявлены два типа нелинейности ВАХ. В первом
случае сопротивление электрода для выходящего тока больше, чем для
входящего, и существует предельное значение выходящего тока, которое
невозможно превысить. Это явление объясняют повышенной концентрацией
катионов в кончике (в области двойного слоя) и вытеснением анионов в
направлении к стволу. При выходящем токе катионы перемещаются из
электрода в среду, а анионы - в противоположном направлении. При этом в
кончике электрода образуется зона с обедненным содержанием носителей
заряда и сопротивление возрастает.
Для нелинейности второго типа характерна обратная зависимость:
выходящий ток вызывает уменьшение сопротивления. Причиной служит
электроосмотический
объемный
поток
раствора,
совпадающий
по
направлению с движением катионов. Движение жидкости приводит к тому,
что локальная концентрация электролита в торце пипетки приближается к
концентрации заполняющего микроэлектрод раствора (для выходящего
потока) или к концентрации наружного раствора (для входящего потока). Так
как
проводимость
заполняющего
среды
раствора,
обычно
намного
выходящий
ток
меньше
приводит
проводимости
к
снижению
сопротивления микроэлектрода. Распределение ионов в торце микропипетки
и сопротивление микроэлектрода зависят от длительности пропускания тока
через электрод.
4.4.5.5 Шумы микроэлектродов
Спонтанные флуктуации тока и напряжения в области кончика
микроэлектрода отражают микроскопическое движение ионов через узкое
отверстие пипетки. При равновесии, когда через микроэлектрод не проходит
ток, а концентрация электролита в микроэлектроде и среде одинаковы,
спектральная плотность теплового шума тока Si и напряжения Sv
описывается формулами Найквиста:
Si 
4kT
Re Z
Su  4kT  Re Z
где k - постоянная Больцмана, а ReZ - действительная часть импеданса.
Для резисторов ReZ=R и тепловой шум одинаков в широком диапазоне
частот. Тепловой шум резисторов величиной 10 и 100 МОм составляет 10-27
и 10-28 А2/Гц соответственно.
При пропускании тока через микроэлектрод, а также при диффузии
электролита из кончика возникает дополнительный неравновесный шум.
Спектральное
распределение
шума
напряжения
в
микроэлектродах
описывается зависимостью, где два слагаемых отражают вклад равновесного
и избыточного неравновесного шума:
Su  4kTR  A( I ) H ( f )
Значение R равно сопротивлению микроэлектрода для случая, когда
наружный
и
заполняющий
растворы
идентичны,
сомножитель
А(I)
соответствует интенсивности избыточного шума, а H(f) - его спектральному
распределению.
Интенсивность шумов возрастает пропорционально квадрату силы
тока, а спектральное распределение имеет вид 1/f. Мощность шумов Su в
микроэлектродах варьирует от 7× 10-11 до 1,5×10-8 В2/Гц, что лишь немногим
меньше шумов отдельных клеток.
4.4.5.6 Емкость микроэлектродов
При
микроэлектродном измерении
существует три
компонента
емкости, шунтирующей входную цепь: входная емкость предусилителя,
паразитная емкость ствола микроэлектрода и соединительного кабеля, а
также распределенная емкость той части микроэлектрода, которая погружена
в омывающий раствор или ткань.
Общая емкость является важным параметром, так как вместе с
сопротивлением микроэлектрода она формирует фильтр низкой частоты во
входной цели. Погружение кончика микроэлектрода в раствор на каждый
миллиметр приводит к возрастанию емкости микроэлектрода на 0,4-1,0 пФ.
4.4.5.7 Усилители мембранных биопотенциалов
Для измерения мембранного потенциала с точностью 0,1 % необходим
электрометр, входное сопротивление которого в 1000 раз превышает сумму
сопротивлений клетки и микроэлектрода. Входные каскады современных
усилителей
биопотенциалов
выполняются
на
основе
операционных
усилителей с полевыми транзисторами на входе. Сопротивление таких
усилителей составляет 1011 0м и выше.
Полоса
пропускания
промышленных
операционных
усилителей
составляет 0,5 - 15 МГц, соответственно время нарастания должно быть
меньше 1 мкс. Однако такие времена нарастания достигаются лишь при
прямом подключении усилителя к источнику сигнала с низким импедансом.
Реальное быстродействие для случая, когда между источником напряжения и
усилителем
имеется
высокоомное
сопротивление,
имитирующее
микроэлектрод, значительно хуже (например, 5-15 мкс при сопротивлении
источника 10 кОм). При подключении усилителя к микроэлектроду
временное разрешение дополнительно ухудшается в связи с влиянием
входной паразитной емкости.
Rí
Rìý
Câõ
Râõ
V(t)
Mý
E
а
ЭС
б
Рисунок 4.4.2 – Эквивалентная схема входной цепи микроэлектродного
усилителя
На рисунке 4.4.2 а представлена эквивалентная схема входной цепи
микроэлектродного усилителя.
Конденсатор Свх обозначает общую входную емкость, создаваемую
емкостью микроэлектрода, емкостью между центральной жилой отводящего
кабеля и его оплеткой, а также входной емкостью усилителя. Сопротивление
микроэлектрода Rмэ и паразитная емкость Свх образуют фильтр низких
частот,
в результате чего при подключении ступенчатого напряжения Е
форма импульса на входе усилителя будет отличаться от прямоугольной.
Пренебрегая током, текущим через усилитель (т.е. через Rвх), можно
приравнять токи, текущие через Rмэ и емкость Свх:
Свх
dU ( E  U )

dt
Rмэ
Отсюда:
U
Потенциал
максимального
на
входе
уровня
Е
t
))
RC
Rмэ  Свх
E (1  exp(
усилителя
с
меняется
постоянной
экспоненциально
времени
t  Rмэ  Свх .
до
При
сопротивлении микроэлектрода 100 МОм и суммарной входной емкости 5
пФ постоянная t равна 0,5 мс. Для регистрации многих быстрых процессов
такое временное разрешение оказывается недостаточным.
Постоянную времени входной цепи удобно определять, пропуская
прямоугольные импульсы тока через микроэлектрод и большое нагрузочное
сопротивление (Rн >> Rмэ), как показано на рисунке 4.4.2б.
Ток, протекающий через Rн, равен сумме токов через входную емкость
и сопротивление Rмэ. Из условия баланса токов:
E
dU
U
 Свх

Rн
dt Rмэ
можно найти, что напряжение на входе усилителя возрастает
экспоненциально с постоянной времени t, начиная с момента включения
ступени напряжения Е на выходе генератора.
4.4.5.8 Компенсация емкости
Сопротивление микроэлектрода и суммарная паразитная емкость
входной цепи образуют фильтр низких частот, в результате чего ухудшается
временное разрешение измерительной системы. Некоторое увеличение
быстродействия может быть достигнуто за счет отбора микроэлектродов с
наиболее низким сопротивлением и максимального сокращения длины
соединительных проводов между микроэлектродом и усилителем. Не следует
погружать микроэлектрод глубоко в раствор. Ошибка измерений, связанная с
протеканием тока через микроэлектрод и паразитную емкость, может быть
дополнительно уменьшена путем пропускания через микроэлектрод тока,
равного по значению току ошибки, но имеющего обратное направление. Для
этого используют прием компенсации Свх.
CОС
Rí
1
K
KV
а
Câõ
V
1
2
б
3
1 мс
Рисунок 4.4.3 – Схема с компенсацией ёмкости
В схеме с компенсацией емкости (рисунок 4.4.3) добавлены два
дополнительных
элемента:
усилитель
с
переменным
коэффициентом
усиления k и конденсатор обратной связи Сос.
Для простоты можно считать, что коэффициент усиления основного
усилителя равен единице, напряжение на входе первого усилителя
обозначается U. Тогда напряжение на выходе второго усилителя равно kU, а
разность потенциалов на обкладках конденсатора Сос равна:
(kU-U) = U(k-l).
Ток через Сос будет равен:
Сос
dU
 (k  1) .
dt
Условие коррекции состоит в том, что ток, текущий через паразитную
емкость Свх, должен быть равен току в цепи обратной связи:
Свх
dU
dU
 Сос
 (k  1)
dt
dt
Усиление дополнительного усилителя необходимо подобрать так,
чтобы выполнялось равенство:
Свх = Соc(k-2).
Как правило, величину k меняют в пределах от 1 до 5, а Сос имеет
постоянное значение 2-5 пФ. Произведение Сос(k-1), называемое иногда
отрицательной емкостью, варьирует в пределах от 8 до 20 пФ.
Влияние
отрицательной
емкости
на
форму
измеряемого
прямоугольного сигнала показано на рисунке 4.4.3б.
Время нарастания tн в режиме полной компенсации входной емкости
равно примерно:
1
tн  2(t 0  t н ) 2
где t0 и tн — времена нарастания, отражающие быстродействие усилителя и
свойства входной цепи в отсутствие компенсации.
Например, при введении положительной обратной связи в усилитель с
to = 1 мкс время нарастания сигнала во входной цепи должно снижаться от tн
= 200 мкс до tн = 30 мкс. При повышении быстродействия усилителя в 10 раз
(10-кратное уменьшение to) время нарастания сигнала во входной цепи
уменьшается примерно втрое.
Расширение полосы пропускания усилителя путем компенсации
емкости приводит к возрастанию уровня шумов, что особенно заметно при
измерении слабых сигналов.
4.4.5.9 Измерение мембранной проводимости
Для измерения электрического сопротивления клеточных мембран, а
также стимуляции возбудимых клеток, ионофоретической инъекции веществ
возникает необходимость пропускать ток через микроэлектрод. В этом
случае в клетку вводят два микроэлектрода (рисунок 4.4.5), один из которых
служит для пропускания тока, а второй - для измерения сдвигов мембранного
потенциала, вызываемых током известного значения.
Rн
5
1
E
2
U
4
3
6
-
7
+
I
1- генератор ; 2 - токовый микроэлектрод ; 3 - клетка; 4 - измерительный эл ектрод ; 5 предусилитель; 6 - эл ектрод сравнения; 7 - измеритель тока ; U - напряжение на мембране ; I трансмембранный ток
Рисунок 4.4.5 – Схема измерения мембранного сопротивления клетки
В цепь электрода сравнения включают регистратор тока. При
измерениях сопротивления, импульсы тока должны быть невелики, чтобы не
вызывать изменения свойств мембраны.
4.4.5.10 Стабилизация тока
Трудность получения тока постоянного значения вызвана тем, что
сопротивление микроэлектрода меняется в зависимости от силы и
направления тока. Наиболее простой способ стабилизации состоит в том, что
в цепь между токовым микроэлектродом и генератором импульсов включают
резистор Rн, намного превышающий сопротивление микроэлектрода и
объекта. В таком случае сила тока равна E/Rh, где Е - напряжение на
генераторе.
Однако
при
случайной
закупорке
микроэлектрода
его
сопротивление может превысить Rн, и ток в цепи окажется намного меньше
расчетного. Поэтому силу тока контролируют по падению напряжения на
известном
сопротивлении
или,
что
предпочтительнее,
с
помощью
преобразователя ток - напряжение.
Более совершенен способ стабилизации тока на основе активных схем с
операционными усилителями. Рисунок 4.4.7 иллюстрирует принцип работы
стабилизатора тока.
Iмэ
-
Uвх
+
R вх
E
R
Rмэ - сопротивление электрода; Iмэ - ток через микроэлектрод
Рисунок 4.4.7 – Принцип стабилизации тока через микроэлектрод
По закону Ома для участка цепи, содержащей ЭДС Е, можно записать:
Uвх  Uвых  IR  E
Для повторителя Uвх = Uвых, следовательно, IR   E , т.е. к сопротивлению
R приложено все напряжение управляющего источника. Весь ток, проходящий
через сопротивление R, пойдет через микроэлектрод и клетку, но не будет
затекать в высокоомный вход усилителя. Сила тока составит Е/R.
4.4.5.11 Измерения на переменном токе
Для тестирования пассивных электрических характеристик клеточных
мембран наряду с постоянным током используют переменный ток различных
частот. Оба подхода - анализ изменений потенциала в ответ на пропускание
ступени тока и построение частотных зависимостей импеданса клеток достаточно схожи, хотя измерения на переменном токе в широком диапазоне
частот несут большую информацию об эквивалентной электрической схеме
мембранной системы и механизмах ионного транспорта.
Rн
5
1
3
2
4
6
U
5
-
7
+
I
1,2 - токовые электроды; 3,4 - измерительные электроды; 5 - электрометрический усилитель; 6 дифференциальный усилитель; 7 - регистратор тока; Rн - резистор стабилизации тока в цепи
Рисунок 4.4.8 – Схема измерения электрических параметров клетки
четырёхэлектродным методом
Для измерений импеданса с помощью четырехэлектродной схемы (рисунок
4.4.8) через клетку пропускают переменный ток известного значения и
регистрируют падение напряжения на мембране, создаваемое этим током.
