Реферат: Медицинские датчики

,                       

где fd- доплеровский сдвиг частоты; f0- частота излучаемой ультразвуковой волны; u - скорость объекта (частицы в текучей среде); c - скорость звука; q - угол между направлением излучения (приема) ультразвуковой волны и осью трубы или кровеносного сосуда. Если поток не имеет аксиальной симметрии или преобразователи расположены несимметрично, то в формулу нужно вводить дополнительный тригонометрический коэффициент.

Самое важное преимущество доплеровского измерителя потока непрерывного действия - возможность измерения кровотока с помощью преобразователей, расположенных на поверхности тела с одной стороны кровеносного сосуда. Измерители потока этого типа могут работать с жидкостями, содержащими включения газов или твердых тел. Можно указать и ряд других преимуществ этих устройств: 1) временные задержки сигнала в них минимальны и определяются главным образом характеристиками фильтров; 2) при измерении кровотока помехи от сигнала электрокардиограммы (ЭКГ) незначительны; 3) такие устройства можно устанавливать в дешевых регуляторах потока.

При использовании доплеровского измерителя потока непрерывного действия для получения сигнала доплеровского сдвига необходимо наличие в текучей среде каких-либо частиц. Сигнал доплеровского сдвига не является одночастотным гармоническим сигналом, что обусловлено рядом причин:

1. Профиль распределения скорости по поперечному сечению      потока (профиль потока) неоднороден. Частицы движутся с различными скоростями, генерируя различные по частоте доплеровские сдвиги.

2. Частица отражает ультразвуковую волну в течении короткого промежутка времени.

3. Хаотическое вращение частиц и турбулентность вызывают различные доплеровские сдвиги.

Два других недостатка доплеровского измерителя потока непрерывного действия - практически полное отсутствие информации о профиле потока и невозможность определения направления потока без дополнительной обработки сигнала.

Импульсный доплеровский измеритель потока работает в радарном режиме и выдает информацию о профиле потока текучей среды. Преобразователь возбуждается короткими посылками сигнала несущей частоты от генератора. Этот преобразователь выполняет функции излучателя и приемника; отражаемый сигнал с доплеровским сдвигом принимается с некоторой временной задержкой относительно момента излучения первичного сигнала. Временный интервал между моментами излучения и приема сигнала является непосредственным указателем расстояния до отражающей частицы (дальности). Следовательно, можно получить полную “развертку” отражений сигнала поперек трубы или кровеносного сосуда. Профиль скорости в поперечном сечении кровеносного сосуда получается в результате регистрации доплеровского сдвига сигнала при различных временных задержках. С помощью импульсного доплеровского измерителя потока можно оценить диаметр кровеносного сосуда. Принимаемые сигналы А и С обусловлены отражениями от ближней и дальней стенок сосуда соответственно. Расстояние между точками, где происходят эти отражения, непосредственно связано через простые геометрические соотношения с диаметром сосуда.

Аналогичный принцип измерения лежит в основе метода ультразвукового сканирования в амплитудном режиме (А-режиме) и метода эхо-кардиографии. Ультразвуковой преобразователь устанавливается напротив участка тела или органа, подлежащего сканированию. Этот преобразователь излучает ультразвуковой сигнал, испытывающий отражение на любой неоднородности ткани вдоль направления сканирования. Задержка между временем излучения и приема сигнала может быть использована для определения места локализации этой неоднородности вдоль определенного пути сканирования.

Длительность излучаемого импульса является важным фактором при использовании импульсного доплеровского измерителя для регистрации кровотока. В идеале это должен быть очень короткий импульс, чтобы получить хорошее разрешение по расстоянию. С другой стороны, для достижения достаточно высокого значения отношения сигнал/шум и хорошего разрешения по скорости длительность этого импульса должна быть достаточно велика. Типичный компромиссный вариант - использование импульсов с частотой повторения 8 МГц и длительностью 1 мкс.

Доплеровским измерительным системам, работающим в импульсном режиме, присуще внутреннее ограничение. Оно выражается в том, что при заданной дальности ограничен диапазон измеряемых скоростей. Это вынуждает использовать импульсы с меньшей частотой повторения fr Это означает, что нельзя измерить высокие скорости при больших расстояниях до отражающего объекта. Спектральное уширение, которое может привести к появлению в сигнале спектральных составляющих с частотами, превышающими несущую частоту, а также неидеальность характеристик фильтров нижних частот, используемых для исключения эффекта наложения спектров, приводит к еще более жестким ограничениями.