Импедансом мембраны Z называют ее комплексное сопротивление для
переменного тока частоты w:
Z  R( w)  iX ( w)
В простейшем случае частотная зависимость импеданса клетки
описывается эквивалентной схемой, включающей параллельно соединенные
элементы R и С, а также последовательно соединенное сопротивление Rп
внутренней и внешней среды (рисунок 4.4.9).
lg Zм , кОм
2
R п+R
Cм
Rм
1
Rп
Rï
0
1
2
lg f, Гц
3
Рисунок 4.4.9 – Эквивалентная схема и частотная зависимость модуля
импеданса клетки
Импеданс параллельного участка цепи Z определяется условием:
1 1
  iwC
Z R
С учетом Rп действительная часть импеданса всей цепи составит:
R
R( w)  Rn  (
)
1  w2  R2  C 2
В эксперименте измеряется модуль импеданса, численно равный сумме
векторов R(w) и X(w):
Zм  ( R2 ( w)  X 2 ( w))
1
2
На высоких частотах Zм=Rп, т.е. все напряжение падает на водном
растворе, окружающем клетку. На постоянном токе Zm=Rп+R.
Простейшая
эквивалентная
схема
клетки
часто
оказывается
недостаточной для объяснения электрических свойств клеток на переменном
токе. Это может быть обусловлено рядом причин: существованием двух
последовательно расположенных мембран - плазмалеммы и тонопласта,
неоднородностью свойств мембраны в пределах одной клетки, зависимостью
емкости клеточных мембран от частоты пропускаемого тока, В этом случае
следует применять более сложные эквивалентные схемы.
4.4.6 Особенности использования и эксплуатации микроэлектродов
При внеклеточном отведении активности нейронов требования к
стабильности расстояния между кончиком отводящего микроэлектрода и
нервной клеткой достаточно жесткие.
Стабилизацию препарата следует начинать с устранения вибраций пола
лаборатории и станка, где фиксируется биообъект. Поэтому для устройства
электрофизиологической
лаборатории
лучше
выбирать
помещение
с
железобетонными перекрытиями.
Более сложной задачей является подавление смещений мозга,
обусловленных такими физиологическими процессами, как сердечная
деятельность и дыхание.
Уже такие простые мероприятия, как обездвиживание биообъекта и
перевод его на управляемое аппаратное дыхание, существенно уменьшают
амплитуду смещений мозга, синхронных с дыханием. Весьма эффективно
применение вентиляции легких с высокой частотой под положительным
давлением.
Хорошие результаты в борьбе с пульсациями дает фиксация мозга в
области отведения прижимной плексигласовой лапкой. Регистрирующий
микроэлектрод проводят через отверстие в центре лапки. Особенно часто
такие лапки используют для стабилизации коры головного мозга. Следует,
однако, помнить, что кровоснабжение коры осуществляется из сосудов
мягкой мозговой оболочки, ток крови в которых при избыточном давлении
лапкой может быть легко нарушен. Естественно, что электрическая
активность нервных клеток, расположенных в зоне ишемии, быстро
прекращается.
Поскольку прямыми наблюдениями через прозрачное окно установлено, что в герметически закрытой полости черепа пульсация сосудов
мозга
практически
не
определяется,
предлагались
разные
способы
стабилизации мозга, использующие эту особенность внутричерепной
гемодинамики.
При исследовании коры головного мозга наиболее простой и
доступный метод герметизации заключается в том, что в черепе высверливается трепанационное отверстие, в которое после удаления твердой
мозговой оболочки плотно вставляется выточенная с учетом диаметра
трепана плексигласовая втулка. Внутрь ее заливается 4%-ный раствор агарагара на физиологическом растворе.
Более совершенные, но и более сложные методы герметизации полости
черепа связаны с применением специальных камер. Такие заполненные
жидкостью
камеры
посредством
переходных
втулок
крепятся
над
трепанационным отверстием к костям черепа. Фиксация камеры к втулке не
вызывает дополнительной болевой травмы, поэтому такие устройства
особенно
широко
используются
в
хронических
и
полухронических
экспериментах.
4.4.7
Перспективные
многоканальные
микроэлектродные
структуры для проведения активных микроисследований в
нейромедицине
В особых случаях, в частности при изучении влияния на активность
нервных клеток веществ медиаторной природы, их агонистов и антагонистов,
возникает необходимость в изготовлении многоканальных микроэлектродов.
Один из каналов такого микроэлектрода предназначен для отведения
электрических реакций исследуемой нервной клетки, а остальные - для
электрофоретического подведения к ней фармакологически активных
веществ. Сложность изготовления таких микроэлектродов состоит в том, что
один из стволов должен иметь достаточно тонкий кончик, который позволяет
стабильно отводить электрическую активность нейрона. Наряду с этим
кончики остальных стволов должны иметь отверстия несколько большего
диаметра и более низкое сопротивление, чтобы облегчить выведение через
них необходимого количества апплицируемых веществ.
Компромиссный подход к разрежению таких технических сложностей
заключается
в
следующем:
микроэлектродов,
подламывания
диаметр
или
заточки
вытягивают
блок
многоканальных
выходных
отверстий
которых
делают
оптимальным
для
путем
выведения
необходимого количества апплицируемых веществ, и к нему приклеивают
еще один одноканальный электрод, параметры кончика которого наиболее
полно удовлетворяют условиям отведения. Оптимальный размер кончика
семи ствольного электрода должен составлять примерно 74-1 мкм, а пяти
ствольного - 54-1 мкм.
5 ВТОРИЧНЫЕ ИЗМЕРИТЕЛЬНЫЕ ПРЕОБРАЗОВАТЕЛИ И
БИОТЕЛЕМЕТРИЧЕСКИЕ СХЕМЫ
5.1 УСИЛИТЕЛИ БИОСИГНАЛОВ (УБС)
5.1.1 Особенности биоэлектрических генераторов и их учет при
проектировании УБС
Источником
сигналов
для
УБС
являются
живые
организмы
(биологические объекты). Основными особенностями биоэлектрических
источников сигнала, которые необходимо учитывать при проектировании
УБС, являются:
-
нестабильность
и
обычно
высокое
значение
внутреннего
сопротивления биоэлектрических генераторов. В процессе длительного
исследования
внутреннее
сопротивление
эквивалентного
генератора
возбуждения может меняться в пределах 103-106 Ом, что определяет
необходимость высокого входного сопротивления УБС;
- на входах УБС не допускается наличие напряжения, которое через
подводящие провода и электроды оказывало бы воздействие на биообъект в
виде возбужденных макро- или микротоков;
- необходимость подавления паразитного синфазного сигнала, который
по величине может во много раз превысить полезный разностный
(дифференциальный)
сигнал.
Основными
причинами
возникновения
синфазных помех на входах УБС являются наводки промышленной частоты,
наводки от источников возбуждающего напряжения, применяемых при
измерении ряда физиологических параметров, физиологические помехи,
представляющие собой сигналы от соседних органов и тканей. Подавление
синфазных
сигналов
осуществляется
применением
на
входе
УБС
дифференциальных усилителей (каскадов).
Размах
биоэлектрических
сигналов, снимаемых
при
различных
электрофизиологических исследованиях, лежат в диапазоне от 5 мкВ до 120
мВ, диапазон частот этих сигналов - от 10-4 до 108 и более.
5.1.2
Методы
отвода
биосигналов
с
помощью
электродов.
Однополярное и биполярное отведения: сущность, условия и
примеры применения
Разнообразие методов регистрации биопотенциалов, морфологические
и функциональные различия исследуемых органов и тканей порождают
множество
систем отведения биопотенциалов, большинство которых
специфично для того или иного метода регистрации.
Съем
биопотенциалов
независимо
от
класса
исследований
производится, как правило, с помощью электродов, накладываемых на
поверхность предварительно обработанной кожи. Место наложения, число
электродов и способов их соединения обусловливают форму кривых. Выбор
способа отведения зависит от диагностической ценности определяемых
параметров.
Все используемые отведения можно разделить на биполярные, или
двухполюсные, когда оба электрода являются измерительными и разность
потенциалов регистрируется между двумя точками поверхности тела, и
многоэлектродные, когда в требуемых точках тела накладываются две
группы электродов, а электроды каждой группы соединяются через
резисторы (суммирующие цепи), образуя две ветви отведения. Общие точки
каждой ветви подключаются к входу усилителя. Число электродов в ветви
может доходить до 8-16 (например, для электроэнцефалографии).
При униполярных (монополярных) отведениях в каждую ветвь
включается только один электрод. В этом случае один электрод является
измерительным, а другой представляет собой нулевой, индифферентный.
Униполярное
отведение
позволяет
регистрировать
биоэлектрическую
активность в точке наложения электрода. Существует также смешанный тип
отведения.
Реализация указанных двух классов отведений для разных методов
исследования биопотенциалов различна. Рассмотрим системы отведения для
основных классов электрофизиологических исследований, наиболее широко
используемые при диагностике и непрерывном контроле.
5.1.2.1 Системы отведений для электрокардиографии
Наибольшее распространение при регистрации электрокардиограммы
получили 12 способов отведения, основанных на концепции треугольника
Эйнтховена.
Исследуя процесс регистрации биоэлектрической активности сердца,
Эйнтховен сделал ряд допущений. Он рассматривал человеческое тело по
отношению к электрическому полю в виде однородного проводника.
Генератор сердечной э.д.с. он заменил точечным диполем и поместил его в
центре равностороннего треугольника, вершины которого расположил на
правой и левой руках (у кистей) и левой ноге (у ступни). При таких
допущениях сердце и три указанные точки должны располагаться во
фронтальной плоскости, а работа генератора сердечной э.д.с. должна
отображаться в виде вектора, длина и направление которого могут
изменяться только в пределах этой плоскости. Если обозначить потенциалы в
вершинах треугольника через U1, U2 и U3, то легко убедиться, что для
треугольника Эйнтховена выполняется условие:
U1+U2+U3=0
Это условие используется в униполярных отведениях по Вильсону
V1..V6. Для таких отведений особенно важен выбор места наложения
индифферентного электрода. По концепции Эйнтховена, сумма разностей
потенциалов, измеренных между вершинами треугольника, равна нулю.
Следовательно, появляется возможность создать "нулевой" электрод. Для
этого три конечности (вершины треугольника) подключаются через
одинаковые резисторы (суммирующая цепь) к общей точке, которая и
принимается за нулевой электрод. Измерительный электрод при этом можно
помещать в любой точке тела, подводить к любой конечности или точке
грудной клетки.
Имеются и другие системы отведения ЭКГ сигнала. Например, три
двухполюсных отведения от конечностей - классическое отведение, грудные
отведения и др.
5.1.2.2 Системы отведений для электроэнцефалографии
Существует
несколько
систем
отведений
для
регистрации
электроэнцефалограммы (ЭЭГ). Для оценки общего функционального
состояния мозга обычно используют одноканальные системы. Для выявления
локализованного
патологического
очага
применяют
многоканальную
регистрацию ЭЭГ.
Обычно число каналов регистрации равно 8 или 16. Схема
расположения
электродов
должна
обеспечивать
их
равномерное
распределение по разделам - лобные, затылочные, центральные, теменные и
т. д.; электроды должны располагаться в строго симметричных точках обеих
полушарий.
Как и в других электрофизиологических методах, при регистрации ЭЭГ
различают монополярные, биполярные отведения и их модификации. При
монополярном отведении один из двух электродов (индифферентный)
каждого канала должен располагаться на электрически нейтральной точке
головы. В качестве такой точки чаще всего выбирают точку уха или
переносицу (причем для отведения с левого полушария используется точка
левого уха, и наоборот). Другой электрод (дифферентный) устанавливают
над исследуемым активным участком мозга.
Однако
расположение
индифферентного
электрода
не
всегда
удовлетворяет исследователя, так как точка установки этого электрода не
является электрически идеально нейтральной. В этих случаях по аналогии с
электрокардиографией создают искусственную систему "нейтральной" точки
(нулевой электрод), используя схему суммирования. Главным недостатком
такого "индифферентного" электрода можно считать взаимное влияние
регистрируемых сигналов через суммирующую цепь. Поэтому для данной
системы отведения необходимы контрольные отведения иного типа,
установленные одновременно.
При биполярном отведении все каналы независимы, и разность
потенциалов регистрируется между двумя электродами, расположенными
над активными участками мозга. При этом зарегистрированная активность
действительно наблюдается вблизи электродов или на участке между ними.
Вместе с тем при биполярном отведении трудно оценить вклад в суммарную
разность
потенциалов
каждого
участка,
над
которым
расположены
электроды. Для установления данного вклада применяют отведение
цепочкой; в этом случае для двух соседних каналов съема один электрод
является общим. Такая комбинация биполярного отведения с элементами
монополярного позволяет довольно точно локализировать очаг возбуждения.
Частным случаем отведения цепочкой является триангуляция - тип
отведения, при котором используются три электрода, расположенные вокруг
очага возбуждения треугольником.
5.1.2.3 Регистрация эдектромиограммы, электроокулограммы и кожногальванической реакции
При регистрации электромиограммы (ЭМГ), электроокулограммы
(ЭОГ) и кожно-гальванической реакции (КГР), как правило, используется
одна пара электродов, устанавливаемая в определенной точке тела. Для
отведения глобальных ЭМГ применяются поверхностные электроды,
которые накладывают вдоль исследуемой мышцы на те места, где амплитуда
биопотенциалов максимальна. При регистрации локальных ЭМГ используют
игольчатые электроды. По способу съема также различают монополярные и
биполярные отведения.
Кожно-гальваническая реакция регистрируется с помощью электродов,
которые накладываются обычно на поверхность ладони или стопы. При
использовании ЭОГ электроды накладывают около главной впадины по
поперечной или продольной оси глаза.
5.1.3 Взаимодействие входных цепей УБС с биообъектом
Живой объект как источник сигнала для УБС можно рассматривать в
виде
эквивалентного
генератора
напряжения
Uс
с
последовательно
включенным сопротивлением Ri, состоящим из внутреннего сопротивления
самого генератора и участком кожи, к которому приложен электрод (рисунок
5.1.3а).
C’k
R’i
R’k
C’э
R’эл
R’эл
E’
R’с
z’
Uc
~
R”i
~
U’
z’
z1,2
R”k
C”k
R”эл
R”э
E”
z1,2
z”
~
U”
z”
R”c
C”э
а)
б)
Рисунок 5.1.3 – Эквивалентная схема входной цепи УБС: а- полная; бупрощенная
На рисунке 3а Rk и Ск - сопротивление и емкость кожи между
электродом и прилегающими внутренними тканями; Rэ и Сэ - сопротивление
и емкость электродов; Rэл - сопротивление электролита; Z1,2 Z', Z" сопротивления входной цепи ЛУ.
Для практических расчетов целесообразно использовать упрощенную
схему (рисунок 5.1.3б).
Сопротивление Rс эквивалентных генераторов возбуждения под
действием ряда факторов (изменение кровенаполнения, сопротивления
"кожа-электрод" и других) может существенно меняться в процессе
исследования и может находиться в диапазоне 103-106 Ом. Разность
сопротивлений ∆Rс=R'c- R"c может достигать десятков и сотен килоОмов, что
обуславливает довольно жесткие требования к входной цепи усилителя с
точки зрения обеспечения высокого входного сопротивления. Например,
можно показать, что, если ∆Rc= 50 кОм и допустимая погрешность от этого
изменения в сигнале на входе равна 0,01 %, то входное сопротивление
усилителя должно быть не менее Zвх.y = 500 МОм.
Необходимость в таком большом входном сопротивлении обусловлена
необходимостью подавления помех, вызываемых изменением внутреннего
эквивалентного источника биосигнала в процессе измерений. Т.к. внутреннее
сопротивление
биогенератора
может
изменяться
только
достаточно
медленно, то высокое входное сопротивление усилителя должно быть
обеспечено в области инфранизких частот (порядка единиц герц и менее).
5.1.4 Искажения биосигналов при их съеме. Помехи, действующие
на входе УБС
В зависимости от характера проявления все помехи, возникающие во
входных цепях УБС, делятся на разностные (дифференциальные) и
синфазные. Разностная помеха представляет собой разность потенциалов
между входными проводниками УБС, вызванную действием этой помехи, и
не может быть отделена от полезного сигнала, если их частотные спектры
перекрываются.
Синфазная
помеха
потенциалы на обоих входах УБС.
представляет
собой
одинаковые
В зависимости от характера возникновения помехи во входных цепях
могут быть обусловлены различными причинами:
Наведенные помехи. Биоэлектрические сигналы
(биопотенцилы)
обычно имеют весьма малый уровень (порядка мкВ или мВ). Причем
электроды соединяются с помощью относительно длинных проводов с
источником сигнала, имеющим высокое внутреннее сопротивление и
занимающим в пространстве значительный объем. По причинам различного
происхождения (в основном за счет полей рассеяния) в линию связи
индуцируется электрический сигнал, который может в десятки и сотни раз
превышать отводимый биопотенциал. По своей структуре по отношению к
симметричному входу УБС этот наведенный сигнал является обычно
синфазным в отличие от полезного (нормального) сигнала, который является
противофазным. Основный местом наведения синфазной помехи служит
вход УБП.
Существует несколько основных причин возникновения синфазного
сигнала в УБП:
1) Наводки от сети промышленной частоты. Эти наводки могут
возникнуть в цепях УБП при работе вблизи токоведущих проводов. При этом
в сигнальных и общей шинах индуцируется ЭДС, величина которой
определяется выражением
2l d
E1  0,2 10 8 jwIl (ln   1)
d l
где l - длина параллельных проводов, [см]; d- расстояние между проводами,
[см]; w - угловая частота переменного тока; I - ток, [А].
Например, ток в 100 А на частоте 50 Гц в параллельных проводах
длиной 30 м, расположенных на расстоянии 30 см, создает напряжение
синфазной помехи около 1 В. Кроме того, наводка промышленной частоты
может индуцироваться в цепях УБС за счет различных разомкнутых
электрических цепей, плоскость которых перпендикулярна токонесущим
проводникам. При этом наведенная ЭДС определяется формулой:
E 2  0,2 10 6 jI
wS
l
где S - площадь, охваченная разомкнутой электрической цепью, [м2]; l расстояние от рамки до проводника.
Кроме помехи промышленной частоты на вход УБС могут наводиться
сигналы других частот, в частности, радиосигнал, который в результате
детектирования на нелинейных элементах усилителя может создавать
помеху, лежащую в спектре частот усиливаемого сигнала.
Схема возникновения помех во входных цепях УБС из-за наводок
сетевой частоты схематично показана на рисунке 4.
Сеть
U~
Cп 1
U п1
1
2
z0
U п2
Cп 2
Рисунок 5.1.4 – Схема возникновения помех из-за наводок на биообъект
Помехи наводятся через паразитные емкости Cп1 и Сп2. Если
сопротивление между точками 2 и 3 равно Z0, то напряжение помехи в точке
2 будет равно:
Un2= Uп1.
В противном случае будет возникать разностная помеха на входах
УБС.
Для ослабления напряжения помех при необходимости используется
нейтральный электрод, с помощью которого пациента соединяют с
заземляющим проводом. При этом вследствие малого сопротивления Z0 и
шунтирования емкости Сп2 заземляющим проводом напряжение помехи
сильно ослабляется.
Напряжение помех Un может наводиться не только на биообъект, но и
на линию, связывающую биообъект со входом УБС (рисунок 5).
Сеть
U~
z1
Cп1
1
Rc’
zвх’
Cп2
z2
Rc”
zвх”
2
Рисунок 5.1.5 - Схема возникновения помех на линии, соединяющей
биообект со входом УБС
Если между сигнальными проводами 1 и 2 и сетью имеется емкость Cп1
и Cп2 с сопротивлениями Z1 и Z2 соответственно, то напряжения помех будут
равны:
Uï1 
z 2
U ~
z1  z 2
Uï 2 
z 2
U ~
z1  z 2
где Z'2=R'c||Z'bх, Z''2=R''c||Z''bх.
При большом входном сопротивлении УБС сопротивления Z'2 и Z"2
определяются в основном сопротивлениями входных концов линии R'c и R"c .
Для уменьшения наводок на провода линии эти сопротивления необходимо
уменьшать,
например,
применением
электродных
усилителей,
располагаемых в непосредственной близости от электродов в единой с ними
конструкции.
Магнитные разностные наводки уменьшаются путем сближения
проводов 1 и 2 за счет уменьшения площади замкнутого контура,
пронизываемого переменным магнитным полем источника помехи,
2) Наводки от источников возбуждающего напряжения. При изменении
ряда физиологических параметров (дыхания, давления, температуры и др.)
используются различного типа датчики с дополнительными источниками
возбуждения, которые также могут явиться причиной возникновения помех.
Примером этого может служить мостовая измерительная схема, в которой на
зажимах, подключаемых к измерительному прибору, относительно нулевого
провода источника питания (генератора) возникает напряжение, равное
половине напряжения источника.
3) Гальваническая ЭДС и поляризация электродов. На границе
электрод-поверхность отведения возникает гальваническо-поляризационная
ЭДС. Эта ЭДС может появляться как на сигнальных, так и "земляном"
электродах, приводя к возникновению мешающего сигнала.
4) Физиологические помехи. Этот вид помех, как уже отмечалось,
обусловлен многосвязностью организма, в результате чего в точках
отведения кроме полезного сигнала всегда присутствуют помехи от соседних
органов и тканей.
Следует отметить, что большинство рассмотренных помех (включая
такие физиологические помехи, как кожные потенциалы) относятся к
синфазным сигналам, т. е. сигналам, являющимся по отношению к
симметричной линии связи (в данном случае по отношению ко входу УБС)
идентичными как по амплитуде, так и по фазе. В отличие от такой помехи
полезный сигнал является дифференциальным.
Кроме рассмотренных существуют и другие причины возникновения
синфазной помехи на входе УБС, в частности, падение напряжения в
заземляющих проводах, однако их удельный вес в общем механизме
возникновения однотипных сигналов сравнительно невелик.
5.1.5 Методы борьбы с помехами во входных цепях
Наиболее радикальный, но редко доступный метод борьбы с
синфазными помехами - устранение причин их возникновения или
уменьшение их влияния до допустимых пределов, например, путем
выключения или удаления источника наводки.
Способы уменьшения напряжения синфазного сигнала схемноконструктивными методами:
1) Экранирование позволяет избавиться от большинства наведенных
помех, однако остаются еще источники возбуждающего потенциала и другие
причины внутреннего происхождения. Кроме того, следует учитывать, что во
многих
исследованиях
экранирование
измерительного
устройства
в
принципе недопустимо. Поэтому возникает проблема борьбы с синфазными
помехами
2) Скручивание подводящих проводников позволяет уменьшить
наведенную ЭДС от внешних электромагнитных полей. Кроме того,
скручивание дает возможность лучше сбалансировать емкость на "землю"
этих проводников. Для уменьшения этого уровня наводок оба подводящих к
УБП проводника целесообразно размещать в одном экране.
3) Балансировка и фильтрация являются достаточно эффективными,
если синфазная помеха занимает частотный диапазон, отличный от спектра
передаваемой информации. Примером подобных мер может служить
использование
блокировочного
конденсатора
для
уменьшения
высокочастотной наводки на вход УВС.
4) Использование специальных электродов, паст, методов крепления и
точек
отведения,
уменьшающих
напряжение
гальваническо-
поляризационной ЭДС и кожных потенциалов.
Рассмотрим, например, меры, способствующие уменьшению влияния
поляризационно-гальванической ЭДС.
R1
E1
E2
E0
R0
Rвх1
R2
Rвх2
УБС
Рисунок 5.1.6 - Эквивалентная схема УБС с источниками поляризационногальванической ЭДС
На рисунке 5.1.6 изображена эквивалентная схема УБС с источниками
поляризационно-гальванической ЭДС Е1, Е2, Е0, где R1 , R2 , R3 - внутренние
сопротивления источников ЭДС сигнальных и нулевого электродов. Из
эквивалентной схемы нетрудно получить уравнения для напряжений помехи
на входе УБС от действия этих ЭДС:
U1 
( Eo  E1 )( R0  R2  Râõ2 )  ( E0  E2 ) Ro
 Râõ1
( Râõ1  R1 )( Ro  R2  Râõ2 )  R0 ( R2  Râõ2 )
U2 
( Eo  E2 )( R0  R1  Râõ1 )  ( E0  E1 ) Ro
 Râõ2
( Râõ2  R2 )( Ro  R1  Râõ1 )  R0 ( R1  Râõ1 )
Из этой формулы следует, что дифференциальный сигнал U1 - U2 на
входе УБС будет определяться как характеристикой УБС, так и трудно
контролируемыми параметрами источников поляризационно-гальванических
ЭДС. Единственный путь уменьшения влияния этих ЭДС - повышение
входного сопротивления усилителя и его симметрирование. При этом
разность потенциалов на выходе УБП будет полностью определяться
разностью потенциалов источников Е1 и Е2:
U=U1-U2≈E1-E2
Применением
специальных
неполяризующихся
электродов,
идентичных по конструкции и месторасположению, эту разность можно
создать достаточно малой. В противном случае можно применить какой-либо
метод компенсации.
Использование схем без источников возбуждения или с источниками,
создающими однотипную помеху с частотным спектром, существенно
отличающимся
от
спектра
измеряемой
информации;
использование
дифференциальных усилителей с высоким коэффициентом ослабления
синфазного сигнала.