В импульсных доплеровских системах преобразователи имеют более сложную конструкцию, чем в доплеровских системах непрерывного действия. Любой кристаллический преобразователь характеризуется высокой добротностью Q (узкой частотной характеристикой) и поэтому после окончания возбуждающего электрического сигнала довольно долго осциллирует на своей резонансной частоте. Импульсный доплеровский преобразователь модифицируется путем добавления к нему спереди или сзади массивного демпфера, что обеспечивает уменьшение (уширение частотной характеристики) кристалла. Типичные значения модифицированной добротности - от 5 до 15. При использовании одного общего преобразователя в качестве излучателя и приемника отключение излучателя осуществляется с помощью логического элемента (вентиля). Однокаскадный логический элемент не обеспечивает надлежащей развязки мощного сигнала, возбуждающего излучатель, от исключительно слабого принимаемого сигнала. Проблема развязки решается последовательным включением двух логических элементов.

При использовании импульсных доплеровских систем возникают дополнительные проблемы и с обработкой принимаемого сигнала. В система должна быть предусмотрена некоторая схема, обеспечивающая защиту усилителя высокой частоты от перегрузок во время передачи сигнала и предотвращающая поступление напряжения генератора на вход этого усилителя во время приема сигнала. Примером такой схемы является диодная структура, обладающая низким сопротивлением для высокоуровневого передаваемого сигнала и высоким сопротивлением для слабого принимаемого сигнала. Измерение профилей потока в реальном масштабе времени достигается путем использования 16 логических элементов (селекторов дальности), задающих различные временные задержки для принимаемого сигнала. На выходе измерительного устройства имеем при этом 16 “параллельных” сигналов, соответствующих различным точкам в поперечном сечении трубы или кровеносного сосуда и определяющих временную зависимость локальных скоростей потока в этих точках. Профиль скорости формируется путем быстрого сканирования по этим 16 каналам.

Главное преимущество импульсных доплеровских измерителей потока - возможность получения информации о профиле потока. Кроме того, в этих устройствах детектируются сигналы, отражаемые частицами из малых объемов текучей среды (в силу сканирования по поперечному сечению потока), и поэтому на детекторы нуля поступают сигналы с узким частотным спектром, что является другим важным преимуществом измерителей потока этого типа. И, наконец, поскольку для импульсного доплеровского измерителя потока нужен только один преобразователь, выполняющий функцию, как излучателя, так и приемника, то это - идеальное устройство для измерений с помощью катетера. Такие измерители используются для регистрации кровотока в различных участках кровеносной системы.

1. Датчики давления.

Датчики давления семейства Senseon фирмы Motorola выбирают производители медицинского оборудования по всему миру. Они долговечны, точны и надежны.

   Датчик давления фирмы Motorola разработан с использованием монолитного кремниевого пьезорезистора, который генерирует изменяющееся в зависимости от величины давления напряжение на выходе. Резистивный элемент, который представляет собой датчик напряжений, ионно имплантирован в тонкую кремниевую диафрагму. Малейшее давление на диафрагму приводит к изменению сопротивления датчика напряжений, что в свою очередь изменяет напряжение на выходе пропорционально приложенному давлению. Датчик напряжений является составной частью диафрагмы, благодаря чему устраняются температурные эффекты, возникающие из-за разницы в тепловых расширениях датчика и диафрагмы. Параметры на выходе самого датчика деформаций зависят от температуры, так что при использовании в диапазоне температур, превышающих допустимые значения, требуется компенсация. В узких диапазонах температур, например от 00С до 850С, в этом качестве может быть использована простая резисторная схема. В диапазоне температур от –400С до +1250С потребуются расширенные компенсационные схемы.

Компенсированные и калиброванные (на чипе). Медицинский класс.

Серии МРХ 7050, 7100, 7200

Датчики этих серий сочетают в себе все преимущества серии МРХ 2000 (температурная компенсация и калибрация на чипе) с высоким полным входным сопротивлением (обычно 10 kОм), что делает их незаменимыми в переносных устройствах, работающих на аккумуляторах. Эти датчики могут использоваться в приборах, требующих точного определения давления при малом потреблении энергии, таких как переносное медицинское оборудование и т.п.