5.1.6 Характеристики УБС по отношению к полезному сигналу и
по отношению к помехам
УБС обычно используются для усиления сигналов низкого уровня в
условиях
действия
значительных
синфазных
помех,
во
много
раз
превышающих уровень полезного биопотенциала. Основным источником
помех
при
съёме
сигналов
биоэлектрической
активности
являются
магнитные и электрические наводки на биообъект и сигнальные кабели,
соединяющие электроды с усилителем, а также физиологические помехи.
Синфазная помеха – это напряжение, наводимое одновременно на две или
более линии, передающие сигнал.
Для
подавления
биоэлектрических
синфазных
сигналов
широко
помех
при
используют
усилении
малых
дифференциальные
усилители. Функциональная схема дифференциального усилителя в условиях
действия на вход дифференциального и синфазного сигналов показана на
рисунке 5.1.6.
- A1
Uвх1
Uвых
S
Uдиф
Uсф
Uвх2
+ A2
Рисунок 5.1.6 – Функциональная схема дифференциального усилителя
Реакцию УБС на воздействие дифференциального и синфазного
сигналов характеризуют следующие основные параметры:
1. Коэффициент усиления дифференциального (разностного) сигнала
К диф  U вых / U диф  U вых /( U вх2  U вх1 )
В
соответствии
с
функциональной
схемой
дифференциального
усилителя:
Кдиф = (|А2|+|A1|)/2,
где A2 и A1 – коэффициенты усиления сигнала по неинвертирующему и
инвертирующему входам соответственно.
2. Коэффициент усиления синфазного сигнала
К сф  Uсвых / Uсф  2Uвых /( Uвх2  Uвх1 )
Из функциональной схемы ДУ следует видно, что |A2|-|A1|. (Следует
отличать, что здесь Uвых – та часть выходного напряжения, которая вызвана
действием синфазной помехи).
3. Коэффициент ослабления синфазного сигнала (КОСС)
Mсф  К диф / К сф  (1/ 2)( A 2  A1 ) /( A 2  A1 )
Выходной сигнал при одновременном воздействии дифференциального
и синфазного сигналов определяется выражением:
U вых  К диф U диф  К сф U сф  К диф U диф [1  (1 / M сф )( U сф / U диф )]
3.
Коэффициент
преобразования
синфазной
помехи
в
дифференциальный сигнал
  U свых /( К диф U сф )  К сф / К диф  1/ Мсф
Здесь U свых – выходное напряжение, обусловленное действием Uсф на входах
усилителя.
5.1.7 Синфазные помехи
Если бы источник биопотенциалов, линия связи и УВС были строго
симметричны, то проблема борьбы с синфазной помехой не существовала.
Однако по ряду причин такую симметрию либо невозможно получить» либо
в процессе эксперимента она нарушается. В результате синфазная помеха
преобразуется в дифференциальный сигнал, который уже невозможно
отличить от полезного сигнала.
Основными местами преобразования синфазной помехи в нормальный
дифференциальный сигнал при регистрации биоэлектрической активности
являются источник биосигналов, отводящие провода и непосредственно
УБС.
Источник биопотенциалов с точки зрения возникновения синфазной
помехи можно представить в форме, изображенной на рисунке 5.1.7, где С1,
С2 - емкости источника биопотенциалов относительно "земли"; Zвн1, Zвн2 комплексные сопротивления источника (включая сопротивления участка "электрод-кожа".
zвн1
U1
C1
Uсф
C2
zвн2
ИБС
U2
Рисунок 5.1.7 – Эквивалентная схема источников биопотенциалов
Источник полезного биосигнала на схеме не показан. Из данной
эквивалентной схемы нетрудно получить для коэффициента α:
α=j(Zвн1Хс2-Zвн2Хс1)/[(Zвн1-с1)(Zвн2jХс2)
Если внутреннее сопротивление источника биопотенциалов достаточно
мало, то выражение примет вид
α=j(Zвн/Хс1-Zвн2/Хс2)
Из выражений следует, что разбаланс внутреннего сопротивления
источника, сопротивления участка, "электрод-поверхность отведения",
емкости
биообъекта
относительно
"земли"
будут
приводить
к
преобразованию синфазных помех в эквивалентный нормальный сигнал.
Особенно существенный вклад в этот процесс будет вносить изменение
емкости исследуемого объекта при его движении. Если положить, что
внутреннее сопротивление источника носит чисто активный характер,
причем R1=R2=R, то коэффициент α будет полностью определяться
разбалансом емкостной составляющей:
α =jωR(C2-C1)
Отводящие от электродов к УБС проводники можно представить в виде
RC фильтра, изображенного на рисунке 5.1.8, где роль R играют
сопротивления проводников, а С - емкости этих проводников относительно
"земли" или экранирующей оплетки.
R11
R21
Rn1
УБП
Uсф
C 11
C21
C21
R22
C22
R12
Cn1
ИБП
Cn2
Rn2
Рисунок 5.1.8 Эквивалентная схема подводящих проводников
Представив сопротивления и емкости в сосредоточенной форме,
получаем эквивалентную схему, рассмотренную ранее (рисунок 5.1.7).
Очевидно, что преобразование синфазной помехи в нормальный сигнал
может происходить в подводящих проводах из-за активного и емкостного
разбаланса. Вследствие того, что обычно R1=R2, то наиболее существенное
влияние здесь играет емкостный разбаланс.
5.1.8 Схемотехнические принципы построения и расчет УБС на
базе операционных усилителей и интегральных измерительных
усилителей. Коэффициент ослабления синфазного сигнала
Простейший дифференциальный усилитель на одном ОУ показан на
рисунке 5.1.8а.
При R3 /R4 = R 1 /R 2
R
U вых  ( U 2  U 1 ) 2
R1
При R4 = R 1; R5 = R2; R6 = R3;
R  R3 2 R2 R3
U вых  ( U 2 U1 )( 2
)

R1
R1 R7
R1
R2
R1
U1
U1
R3
-
а)
+
Uвых
R4
R3
R7
R4
+
U2
R2
U2
R5
R6
Uвых
б)
Рисунок 5.1.8 - Дифференциальные усилители на одном ОУ
Выходное напряжение представляет собой сумму двух составляющих,
одна из которых обусловлена сигналом U1, а другая сигналам U2:
U вых  U 2 [R 4 /( R 3  R 4 )](1  R 2 / R1 )  U1R 2 / R 1
Если принять:
R 3 / R 4  R1 / R 2
то выходное напряжение будет изменяться пропорционально разности
входных сигналов:
Uвых  (U 2  U1 )R 2 / R1
При применении реального ОУ дифференциальный усилитель каждое
из входных напряжений будет усиливать с погрешностями, свойственными
соответственно для инвертирующего и неинвертируютего усилителей на ОУ.
Поскольку в неинвертирующем усилителе входное напряжение подается на
неинвертирующий вход, а на инвестирующем входе за счёт действия
отрицательной ОС напряжение стремиться к тому же значению, что
эквивалентно действию синфазного сигнала с уровнем, равным входному
напряжению,
т.е.
возникает
погрешность,
вызываемая
конечным
коэффициентом ослабления синфазного сигнала Мсф. С учётом этой
погрешности:
U вых  U 2 [R 4 /( R 3  R 4 )](1  R 2 / R 1 )(1  1 / М сф )  U1R 2 / R 1
Таким образом, для того, чтобы усилитель реагировал только на
разность входных сигналов, необходимо отношение сопротивлений R3/R4
устанавливать, исходя из равенства:
R 3 / R 4  (R 1 / R 2 )(1  1 / М сф )  1 / М сф
Недостатками данного дифференциального усилителя являются
относительно
низкие
входные
сопротивления
и
трудности
регулировки коэффициента усиления. Входные сопротивления усилителя
по схеме рисунка 5.1.8 для сигналов U1 и U2 равны соответственно
R вх3  R 3 ; R вх2  R 3  R 4
Для того, чтобы иметь Rвх1=Rвх2, необходимо принять:
R 3  R 12 /( R 1  R 2 ) ;
R 4  R1R 2 /( R1  R 2 )
Низкие входные сопротивления простейшего дифференциального
усилителя приводят к тому, что его коэффициенты усиления для сигналов U1
и U2 будут зависеть от внутренних сопротивлений источников этих сигналов.
Регулировка коэффициента усиления в рассматриваемом усилителе
возможна только путём одновременного изменения двух резисторов
(например, R2 и R4).
Производить
регулировку
усиления,
не
нарушая
"дифференциальности" усилителя, позволяет несколько усложнённая схема
дифференциального усилителя (рисунок 5.1.8б).
Для того, чтобы коэффициенты усиления напряжений U1 и U2 были
одинаковыми по модулю, необходимо принять:
R 4  R1 ; R 5  R 2 ; R 6  R 3
Тогда выходное напряжение:
U вых  ( U 2  U1 )[( R 2  R 3 ) / R 1  2R 2 R 3 /( R 1R 7 )]
Регулировку коэффициента усиления можно производить, изменяя
сопротивление R7.
Сложные
дифференциальные
усилители.
Чтобы
построить
дифференциальные усилители, имеющие высокие входные сопротивления
для обоих источников сигнала, необходимо применить два или три ОУ.
Схема ДУ на двух ОУ показана на рисунке 5.1.9.
При R2 /R1 = R 3 /R 4
U вых  ( U 2  U1 )( 1 
R4 R1  R4

)
R3
R7
R7
R2
R4
R1
R3
-
-
R5
R6
+
U1
+
ОУ1
U2
ОУ2
Uвых
Рисунок 5.1.9 – Дифференциальный усилитель на двух ОУ
Если нужно, чтобы выходное напряжение было пропорционально
разности входных напряжений (U2-U1), то необходимо выполнение равенства
R2/R1 = R3/R4. При этом коэффициент усиления, равный
U вых  (U 2 - U1 )  [1  R 4 /R 3  (R 1  R 4 )/R 7 ]
можно регулировать, изменяя сопротивление R7.
На рисунке 5.1.10 показана схема дифференциального усилителя на
трёх ОУ.
КОСС  10 5 ;
При R7 /R6 = R 5 /R 4
U вых
R  R3 R5
 ( U 2  U 1 )( 1  2
)
R1
R4
К диф  10 3 ;
К синф  10 2 .
R8
+
U1
-
R2
R4
R3
R6
R1
R5
+
-
R9
Uвых
R7
+
U2
Рисунок 5.1.10 – Дифференциальный усилитель на трёх ОУ
При R7/R6 = R5/R4 выходное напряжение:
U вых  (U 2 - U1 )  [1  (R 2  R 3 )/R 1 ](R 5 /R 4 )
Для регулировки коэффициента усиления в данном случае можно
использовать резисторы R1, R2 и R3.
В схеме на трёх ОУ коэффициент усиления синфазного сигнала
каждого входного ОУ равен 1 (при идеальных ОУ), в то время как
коэффициент усиления дифференциального сигнала для первого каскада
К1диф  1  (R 2  R 3 )/R 1
Выходной разностный каскад при R5/R4 = R7/R6 имеет К2диф = R5/R4, а
его Ксф зависит от точности подбора отношений сопротивлений резисторов
R4 и R5, а также собственного КОСС ОУ. Поэтому при одинаковых ОУ
благодаря распределению Кдиф между входным и разностным выходным
каскадами схема на трёх ОУ обеспечивает по сравнению со схемами на
одном (или двух) ОУ больший КОСС. Обычно основное усиление
осуществляется входным каскадом, а усиление выходного устанавливается
небольшим (часто равным 1).
Коэффициенты ослабления синфазного сигнала, которые можно
получить в рассмотренных схемах дифференциальных усилителей, в
основном зависят от собственных КОСС используемых ОУ, а также от Кдиф и
Ксф схемы. На Ксф влияет главным образом погрешность изготовления
употребляемых в схемах резисторов, определяющих усиление усилителя. В
таблице приведены средние величины Ксф, получаемые при использовании
резисторов с различным допуском. Следует заметить, что максимально
возможные значения Ксф в два раза больше средних.
Таблица 5.1.8 - Влияние допусков резисторов на коэффициент
усиления синфазного сигнала
Допуск резисторов, %
5
Средняя величина, Ксф 0,1
2
1
0,5
0,1
0,04
0,02
0,01
0,002
Для случая идеального ОУ КОСС схемы зависит только от разбаланса
расчётного
соотношения
несимметричности
сопротивлений
внутреннего
сопротивления
резисторов
источника
схемы,
сигнала
и
определяется основным выражением:
Мре = Кдиф/Ксф.
В случае реального ОУ с собственным (внутренним) КОСО Мвн КОСС
каскада определяется выражением:
Mре = Мид∙Мвн/(Мид + Мвн)
Для многокаскадных усилителей КОСС равен произведению КОСС
отдельных каскадов.
Для расчёта требуемого (допустимого) значения КОСС усилителя
можно использовать выражение:
 сф.вых 
U сф.вх  К сф
U диф.вх  К диф

1 U сф.вх

  сф.вых .доп ,
М U диф.вх
М доп  (1 /  cф.вых .доп )( U сф.вх / U диф.вх )
где  cф.вых .доп – допустимая относительная погрешность от синфазной помехи
на выходе схемы.
После расчёта Мдоп, учитывая выше приведённые соображения,
вы6ирают схему усилителя, тип ОУ, номинальные значения и допуски
резисторов схемы.
5.1.9 Источники ошибок в УБС и их устранение (компенсация).
Усилители биосигналов с гальваническим разделением входа и
выхода
Типовой ОУ можно структурно представить в виде последовательно
включённых двух или трёх каскадов усиления, каждый из которых вносит
при усилении сигнала свои погрешности,
При построении УБС наибольшую роль играют погрешности,
вносимые
входным
каскадом,
в
качестве
которого
используется
дифференциальный каскад на биполярных или полевых транзисторах.
Напряжение сдвига. Напряжение база-эмиттер Uбэ транзисторов одного
типа без отбора в пары при одинаковых напряжениях на коллекторах и
одинаковых токах эмиттеров обычно отличается не более чем на 20 мВ. На
практике удаётся подбором транзисторов в пары и выбором режимов разницу
между Uбэ транзисторов, называемую напряжением сдвига Uсдв, снизить до 1
мВ и менее.
При увеличении температуры прямое Uбэ кремниевого транзистора
уменьшается, при этом температурный коэффициент равен -2,2 мВ/oС.
Результирующий температурный дрейф дифференциального каскада dUсдв/dT
составляет около 3,3 мкВ/oС.
Усилители с полевыми транзисторами на входе имеют в несколько раз
большее напряжение сдвига.
Компенсация напряжения сдвига в современных ОУ осуществляется
обычно построечным резистором, подключаемым к специальным выводам,
либо подачей напряжения на неинвертирующий вход с подстраиваемого
делителя напряжения (рисунок 5.1.9 а, б).
Rос
Rвх
+E
-
-
R вх2
100
+
50к
-E
Rос1
R вх1
+
100
Rос2
а)
Rос
+E
Rвх
-
При Rвых  0
R R
Rк  вх ос
Rвх  Rос
в)
-
100
iá1
+
50к
+
-E
100
Rкн
iá2
Rк
б)
Рисунок 5.1.9 – Способы настройки нуля для схем инвертора (а), для
разностного усилителя (б) и компенсации тока смещения
Ток сдвига. Рабочая точка входного дифференциального каскада на
биполярных транзисторах устанавливается в линейной области за счёт
входных токов смещения. Эти токи создают падения напряжения на входных
резисторах, которые затем усиливаются усилителем и вызывают появление
на выходе напряжения ошибки. Падение напряжения на входном резисторе
можно компенсировать падением напряжения на резисторе Rk (рисунок
5.1.9в), подключённом ко второму (неинвертирующему) входу, при этом
компенсация происходит за счёт подавления дифференциальным усилителем
синфазной помехи. Однако даже при подобранных сопротивлениях на
выходе остаётся напряжение ошибки, что обусловлено разными значениями
коэффициента усиления входных транзисторов. Типичные значения тока
сдвига Iсдв = 50 нА, температурного коэффициента тока сдвига dIсдв/dT = -0,25
нА/oC.
Входной ток смещения дифференциальных каскадов на полевых
транзисторах составляет единицы пикоампер и удваивается при увеличении
температуры на каждые 10оС.
Входным каскадом определяются также в основном собственные шумы
СУ и коэффициент ослабления синфазного сигнала.
Погрешности, вносимые выходным каскадом, зависят от характера
нагрузки, а также от максимальной скорости изменения выходного
напряжения усилителя. Низкоомная нагрузка уменьшает усиление усилителя
при разомкнутой петле ОС, что в свою очередь приводит к сужению полосы
пропускания усилителя (рисунок 5.1.10).
Коэффициент
усиления без
ОС
Cос
Уменьшение
усиления
Rос
Уменьшение
полосы
пропускания
Rвых
+
Rн
fн
0
f
Рисунок 5.1.10 – Влияние выходной нагрузки на характеристики усилителя
При емкостной нагрузке на АЧХ образуется дополнительный излом,
частота которого определяется следующей формулой:
f н  1/( 2pСн (R ОС || R вых || R н ))
При достаточно большой емкостной нагрузке, кроме того, могут
происходить резкие подъёмы коэффициента усиления на некоторых
частотах, а также увеличивается возможность возбуждения. Однако эти
эффекты можно компенсировать путем подключения параллельно цепи
обратной связи конденсатора небольшой ёмкости, величина которого
определяется выражением:
С ОС  1/( 2pf н R ОС )
Одним из параметров операционных усилителей является скорость
нарастания выходного напряжения, определяемая как скорость, с которой
нарастает выходное напряжение при поступлении на вход усилителя
скачкообразного
препятствует
сигнала.
неискажённой
Недостаточная
передаче
величина
сигнала.
этой
Скорость
скорости
нарастания
определяется из соотношения:
Jm  U вых .дв pf сигн  I вых .макс / Сн
Причём первая часть этого соотношения определяет требуемую
скорость нарастания при данном выходном сигнале с двойной амплитудой
Uвых.дв и частотой fc, а по второй определяют либо максимально допустимую
ёмкость Сн нагрузки при известном максимальном выходном токе Iвых.макс ОУ,
либо требуемый выходной ток усилителя при известной ёмкости нагрузки.
При построении УБС на ОУ погрешности выходных каскадов ОУ
обычно не порождают особых трудностей, т.к. биосигналы являются низко- и
ннфранизкочастотными.
Механизм действия синфазной помехи иллюстрируется на рисунке
5.1.11а. Источник входного сигнала (ИВС) и усилитель У через комплексные
сопротивления
Zсв1 и
Zсв2 имеют
электрическую
связь
с
землёй.
Сопротивления Zсв1 и Zсв2 могут быть обусловлены емкостными связями,
всегда существующими между ИВС или У, с одной стороны, и землёй – с
другой
стороны,
или
могут
представлять
собой
непосредственно
сопротивления заземляющих проводников, если по условиям эксперимента
или по соображениям техники безопасности ИВС, или У, или они оба
должны быть заземлены (в последнем случае соответственно Zсв1 =0, или
Zсв2=0, или Zсв1 = Zсв2 = 0). Из-за блуждающих токов, вызываемых, например,
заземлением силовых установок, потенциалы различных точек различны. Это
даёт возможность в эквивалентную схему рисунка 5.1.11, а включить между
двумя заземленными точками источник синфазной помехи Uп с его
внутренним сопротивлением Zп. При удалении двух точек заземления на
расстояние 0,5 км разность потенциалов Uп между ними может составлять
10-15 В при внутреннем сопротивлении Zп, равном нескольким долям Ома или
единицам Омов.
r1
Сн
Сн
r1
ИВС
r2
2
zсв1
r2
Rвх
Rвх Uвх.ï
Uвых
zсв1
zп
1
zсв2
zсв2
zп
б)
a)
r1
r2
2
zсв1
Rвх1
Uвых
Rвх2
1
zп
zсв2
г)
в)
Рисунок 5.1.11 – Действие синфазной помехи на входе УБС
За счёт токов, текущих во входных цепях усилителя и обусловленных
источником Uп, синфазная помеха приводит к появлению нормальной
помехи. Электрическая схема на рисунке 5.1.11 а, позволяет найти
составляющую входного сигнала усилителя Увк.п., обусловленную помехой
Uп. На схеме рисунка 5.1.11б r1 и r2 – это сопротивления проводов,
соединяющих источник сигнала и усилитель; на этом рисунке принято также,
что напряжение Uвх, и внутреннее сопротивление источника сигнала равны
нулю. Согласно этой схеме, предполагая, что r1, r2<<Rвх, получаем:
U вх .п  U п r2 (r2  z св )  U п r2 / z св.об
где zсв.об = zсв1 + zсв2 + zп.
При экранировании входных проводов усилителя не следует экран с
обеих сторон соединять электрически с соответствующими точками входной
цепи. Действительно, если экран соединить с обеих сторон (связи 1 и 2 на рисунок
5.1.11а), то он окажется включённым параллельно низкопотенциальному
входному проводу (r2). В этом случае действующие на экран наводки (Uн на
рисунке 5.1.11а), обусловленные емкостными и индуктивными связями экрана
с различными посторонними источниками сигналов, тоже будут выступать
как источники синфазных помех, что снизит помехозащищённость прибора.
Если же соединить экран с входной цепью только в одной точке, то влияние
наводок скажется гораздо меньше. В какой именно точке присоединять экран
– ответ на этот вопрос мы получим после сравнения между собой
сопротивлений связи Zсв1 и Zсв2. Присоединение экрана нужно производить в
точке, имеющей лучшую связь с землей. Так, что если Zсв1 > Zсв2, то экран
следует присоединить к корпусу прибора (связь на рисунке 5.1.11а), если же
Zсв2 > Zсв1, то экран следует присоединить к низкопотенциальному зажиму
источника входного сигнала (связь 2).
Симметрирование входной цепи. Схема с низкопотенциальным
входным зажимом, соединённым с корпусом (рисунок 5.1.11а) обладает
наименьшим подавлением синфазной помехи (оцениваемым отношением
Uп/Uвх.п). С этой точки зрения предпочтительна схема с симметричным входом
(рисунок 5.1.11 в, г), для которой в предположении, что Rвх1 = Rвх2 = Rвх >> r1,
r2 получаем:
U вх .п  U п (R вх1r2  R вх 2 r1 ) /( R вх (2z св1  z св 2  R вх ))
Таким
образом,
если
уравновесить
мост,
составленный
из
сопротивлений Rвх1, Rвх2, r1, г2 (рисунок 5.1.11г), то синфазная помеха будет
полностью
подавлена.
Однако
такое
уравновешивание
требует
симметрирования входной линии и входных сопротивлений усилителя, что
неудобно в эксплуатации. Кроме того, усилитель в этом случае должен
работать при больших значениях синфазного входного сигнала, так что
необходимо следить за тем, чтобы этот сигнал не превзошёл допустимого в
применяемом усилителе уровня.
r1
Uвх.п
r1
Rвх
r2
zсв3 Uвых
r2
zсв1
z св3 = z га ль в.р азв.
zсв1
zсв3
zп
zсв2
zп
б)
a)
zсв3
r1
Rвх
r2
z св3 = z галь в.разв.
zсв1
Uвых
zсв4
zсв2
zп
в)
r2
Rвх
r2
Uвх.п
rэ
zсв5
zсв3
zсв1
zсв2
zп
г)
Рисунок 5.1.12 – Схемы входных цепей усилителя с гальваническим
разведением
Гальваническое разделение (ГР). С точки зрения борьбы с влиянием
синфазной
помехи
предпочтительным
оказывается
гальваническое
разделение входных и выходных цепей усилителя. Оно позволяет получить
между входными цепями усилителя и связанными с его корпусом
выходными цепями гарантировано высокое сопротивление связи Zсв3
(рисунок 5.1.12
a). А это в свою очередь позволяет уменьшить
обусловленную с помехой составляющую входного сигнала Uвх.п. Как следует
из схемы рисунка 5.1.12 б,в данном случае:
U вх .п  U п r2 /( z св1  z св 2  z св3 )
Так как обычно zсв1 < zсв1 + zсв3, то при применении усилителя с
гальваническим разделением экран входной линии, как правило, соединяют с
низкопотенциальным зажимом источника сигнала. Для снижения влияния
наводок часто при этом применяют также двойное экранирование, причём
дополнительный наружный экран в этом случае соединяют с корпусом
прибора (рисунок 5.1.12а).
Ещё большее подавление синфазной помехи достигается в случае
гальванического разделения с защитным экранированием, когда внутренний
экран линии связи соединяют как с низкопотенциальным зажимом
источника, так и с внутренним кожухом прибора, экранирующим входную
часть усилителя. При этом сам внутренний кожух непосредственно не
соединён электрически с низкопотенциальным входным зажимом усилителя.
Как следует из рисунка 5.1.12 в,г, в этом случае:
U вх .п  U п rэ r2 /(( z св 2  z св3 )z св 4 )
где гэ – сопротивление внутреннего экрана;– сопротивление связи входных
зажимов усилителя с внутренним экраном. Последнее соотношение
показывает, что при Zсв3>>rэ и Zсв4>>r2 мы получим очень большое
подавление синфазной помехи. Реальное значение помехоподавления может
быть в данном случае ограничено неравным бесконечности сопротивлением
связи входной части усилителя с его наружным корпусом – сопротивлением
Zсв5 на рисунке 5.1.12г.