МЕДИЦИНСКИЕ ДАТЧИКИ ДАВЛЕНИЯ (MEDICAL)

* - Датчики, не рекомендованные для дальнейшего использования
Диапазон рабочих температур всех медицинских датчиков +15°С ...+45°С

Таблица 3.3 – Некоторые датчики давления фирмы MOTOROLA

5. Температурные датчики. Термисторы.

Одной из наиболее распространенных задач промышленной, бытовой и медицинской автоматики, решаемых путем температурных измерений, является задача выделения заданного значения температуры или диапазона температур, в пределах которого контролируемые физические процессы протекают нормально, с требуемыми параметрами. Это, в первую очередь, относится к приборам и устройствам, работающим при температурах, определяемых условиями жизнедеятельности человека и используемых им при этом приборов машин и механизмов, т.е. –40º  +100°С, например, кондиционирование температуры жилых, складских и технологических помещений, контроль нагрева различных двигателей, трансмиссий, тормозных устройств и т.п., системы пожарной сигнализации, контроль температуры в медицине, биотехнологиях и сельском хозяйстве и пр. В качестве чувствительных элементов таких систем в последнее время широко используются полупроводниковые термосопротивления с отрицательным температурным коэффициентом или термисторы (NTC-thermistors). Однако, для решения задачи в целом, т.е. получения электрического сигнала, возникающего при повышении или понижении температуры контролируемого процесса до заданного значения, термистор должен быть снабжен дополнительными электронными схемами, которые и осуществляют решение задачи выделения заданного значения температуры. В Институте проблем управления РАН совместно с фирмой VZ SENSOR Ltd., на основе полупроводниковых структур с L-образной вольтамперной характеристикой были разработаны интеллектуальные (функциональные) термисторы (Z-thermistors), которые способны решать задачу выделения заданного значения температуры без использования дополнительных электронных схем .

 Схема включения обычного термистора

 Схема включения Z-термистора

Z-термисторы представляют собой полупроводниковую p-n структуру, включаемую в прямом направлении (+ к p-области структуры) в цепь источника постоянного напряжения. Структура обладает функцией перехода из одного устойчивого состояния (с малым током) в другое устойчивое состояние (в 50 - 100 раз большим током) при ее нагреве до заданного значения температуры. Установка требуемого значения температуры срабатывания осуществляется простым изменением напряжения питания. Длительность перехода структуры (Z-термистора) из одного устойчивого состояния в другое 1 - 2 мкс. Схема включения Z-термистора состоит из источника питания U и нагрузочного резистора R, который одновременно служит ограничителем тока Z-термистора при его переходе в состояние с большим током (рис.). Выходной сигнал (бросок напряжения) может быть снят как с нагрузочного резистора R, так и с самого Z-термистора, но с обратным знаком. Как уже было сказано, Z-термистор может быть настроен на любое значение температуры в диапазоне –40 -+100°С путем изменения питающего напряжения U. При этом могут быть изготовлены разные типы Z-термисторов, срабатывающие при одной и той же температуре от разных напряжений питания. Для того, чтобы разделить Z-термисторы по типам, было введено понятие базовой температуры. В качестве базовой было принято значение комнатной температуры (room temperature) +20°С. Принципиально Z-термисторы могут быть изготовлены на любые напряжения срабатывания в пределах от 1 до 100 В при базовой температуре, но для удобства пользователей мы ограничились рядом типовых значений напряжения, чаще всего используемых в электронной технике, а именно: 1,5 В; 3 В; 4,5 В; 9 В; 12 В; 18 В; 24 В (см. таблицу).

Таблица - Технические характеристики Z-термисторов при температуре +20°C и сопротивлении резистора R = 0.25 + 5 кОм

Диапазон рабочих температур: -20 + 100 °C

Диапазон пороговых напряжений: 60 - 0,5 B

Размеры Z-термисторов: 1 x 1 x 0,3; 2 x 2 x 0,3; 3 x 1,5 x 0,3 mm

Маркировка Z-термисторов: TZ-(1; 3; 4; 12; 18; 24)

Здесь: T - функциональный тип сенсора (Thermistor);

Z - физический принцип действия (Z-эффект);