Практически помехоподавление рассмотренных вариантов построения
прибора примерно таково: применение симметричного входа позволяет
получить
подавление
(20∙lg(Uп/Uвx.п)),
равное
синфазной
30-40
помехи,
дБ;
при
выраженное
в
гальваническом
децибелах
разделении
помехоподавление возрастает до 50-60 дБ и, наконец, гальваническое разделение с
защитным экранированием обеспечивает подавление синфазной помехи 80100 дБ и выше. Приведённые цифры относятся к помехам постоянного тока
или частоты 50 Гц. Заметим, что эффективным методом борьбы с
высокочастотными
синфазными
помехами
является
применение
режекторных дросселей и компенсирующих трансформаторов, обмотки
которых включаются в соединительные линии таким образом, чтобы
обеспечить малое сопротивление для полезного сигнала и большое – для
синфазной помехи.
Для гальванического разделения цепей в измерительных усилителях
могут использоваться трансформаторы, оптроны, ключевые элементы, не
имеющие гальванической связи между сигнальной и управляющей цепями
(реле, МОП-переключатели).
Гальваническое
разделение
в
(ГР)
усилителях
переменного
напряжения. Наиболее просто задача гальванического разделения решается в
усилителях
переменного
напряжения:
в
них
достаточно
включить
разделительный трансформатор на входе или выходе. Для того чтобы
погрешность
коэффициента
усиления,
коэффициента
передачи
разделительного
пренебрежимо
малой,
необходимо,
вносимая
нестабильностью
трансформатора,
чтобы
приведенное
была
активное
сопротивление обмоток трансформатора было существенно ниже (в 50-100
раз и более) его индуктивного сопротивления на холостом ходу во всём
рабочем диапазоне частот и существенно ниже приведенного сопротивления
нагрузки. Индуктивное сопротивление на холостом ходу в свою очередь
должно быть много больше приведённого сопротивления нагрузки. К этому
добавляется требование малой емкостной связи между первичной и
вторичной
обмотками.
Всё
это
увеличивает
габариты
и
массу
разделительного трансформатора, усложняет его конструкцию.
Примеры бeстрансформаторных схем ГР показаны на рисунке 5.1.13.
Рисунок 5.1.13а иллюстрирует способ ГР с помощью четырёх МОП-ключей и
"летающего"
конденсатора.
На
управление
ключами
подаются
противофазные прямоугольные переменные напряжения Uк' и Uк''. Благодаря
этому конденсатор С присоединяется то к источнику входного сигнала Uвх, то
к входу усилителя У. Таким образом осуществляется подача напряжения Uвх
на вход усилителя при отсутствии прямой связи между источником сигнала и
входом усилителя.
В усилителе по схеме рисунка 5.1.13 б ГР осуществляется с помощью
оптрона. Оптрон здесь условно показан в виде одного светодиода и двух
фотодиодов. Если коэффициенты передачи напряжения от входа светодиода
до выходов обеих фотодиодов всегда одинаковы (но необязательно
стабильны), то усилитель в целом будет иметь стабильный коэффициент
усиления, равный в первом приближении 1/β (если коэффициент усиления
усилителя У достаточно большой).
Uвх
У
C
U’ к
Uвых
U’’к
а)
ДМ1
Uвх
М
Uвых
У
β
ДМ2
б)
1 - модулятор; У - усилитель переменного напряжения; ДМ - демодулятор; β - коэффициент передачи цепи
ОС
Рисунок 5.1.13 – Примеры схем бестрансформаторных цепей
гальванического разделения
5.1.10 Особенности проектирования усилителей биопотенциалов
При проектировании усилителей биопотенциалов наиболее сложными
этапами являются: составление функциональной схемы устройства, анализ
требований к отдельным блокам, согласование входной цепи и каскадов
усиления. Идеальным для регистрации биопотенциалов был бы усилитель,
который
обладает
бесконечно
большим
входным
сопротивлением,
полностью подавляет помехи от силовой сети, нечувствителен к потенциалам
поляризации электродов и разностным помехам, лежащим за пределами
полосы частот полезного сигнала, не имеет собственных шумов, способен
сохранять свои характеристики при воздействии на него значительных
кратковременных перегрузок, а также не вносит частотных и нелинейных
искажений в полосе частот и в динамическом диапазоне полезного сигнала.
Однако построить такой усилитель практически невозможно, поэтому при
разработке УБП стремятся реализовать ряд требований к ним.
1 Входное сопротивление усилителя должно быть по возможности не
ниже сопротивления биообъекта с учетом сопротивления перехода кожа –
электрод с тем, чтобы не нагружать источник возбуждения, которым
является биообъект.
Например, для съема потенциалов с биологически активных точек
рекомендуется соблюдать выполнение соотношения Rвх> 1/δ, где Rвх входное
сопротивление
усилителя;
δ
—
максимально
допустимая
погрешность измерения; Rimax — максимальное внутреннее сопротивление
источника биопотенциалов, за которое принимают результат измерения цепи
системы «электрод – кожа – электрод». При этом учитывается, что нагрузка
на биологически активные точки может существенно влиять на точность
измерений, изменяя свойства каналов с этими точками. Для других
измерительных систем эти условия могут быть менее жесткими.
Для частот исследуемых сигналов до сотен килогерц (например, при
электроемкостных или импедансных исследованиях) можно учитывать
только активные составляющие входных сопротивлений УБП
Иногда при расчете допустимого значения входного сопротивления
усилителя используют представление о допустимом отношении сигнал/ шум.
В этом случае расчетное соотношение имеет следующий вид:
Z Bx  2 
Zээ
100
1
сп
где Zээ - - паразитное сопротивление приэлектродной зоны (электрод—
ткань);  сп - - заданная величина отношения сигнал/помеха.
2 Коэффициент передачи и полоса частот УБП выбираются с таким
расчетом, чтобы при максимальном размахе полезного сигнала суммарные
полезный сигнал и сигналы всех видов помех не вышли за пределы
линейного участка УБП с целью минимизации искажений величины сигнала.
Искажения, вносимые любыми усилительными устройствами, делятся
на линейные и нелинейные. Линейные искажения возникают вследствие
зависимости коэффициента передачи устройства от частоты сигнала. Эти
искажения не изменяются при изменении амплитуды сигнала. Нелинейные
искажения зависят от амплитуды, но не зависят от частоты; они связаны с
нелинейностью амплитудной характеристики передачи усилителя. При
регистрации биопотенциалов с помощью самопишущих приборов возникают
дополнительно динамические искажения. Они появляются тогда, когда
скорость изменения амплитуды сигнала на входе выше времени переходных
процессов
в
устройстве
регистрации.
Такие
искажения
связаны
с
ограничениями быстродействия схем, то есть с ограничениями в области
верхних частот.
Регистрация неискаженной формы и спектра сигнала позволяет сохранить максимальную диагностическую информацию в полезном сигнале,
особенно в тех случаях, когда заранее не известны информативные признаки
сигнала. Однако сохранение такого сигнала создает и ряд серьезных
трудностей для его регистрации и последующего анализа. На практике
регистрация сигналов в полном объеме не всегда целесообразна, особенно
когда известны информативные параметры. В этих случаях возможны
значительные искажения сигналов, но при условии, чтобы они не вносили
искажения в измеряемый параметр. Так, например, в исследовательских
целях регистрация электрокардиосигнала производится в диапазоне частот от
0,05 до 800 Гц, для клинических целей — в пределах от 0,1 до 100 Гц, а при
регистрации частоты сердечных сокращений — от 1 до 16 Гц. Нелинейные
искажения в первом случае стремятся сделать менее 1 %, во втором — 5 %, а
в третьем — искажения допустимы до 50 %, лишь бы они не вызывали
ошибки пропусков лишних срабатываний выходного формирующего
устройства.
3 Входные каскады усилителя биопотенциалов строятся с таким рас
четом, чтобы обеспечить подавление наиболее существенных помех и
минимальный уровень собственных шумов при достаточно простых
схемотехнических решениях.
Под помехами понимают сравнимые с величиной полезного сигнала
напряжения, присутствующие в отводимых с помощью электродов потенциалах. Помехи по их виду, происхождению и влиянию на параметры
полезного сигнала можно разделить на аддитивные и мультипликативные.
Аддитивные помехи складываются с сигналом; они вносят наибольшую погрешность и с ними труднее всего бороться. Они делятся на синфазные (сигнал среднего уровня) и разностные.
На поверхности тела относительно земли присутствует напряжение
синфазной помехи частотой 50 Гц, амплитуду и фазу которой можно считать
практически одинаковой во всех точках. Инфранизкочастотные синфазные
помехи
создаются
средним
уровнем
поляризационных
потенциалов
электродов, а среднечастотные — средним уровнем биоэлектрической
активности соседних органов и кожно-гальваническим рефлексом (КГР).
Эти же причины могут привести к возникновению разностных помех,
мгновенные значения которых на входах усилителя равны по величине и
противоположны по знаку. Разностную помеху могут создавать магнитные
поля, пронизывающие контур, образованные проводами, которые соединяют
электроды с усилителем биопотенциалов, а также сильные магнитные поля,
воздействующие непосредственно на усилитель.
Мультипликативные помехи изменяют параметр одного из элементов
контура передачи сигнала (например, сопротивления системы «кожа –
электролит - электрод» при высыхании электролита или при движениях
пациента), меняют коэффициент передачи полезного сигнала, вызывая
появление модуляции полезного сигнала помехой.
Значительный вклад в уровень помех вносят электроды, причем не'
только за счет поляризационных эффектов. От конструкции электродов и
используемых материалов зависят собственные шумовые свойства электродов и интенсивность ряда процессов, происходящих в зоне контакта
электрода с объектом исследования, которые могут явиться причиной интенсивных помех.
Еще одна группа помех связана со свойствами усилителя биопотенциалов. Поскольку в современных усилителях чаще всего используются
схемы на операционных усилителях (ОУ), то составляющими этой группы
являются погрешности работы ОУ. К ним относят погрешности, возникающие из-за: нестабильности источников питания Uип; температурного
дрейфа Uдр; неточности установки операционных сопротивлении Uг;
конечности величины коэффициента усиления; конечных значений входных
и выходных сопротивлений ОУ и др. Подробнее эта группа погрешностей
будет рассмотрена в литературе, посвященной описанию операционных
усилителей.
Уровень собственных шумов УБП определяется путем деления величины выходного шумового напряжения при подключении к входу УБП
вместо
источника
биопотенциалов
резистора,
равного
по
величине
выходному сопротивлению реального источника сигнала, на коэффициент
передачи усилителя для полезного сигнала. Основной вклад в шумы УБП
вкладывают первые каскады усиления, поэтому их выполняют на навесных
элементах, используя полевые транзисторы или транзисторы в микрорежиме
их работы.
5.1.11 Экранирование и заземление УБП
Напряжение помех Uп может наводиться и на линии, связывающей
биологический объект с электрофизиологическим прибором, — кабели
отведений, которые обычно представляют собой высокоомные линии связи,
очень чувствительные к емкостным наводкам. Для таких линий велика
опасность больших наводок от осветительной сети (рисунок 5.1.14).
Рисунок 5.1.14 – Схема возникновения помех на линиях связи биообъекта с
усилителем
Обозначив сопротивление паразитной емкости Сп1 между сетью и
проводом 1 через Z1', его сопротивление по отношению к общей точке через
Z2', где Z2' = R'с||Z'вх, для напряжения помех на этом проводе получим:
Uп1 
Z2 '
U ~
Z2 ' Z1 '
Аналогично для провода 2 получим:
Uп 2 
Z2 ' '
U ~
Z2 ' ' Z1 ' '
При большом входном сопротивлении усилителя сопротивления Z2', Z2''
определяются в основном сопротивлениями R'c, R''c входных концов линии.
Для ослабления наводок на провода линии сопротивления R'c, R''c следует
уменьшить, что ослабляет также электромагнитные наводки на линию,
которые при больших сопротивлениях R'c, R''c могут полностью подавить
полезный сигнал.
Магнитные разностные наводки при сближении проводов 1 и 2
ослабляются, так как при этом уменьшается площадь замкнутого контура,
образуемого этими проводами, через который проходит переменное магнитное поле, вызывающее разностные наводки. Одним из выходов для
уменьшения наводок является помещение кабелей отведений в экран, однако
при этом увеличиваются емкости отводящих проводов. При механических
перемещениях кабеля паразитные ёмкости проводов могут, хотя и в малых
пределах, изменяться, приводя к появлению шумов экранирования, которые
при
малых
амплитудах
исследуемого
сигнала
начинают
играть
существенную роль. Так, при напряжении наводки 10 В и изменении емкости
на 0,01 % скачки напряжения шумов достигают 1 мВ. Несмотря на
экранировку, кабель играет роль антенны, а при значительной длине он будет
вносить основной вклад в величину емкостей Сп1 и Сп2.