(1; 3; 4; 12; 18; 24) - пороговое напряжение при 20°C

Z-термисторы могут быть использованы не только как высокоточные, надежные и простые в эксплуатации сигнализаторы заданного значения температуры, но также, как температурные сенсоры для непрерывного измерения температуры, приблизительно в том же диапазоне (-40 - +100°С). Для этого могут быть использованы участки 1,2,3 ВАХ (рис.). При этом, зная нижний и верхний пределы измерений температуры, (например, для медицинского термометра +34° - +43°С), напряжение питания выбирается таким, чтобы значение токов термистора, соответствующие этим пределам измерений, находились на выбранном участке ВАХ. Точностные возможности Z-термисторов при их использовании как в пороговом режиме, так и в режиме непрерывных измерений практически полностью определяются стабильностью питающего напряжения и лежат в пределах 0,1 - 0,01°С. Большой интерес с практической точки зрения представляет собой возможность использования Z-термисторов в частотно-импульсном режиме работы. Для этого параллельно Z-термистору подключают емкость С >> 0,05 - 0,15 мкФ (рис.), что вызывает генерацию пилообразных импульсов большой амплитуды (порядка 0,5 от питающего напряжения), частота следования которых пропорциональна температуре.

 Вольтамперная характеристика (ВАХ) Z-термистора

Многолетние исследования не выявили каких-либо проявлений деградации или дрейфа рабочих характеристик Z-термисторов. Более чем двукратный по отношению к рабочему диапазону перегрев Z-термисторов не приводит к их разрушению либо к изменению характеристик, что говорит об их весьма высокой надежности (робастности). Z-термисторы не имеют аналогов в мировой практике и технологией их производства не обладает ни один из западных производителей электронных компонентов.

6. Датчики съема ЭКС.

Все устройства съема медицинской информации подразделяют на 2 группы: электроды и датчики (преобразователи). Электроды используются для съема электрического сигнала, реально существующего в организме, а датчик — устройство съема, реагирующее своим чувствительным элементом на воздействие измеряемой величины, а также осуществляющее преобразование этого воздействия в форму, удобную для последующей обработки. Электроды для съема биопотенциалов сердца принято называть электрокардиографическими (электроды ЭКГ). Они выполняют роль контакта с поверхностью тела и таким образом замыкают электрическую цепь между генератором биопотенциалов и устройством измерения.

Автоматический анализ электрокардиосигналов в кардиомониторах предъявляет жесткие требования к устройствам съема — электродам ЭКГ. От качества электродов зависит достоверность результатов анализа, и следовательно, степень сложности средств, применяемых для обнаружения сигнала на фоне помех. Низкое качество съема ЭКС практически не может быть скомпенсировано никакими техническими решениями.

Требования, применяемые к электродам ЭКГ, соответствуют основным требованиям к любым преобразователям биоэлектрических сигналов:

·     по точности восприятия сигнала (минимальные потери полезного сигнала на переходе электрод—кожа и сохранение частотной характеристики сигнала);

·     идентичность электрических и конструктивных параметров (взаимозаменяемость, возможность компенсации электрических параметров);

·     постоянство во времени функций преобразования (стабильность электрических параметров);

·     низкому уровню шумов (обеспечение необходимого соотношения сигнал—шум).

·     малому влиянию характеристик электродов на измерительное устройство.

Как показало применение первых кардиомониторов, обычные пластинчатые электроды ЭКГ, широко используемые в ЭКГ, не удовлетворяют требованиям длительного непрерывного контроля ЭКС из-за большого уровня помех при съеме.

Эхокардиографией называется метод  изучения строения и движения структур сердца с помощью отраженного ультразвука. Получаемое при регистрации изображение сердца называется эхокардиограммой (ЭхоКГ). Впервые ЭхоКГ была зарегистрирована в 1954 г. шведскими учеными Эдлером и Херцем; свое современное название метод получил в 1965 г. по предложению Американского института ультразвука в медицине.

Физические принципы метода основаны на том, что ультразвуковые волны проникают в ткань и частично в виде эхосигнала отражаются от границ различной плотности. Волны ультразвуковой частоты генерируются датчиком, обладающим пьезоэлектрическим эффектом и устанавливаемым над областью сердца, отраженные от структур сердца эхосигналы вновь превращаются датчиком в электрический импульс, который усиливается, регистрируется и анализируется на экране видеомонитора. Одновременно полученные результаты могут фиксироваться на фотопленке, специально химически обработанной бумаге или с помощью поляроидной камеры в виде фотоизображений. Частота ультразвуковых волн, используемых в эхокардиографии, колеблется от 2 до 5 МГц, длина — 0,7-1,4 мм; они проникают в тело на глубину 20-25 см. Датчик работает в импульсном режиме: 0,1% времени — как излучатель, 99,9% — как приемник импульсов. Такое соотношение времени передачи и приема импульсов позволяет вести непрерывное наблюдение на экране видеомонитора. Для выделения отдельных фаз сердечного цикла синхронно с ЭхоКГ регистрируются ЭКГ, ФКГ или сфигмограмма.