Вообще говоря, защита усилителя биосигналов от наводок путем
экранирования кабеля отведений — не простая задача. Эта защита будет
эффективнее, если следовать нескольким простым принципам:
-все проводники, несущие относительно слабый полезный сигнал,
должны быть помещены в экран;
-проводник заземления экрана должен быть подключен к нулевому
проводу источника возбуждения только один раз;
- при экранировании низкочастотных шумов в ближней зоне излучения,
при
защите
от
радиопомех
это
соединение
следует
подбирать
экспериментально;
- экран и нулевой провод сигнала должны быть заземлены у источника
питания в одной точке;
- заземление, по которому течет ток нагрузки к источнику питания,
должно осуществляться отдельным проводом, а не объединяться с нулевым
проводом сигнала;
- желательно, чтобы кабель отведений был минимальной длины и при
укладке занимал небольшую площадь.
В некоторых случаях использования УБП эффективным могут
оказаться схемотехнические приемы уменьшения напряжения наводок на
входные цепи усилителей.
Рисунок 5.1.15 - Схема защиты входной цепи с помощью буферного
усилителя
Например, если на экран подать напряжение, равное синфазному
(рисунок 5.1.14), то синфазное напряжение не будет затухать под влиянием
входных цепей. Это приведет в свою очередь к тому, что не будет разных
затуханий по линиям связи, что улучшит эффект подавления синфазных
помех. Однако такое присоединение экрана может привести к недопустимой
нагрузке источника входного сигнала.
Этот недостаток может быть устранен в схеме, изображенной на
рисунке 5.1.15. Резисторы R подобраны так, что не нагружают входы
усилителей ОУ1 и ОУ2, напряжение в точке соединения этих резисторов
приблизительно равно синфазному напряжению. Повторитель ОУ4 работает
как буферная схема между усилителем (ОУ3) и экраном. Если емкость экрана
невелика, можно обойтись без буферного каскада, а экран подсоединить к
средней точке резисторов R.
5.3 АНАЛОГО-ЦИФРОВЫЕ ПРЕОБРАЗОВАТЕЛИ (АЦП)
5.3.1 Назначение и применение АЦП в системах сбора и обработки
биомедицинской
информации.
Классификация
и
основные
метрологические параметры АЦП
АЦП являются устройствами, которые принимают входные сигналы
(аналоговые) и выдают на выходе соответствующие им цифровые сигналы,
пригодные для работы с ЭВМ и другими цифровыми устройствами.
Процедура АЦ-преобразования непрерывных сигналов представляет
собой преобразование непрерывной функции U(t), открывающий исходный
сигнал, в последовательность чисел {U(tn)}, n=0,1,2,…, отнесеных к
некоторым фиксированным моментам времени. Эту процедуру можно
разделить на две самостоятельные операции:
1) дискретизация, соответствующая переходу из формы «непрерывное
время – непрерывная величина» в форму «дискретное время – непрерывная
величина»;
2) квантование, соответствующее переходу из формы «дискретное
время – непрерывная величина» в «дискретное время – дискретная
величина».
Непрерывный сигнал представляется в виде взвешенной суммы
U (t )   an f n (t )
n
где аn—коэффициент, характеризующий переходной сигнал в дискретные
моменты времени; fn—набор элементарных функций, используемых при
восстановлении сигнала по его отсчетам.
Возможны:
-равномерная дискретизация (с постоянным периодом);
-аддитивная дискретизация (с переменным периодом).
В основе равномерной дискретизации лежит теорема отсчетов,
согласно которой в качестве коэффициентов аn необходимо использовать
значение сигнала U(tn) в дискретные моменты времени tn=nΔt, а период
дискретности выбирается из условия Δt=1/2Fm, где Fm—максимальная
частота спектра переходного сигнала.
Тогда
U (t ) 

 U (nt )
n 
sin[ 2pFm (t  nt )]
2pFm (t  nt )
Основные параметры, характеризующие АЦП и их возможности
условно могут быть разбиты на три группы. Первая определяет статическую
точность АЦП, вторая—динамическую, третья – внешние рабочие условия.
К первой группе относятся:
- Погрешность квантования – методическая погрешность, вызванная
конечным значением шага квантования, обычно равная 1/2 единицы младшего
разряда (ЕМР).
- Общая аппаратурная погрешность при нормальных условиях
выражается как максимальная аппаратная погрешность, приведенная к
полному размаху униполярного или двойному размаху биполярного
входного сигнала.
- Погрешность смещения нуля – характеризует параллельный сдвиг
всей характеристики квантования реального АЦП по отношению к
идеальному.
-
Погрешность
коэффициента
передачи
(изменение
крутизны
характеристики).
- Нелинейность – отклонение от идеальной прямой.
- Температурная погрешность.
- Монотонность – наличие смены знака наклона.
- Разрешающая способность – способность различать два значения
входного сигнала.
Ко второй группе относятся:
- Частота дискретизации (преобразования) – это частота, с которой
происходит образование выборочных значений сигнала.
- Время преобразования – время от начала импульса дискретизации до
появления на выходе устойчивого кода.
- Время выборки (стробирования) – время, в течении которого
происходит образование одного выборочного значения.
- Апертурное время – время, в течении которого сохраняется
неопределенность между значением выборки и моментом времени, к
которому она относится.
К третьей группе относятся:
- Параметры входных сигналов (форма, спектры, амплитуды).
- Параметры источников опорного и питающего напряжения.
- Полное входное сопротивление АЦП.
- Параметры выходных сигналов – логические 0 и 1 (напряжение).
АЦП используют коды: двоичный, код Грея – изменение только одной
кодовой позиции при переходе от одного кодового значения к другому, код 8-4-21, код 2-4-2-1.
5.3.2
Принципы
построения АЦП различных
типов и их
сравнительные характеристики. Интегрирующие АЦП
5.3.2.1
Последовательный
АЦП
со
ступенчатым пилообразным
напряжением.
Uвх
&
+
Ê
-
UОС
3
1
ИЗ
4
2
5
Uвх
Выходной код
Рисунок 5.3.2 – Последовательный АЦП со ступенчатым пилообразным
напряжение
Uвх
UОС
0
t
Рисунок 5.3.2 – Пилообразное напряжение
Данный АЦП состоит из компаратора, счетчика ЦАП. На один вход К
поступает Uвх, а на другой – сигнал обратной связи Uос с ЦАП (2). Работа
преобразователя начинается с прихода импульса запуска (ИЗ), который
включает накопительный счетчик 5. 4 – схема управления, 1 – источник
опорного напряжения, 3 – генератор. Выходной код счетчика подается на
ЦАП, осуществляя его преобразование в напряжение Uос. Процесс
преобразования продолжается до тех пор, пока напряжение обратной связи
сравняется со входными и сработает компаратор, который своим выходным
импульсом и осуществляет считывание с него выходного кода, представляет
цифровой эквивалент Uвх в момент окончания преобразования.
Время преобразования:
tпр макс=(2m–1)Δtсч
где m—число двоичных разрядов; Δtсч—период счетных импульсов.
АЦП данного типа без устройств выборки и запоминания пригодны для
работы с постоянными или медленно изменяющимися напряжениями,
которые за время преобразования изменяются не более, чем на значение шага
квантования.
Общие особенности АЦП с единичным приближением являются
небольшие частоты дискретизации (несколько кГц) и малые статические
погрешности.
Достоинства – сравнительная простота построения.
Область применения – цифровые вольтметры – тока и цифровая
система с медленно меняющимся напряжением. (tпр1–100мс)
5.3.2.2 АЦП последовательных приближений
В основе работы такого АЦП лежит принцип дихотомии, т.е.
последовательного сравнения измеряемой величины с 1/2, 1/4, 1/8 частью и
т.д. от возможного максимального значения для нее. Это позволяет для mразрядного
АЦП
выполнить
весь
процесс
преобразования
за
m
последовательных шагов приближения вместо 2m–1 при использовании
единичных
приближений
быстродействии
и
получить
существенный
выигрыш
в
Uвх
+
Ê
-
UZ
3
2
Преобрпазов.
4
1
Uвх
Выходной код
1—ЦАП, 2—источник опорного напряжения (ИОН), 3—генератор, 4—программное устройство
Рисунок 5.3.3 – АЦП последовательных приближений
Цифровой эквивалент аналогового Uвх формируется путем пробной
установки единицы последовательно во всех разрядах, начиная со старшего.
К точностным параметрам АЦП относятся:
- напряжение смещения нуля – Uсм (ЕМР);
- отклонение коэффициента преобразования от номинального значения – пш;
- интегральная и дифференциальная нелинейность – л, лд;
- монотонность функции преобразования.
пш—погрешность преобразования в конечной точке, есть отклонение
входного напряжения, соответствующего конечной точке характеристики
преобразования от номинального значения (ЕМР); л—максимальное значение
систематической погрешности результатов преобразования ко всему диапазону
шкалы, вычисленное относительно прямой, аппроксимирующей реальную ХП
оптимальным образом; лд—максимальное отклонение действительных шагов
квантования от их среднего значения.
Метод последовательного счета лежит в основе группы АЦП
косвенного преобразования, в которых Uвх предварительно преобразуется в
промежуточную величину (частоту, длительность и т.д.), которая затем
преобразуется в цифровой код. К ним относятся интегрирующие АЦП.
Различают одно- двух- и трех стадийные интегрирующие АЦП.
По команде пуск запускается генератор пилообразного напряжения
(источник тока, конденсатор, ключ), открываются схема U и счетчик
начинает считать импульсы с кварцевого генератора. Когда пилообразное
напряжение достигает входного уровня (Uвх), компаратор сбросит триггер,
счетчик остановится и его состояние будет соответствовать выходному коду,
который переписывается в регистр. После чего происходит общий сброс, и
схема готова к (измерению) преобразованию.
При этом Uвых составит значение 0,5Uоп. Если входное напряжение
Uвх>U(2), то единица в старшем разряде сохраняется, в противном случае
устанавливается z=0. Затем «1» устраняется в следующем разряде и процесс
продолжается до тех пор, пока не будет определены цифры всех разрядов.
Подобный
процесс
может быть представлен
как
двоичный
поиск,
начинающийся с середины.
Типовые значения времени преобразования: от 1 до 50 мкс, при
разрядности от 8 до 12.
5.3.2.3 Параллельные АЦП
Осуществляет одновременно квантование сигнала с помощью набора
компараторов, включенных параллельно источнику сигнала. Пороговые
уровни компараторов установлены с помощью резистивного делителя в
соответствии с используемой шкалой квантования. При подаче на такой
набор компараторов Uвх на выходах последних будет иметь место
проквантованный
сигнал,
представленный
в
унитарном
коде.
Для
преобразования этого кода в двоичный используются логические схемы
(кодирующая логика). Быстродействие—100…200 МГц
Uвх
R/2
Uоп
+
-
R
R
+
-
R
+
-
R
+
-
R
ШИФРАТОР
+
-
Цифровой код
+
-
R
+
-
R/2
Рисунок 5.3.4 – Параллельный АЦП
5.3.2.4 Последовательно-параллельные АЦП
5
2
4
2
3
2
2
U вх
АЦП1
ЦАП
2
1
2
0
2
АЦП2
Рисунок 5.3.5 – Последовательно – параллельное АЦП
В
примере
6-разрядных
АЦП
используются
два
3-разрядных
параллельных АЦП. 1-й—вырабатывает 3 старших разряды выходного кода.
Эти же 3 разряда поступают на ЦАП. Выходной сигнал последнего подается
на один вход устройства вычитания, на другой вход подается входной
сигнал. Разность сигналов с устройства вычитания поступает на второй 3разрядный АП, вырабатывающий три младших разряда 6-разрядного
выходного кода.
Частота преобразования—10…20 МГц.
5.4 ЦИФРОАНАЛОГОВЫЕ ПРЕОБРАЗОВАТЕЛИ (ЦАП)
Все виды ЦАП можно условно подразделить на две группы: первая—
ЦАП с прецизионными резистивными матрицами; вторая—безматричная.
В первой группе различают по способу формирования сигнала три типа
схем:
с суммированием токов;
с делением напряжения;
с суммированием напряжения.
Из второй группы можно выделить два типа:
с активными делителями тока;
стахостические.
Основными
характеристиками
способность, определяется
ЦАП
числом разрядов
является
разрешающая
N. Теоретически
ЦАП,
преобразующий N-разрядные двоичные коды, должен обеспечивать 2N
различных значений выходного сигнала с разрешающей способностью (2 N–
1)–1. Абсолютное значение минимального выходного кванта напряжения
определяются: 1) как предельным принимаемым числом 2N–1 так и 2)
максимальным выходным напряжением шкалы. К примеру, при числе
разрядов
12
количество
независимых
квантов
(ступенек)
выходное
напряжения ЦАП составляет (212–1)=40 дБ.
Выбранное с помощью опорного источника напряжения шкалы
(Uшк=10 В), разделенное на это число квантов, дает абсолютную
разрешающую способность ЦАП.
 шк  U шк /( 2 N  1)  10 4 мВ /( 212  1)  12.45 мВ
Отличие
реального
значения
разрешающей
способности
от
теоретического обусловлено погрешностями узлов и шумами ЦАП.
Точность ЦАП определяется значениями абсолютной погрешности
прибора, нелинейностью и дифференциальной нелинейностью, т.е. теми же
параметрами, что и АЦП.
5.5 БИОТЕЛЕМЕТРИЧЕСКИЕ СИСТЕМЫ
5.5.1 Биомедицинские телеметрические системы для передачи
физиологической информации
и
удаленного контроля за
пациентом. Общие принципы построения современных систем
Биотелеметрия это область науки и техники, занимающаяся вопросами
дистанционного измерения медико-биологических параметров.
Первая
попытка
передачи
физиологической
информации
по
радиоканалу была предпринята еще и 1932 г русскими учеными А. Ющенко
и В Чернавкиным. Авторами был сконструирован радиопередатчик,
укрепляемый на спине исследуемого животного или размещаемый на человеке и позволяющий передать на расстоянии частоту дыхания, частоту пульса и
двигательную активность. Этот первый радиотелеметрический передатчик
был выполнен на лампах, имел значительные габариты и малую мощность.
Тем не менее он позволил передать ряд важных физиологических
параметром со свободно передвигающихся объектов.
С изобретением транзисторов, развитием средств связи и созданием
базы микроэлектроники работы по созданию радиобиотелеметрических
систем (РБТМС) различного назначения получили большое развитие как в
России, так и за рубежом.
Первое направление, где наиболее широко стали использовать РПТМС
- это физиология труда и спортивная медицина. Для медиков, физиологов
очень важно иметь данные о функциях организма непосредственно в
условиях той или иной профессиональной деятельности. Цель этих
исследований - оценка и диагностика функционального состояния организма,
разработка мероприятий по обеспечению оптимальных условий его работы,
выявление предельных возможностей человека-оператора по восприятию,
переработке информации и выработке соответствующих реакций, разработка
медицинских
требований
к
системам
жизнеобеспечения,
экологии,
определение оптимальных методов профотбора, режимов обучения и
тренировок и т.д. Насколько важно иметь информацию о состоянии человека
непосредственно
в
процесс»-
его
трудовой
деятельности,
можно
проиллюстрировать следующим примером.
5.5.2
Примеры
биотелеметрических
систем:
блок-схемы,
особенности построения отдельных сенсоров и каналов
По данным Международной ассоциации гражданской авиации ИКАО
более 80 % аварий в авиации происходи по вине человека: диспетчера,
руководителя полетов, пилота. Проблема заключается в том, что эта
категория лиц проходит медицинский контроль только непосредственно до и
после смены. В процессе же работы объективных данных
о их
психофизиологическом состоянии нет, поэтому невозможно предусмотреть
возможные ошибки в их реакции на ту пли иную ситуацию из-за усталости,
ухудшения самочувствия и т д. Радиобиотелеметрия в принципе позволяет
получить такую информацию, конечно, при условии, что электроды и
радиопередатчик,
размещаемый
на
человеке,
не
мешает
его
профессиональной деятельности
На рисунке 5.1 показана схема РБТМС "Оператор", разработанная
специально для этих целей. Она позволяет регистрировать одновременно
семь физиологических параметров (ЭКГ - в трех отведениях, СФГ, РПГ-2,
КГР) у авиадиспетчеров в течение рабочей смены. В случае выхода
оцениваемых параметров за пределы установленной нормы на пульте
управления руководителя полётов и службы
движения
безопасностью
появляется сигнал тревоги, по результатам анализа которого
принимаются
диспетчера.
контроля за
те или
иные
оперативные
меры вплоть до замены
Датчики СФГ
Электроды КГР
Электроды ЭКГ
Электроды РПГ
1 - радиоперелаюшее устройство; 2 - радиоприемное устройство: 3 – осциллоскоп; 4 устройство магнитное записывающее; 5 - устройство магнитное воспроизводящее; 6 самопишущий прибор; 7 - блок индикации частоты пульса и базового сопротивления; 8 блок калибровки
Рисунок 5.1 - Функциональная схема РБТМС "Оператор"
Биотелеметрия позволила получить новые данные о физиологических
сдвигах при различных видах работ в промышленности, на транспорте,
позволила оценить эффективность мероприятий по нормированию груда,
совершенствованию трудовых процессов. Весьма плодотворным оказалось
использование радиобиотелеметрии в спорте для определения оптимальных
режимов тренировок, изучения состояния функций организма в процессе
соревнований, разработки критериев и принципов нормирования физической
нагрузки. Телеметрия позволила получить ранее недоступную информацию о
параметрах
ряда
физиологических
функций
непосредственно
при
выполнении спортсменами физических упражнений (пловцы, лыжники,
бегуны, гимнасты и т. д.).
Большое влияние на развитие биотелеметрии оказала космонавтика.
Радиобиотелеметрия явилась одним из основных методов врачебного
контроля за состоянием космонавтов и животных, находящихся на борту.
Первые подобные исследования, проведенные на космических кораблях
"Восток", дали ценную медико-биологическую информацию. Дальнейшее
развитие получила радиобиотелеметрия при полетах советских космических
кораблей "Восход", "Союз", "Буран" и американских серий "Джеминай",
"Аполлон", "Шагл" орбитальных станций "Салют", "Мир". "Скайлэб" и др.
Одна из важнейших задач биотелеметрии в космонавтике - обеспечение
контроля за основными жизненноважными функциями организма в процессе
космического полета с целью определения опасных для здоровья и жизни
отклонений. Особенно важен медицинский контроль на этапах старта и
спуска, когда наиболее вероятны различные аварийные ситуации. С этой
целью электроды и датчики монтируют непосредственно в скафандр и кресло
космонавта или кабину, где размешается животное, и через систему
космической связи непрерывно передают медико-биологические данные в
центр управления полетом.
На орбитальных станциях биотелеметрия используется для определения влияния долговременных факторов космического полета на живой
организм и
системы
жизнеобеспечения,
выявления
неблагоприятных
сдвигов, прогнозирования заболеваний и возможных патологических состояний. При этом медицинский контроль осуществляется периодически с
предварительной обработкой и записью на борту необходимой информации с
последующей передачей данных по радиотелеметрическому каналу на
землю. В качестве основных функций организма регистрируются параметры
сердечно-сосудистой
системы,
дыхания,
терморегуляции,
нервно-
психического состояния, нейрогуморальной регуляции и др. В таблице 5.1
приведены некоторые наиболее характерные параметры, регистрируемые в
космонавтике для целей медицинского контроля.
Таблица 5.1 - Параметры, регистрируемые в космонавтике для целей
медицинского контроля









































Примечание. А - постоянно действующая система оперативного
медицинского
контроля;
Б
-
периодически
действующая
система
углубленного медицинского контроля и прогнозирования; индексы: 1 динамический врачебный контроль (один раз в неделю); 2 - диспансерные
наблюдения (один раз в месяц); 3 - диагностические и парные исследования
(по показаниям).
Для построения аэрокосмических биотелеметрических систем используют либо радиоканал внутри кабины, либо канал проводной связи. Канал
проводной связи используют при подъеме и спуске, а также при проведении
периодического углубленного медицинского контроля на стационарном
участке полета. Для постоянно действующей системы оперативного
медицинского контроля более предпочтительными являются РБТМС с
радиоканалом, поскольку они позволяют космонавту свободно перемещаться
внутри корабля, выходить в открытое космическое пространство и т.д. При
использовании внутрикабинной радиотелеметрии радиопередатчик вместе с
электродами и датчиками располагается в одежде космонавта, а приемник непосредственно на борту. После приема медико-биологической информации
и ее оперативной обработки в бортовом приемнике она поступает вместе с
другими телеметрируемыми величинами в общую радиолинию для передачи
на
землю.
При
использовании
проводного
канала
на
космонавте
размещаются (или подключаются на время эксперимента) непосредственно
только электроды и датчики, с которых информация через соединительный
кабель поступает непосредственно на бортовую оперативную обработку и в
радиолинию борт - земля.
При медико-биологических исследованиях животных в условиях космического полета обычно используют специально оборудованные кабинытренажеры,
в
которых
также
располагаются
необходимые
датчики,
преобразователи, устройства передачи. Для съема физиологической информации в длительном эксперименте используют вживляемые (имплантируемые) РБТМС.
В последнее время биотелеметрия все более широко начинает применяться при создании комплексных, автоматизированных систем управления
космическими полетами, разработке космических станций с экологическими
замкнутыми системами, включающими как составное звено и РБТМС.
Кроме авиации и космонавтики большую роль начинает играть радиотелеметрия и в экологии. С помощью РБТМС впервые был осуществлен
целый ряд важных исследований: физиологические исследования диких
животных и птиц, определение путей их миграции, изучение механизмов
ориентации и поведения.
Принципы построения передатчиков для подводных биотелеметрических систем БТМС с радиоканалом связи мало чем отличаются от принципов
построения передатчиков наземных систем соответствующего частотного
диапазона. Наиболее существенные отличия заключаются и их конструкции,
обусловленной условиями водной среды: повышенным давлением, а также
значительным затуханием радиосигнала в воде. Последнее обстоятельство
приводит к тому, что для обеспечения необходимой дальности связи даже на
небольшие расстояния требуется существенная мощность передатчика,
работающего на очень низких радиочастотах. Технически обеспечить
излучение такого сигнала при жестких ограничениях на массу и габариты
передатчика очень трудно. С другой стороны, многие физиологические
параметры, в частности ЭКГ, ЭМГ, ЭЭГ и др., являются сравнительно
высокочастотными для этого канала, поэтому их передача на нижнем участке
диапазона СДВ может оказаться принципиально невозможной. Все это
приводит к тому, что в настоящее время радиоканал используется при
биотелеметрических
исследованиях
в
ограниченных
пространствах
(плавательных бассейнах, дельфинариумах и др.). Дальность связи в этих
системах, как правило, не превышает нескольких десятков метров.
Примером БТМС подобного типа является система для исследования
температуры тела дельфинов. Эта система состоит из ЧМ-мультивибратора и
RC-генератора несущей частоты f=55 кГц, который включается в момент
поступления
измерительного
импульса.
В
качестве
термозависимого
элемента мультивибратора использовался термистор. Передающей антенной
служат два платиновых проволочных витка, представляющих собой
вторичную обмотку выходного трансформатора генератора несущей.
Одним из методов передачи телеметрической информации с использованием радиоканала в водной среде у ныряющих животных (киты, дельфины,
тюлени и др.) может служить спорадическая связь, когда передача
информации осуществляется в момент их всплытия на поверхность. При
этом антенна располагается обычно в спинном плавнике или в районе
дыхательных
отверстий.
Однако
эти
системы
требуют
применения
специальных запоминающих устройств, существенно усложняющих БТМС.
а - процесс передачи в момент всплытия; б - передатчик; (1 - антенна; 2 - коаксиальное
покрытие; 3 - резиновый колпачок; 4 - радиопередатчик, 5 - источник питания, 6 датчик)
Рисунок 5.2 - Передача информации с дельфина через спутниковую связь
Более специфическими являются гидроакустические системы. Их специфика обусловлена способом получения и характером распространения
акустического сигнала в водной среде, а также видом искажений и помех,
действующих в гидроакустическом канале связи.
На рисунке 5.3 приведена гидроакустическая БТМС, предназначенная
для передачи ЭКГ и температуры тела в двух отведениях.
ЭКГ
Рисунок 5.3 - Структурная схема гидроакустической БТМС
для
исследования дельфинов
Порядок и временной режим работы данной БТМС задается
коммутатором К, который управляется генератором тактовой частоты ГТЧ.
Весь период опроса (Т = 6с) разбивается на два интервала: Т1 = 0...3 с, в
течение которого передается информация об ЭКГ, модулирующей непосредственно ЧМ генератор несущей частоты, и интервал Т2 = 3...6 с, в
течение которого перелаются калибровочный сигнал температуры (блок
калибровки температурного канала БК-1 в течение 1 с) и информация с
датчиков температурных каналов Т1º (1 с} и Т2º (1 с), причем на промежутке
Т2 выход коммутатора К подключается ко входу ЧМ генератора
температурных каналов, частота которых изменяется пропорционально tº. С
выхода последнего сигнал подается в трёхразрядный счётчик, который
фиксирует число импульсов, соответствующее измеренной температуре. В
качестве датчиков температуры и калибровочного сигнала используются
терморезисторы, включаемые в цепь ЧМ генератора температуры. С выхода
счетчика закодированные в цифровую форму значения температуры
поступают на ЧМ генератор и акустический излучатель АИ, который
преобразует электрическое напряжение в акустический сигнал, излучаемый в
среду. Рабочая частота сигнала составляет 5,5 кГц, радиус действия
100...200 м на глубине до 30...40 м.