В настоящее время помимо одномерной эхокардиографии, позволяющей анализировать строение и движение структур сердца — М-режим (от лат. motio — движение), используется двумерная в реальном масштабе времени и начинается применение трехмерной, объемной, эхокардиографии.

Фонокардиография представляет собой метод графической регистрации звуковых процессов, возникающих при деятельности сердца.

Фонокардиограф является аппаратом, регистрирующим звуковые процессы сердца. Обычно одновременно с фонокардиограммой (ФКГ) регистрируется ЭКГ, позволяющая четко определить систолический и диастолический интервалы.

Фонокардиограф любого типа состоит из микрофона, электронного усилителя, фильтров частот и регистрирующего устройства. Микрофон преобразует звуковую энергию в электрические сигналы. Он должен обладать максимальной чувствительностью, не вносить искажений в передаваемые сигналы и быть маловосприимчивым к внешним шумам. По способу преобразования звуковой энергии в электрические сигналы микрофоны фонокардиографов разделяются на пьезоэлектрические и динамические.

Принцип действия пьезоэлектрического микрофона основан на пьезоэлектрическом эффекте — возникновении разности при механической деформации некоторых кристаллов (кварца, сегнетовой соли и др.). Кристалл устанавливается и закрепляется в корпусе микрофона, чтобы под действием звуковых колебаний он подвергался деформации.

В настоящее время чаще используются динамические микрофоны. Принцип их действия основан на явлении электромагнитной индукции: при движении проводника в поле постоянного магнита в нем возникает э. д. с., пропорциональная скорости движения. На крышке микрофона наклеено кольцо из эластичной резины, благодаря чему микрофон плотно накладывается на поверхность грудной клетки. Через отверстия в крышке динамического микрофона звук воздействует на мембрану, сделанную из тончайшей прочной пленки. Соединенная с мембраной катушка перемещается в кольцевом зазоре магнитной системы микрофона, вследствие чего появляется э. д. с.

Электрический сигнал подается на усилитель в задачу которого входит не просто усилить все звуки в равной степени, а в большей мере усилить слабые высокочастотные колебания, соответствующие сердечным шумам, и в меньшей мере низкочастотные, соответствующие сердечным тонам. Поэтому весь спектр разбивается на диапазоны низких, средних и высоких частот. В каждом таком диапазоне обеспечивается необходимое усиление. Полную картину звуком сердца получают при анализе ФКГ, полученных в каждом диапазоне частот.

В отечественных приборах используются следующие частотные характеристики при записи ФКГ: А — аускультативная (номинальная частота 140±25 Гц), Н — низкочастотная (35±10 Гц), С1 — среднечастотная-1 (70±15 Гц), С2 — среднечастотная-2 (140±25 Гц), В — высокочастотная (250±50 Гц).

Для регистрации полученных сигналов используют регистрирующие системы, имеющие малую инерцию (оптическую или струйную).

1. Заключение.

 В данной работе была сделана попытка рассмотреть отдельные типы медицинских датчиков, изучить физические принципы их работы, познакомиться с конкретными марками и предприятиями-изготовителями. О трудностях, встреченных при написании этой  работы было уже указано выше (введение). В процессе выполнения были получены навыки работы со справочной литературой, периодическими изданиями, использовались и электронные виды информации (internet).

8. Используемая литература.

1. Минкин Р. Б., Павлов Ю. Д. Электрокардиография и фонокардиография. —

Изд. 2-е, перераб. и дополн. — Л.: Медицина, 1988. — 256 с.

2. Виглеб Г. Датчики. Устройство и применение: Пер. с нем. — М. : Мир, 1989.

3. Бриндли К. Измерительные преобразователи./ Пер. с англ.- М.: Энергоатомиздат, 1991.

4. Окоси Т. и др. Волоконно-оптические датчики.

5. А. Бондер, А. В. Алферов - «Измерительные приборы»