ИДЗ_Лиоско

СОДЕРЖАНИЕ

2

ВВЕДЕНИЕ

В данной работе рассмотрен аппарат для многоканального измерения пульса. Было приведено обоснование физического принципа и физиологического механизма работы прибора, который использует три метода регистрации пульсовой волны (метод фотоплетизмографии, метод объемной сфигмографии, метод электроплетизмографии). Приведены основные технические характеристики прибора по каждому каналу. Представлена структорно-функциональная схема прибора: основные узлы прибора и функциональные связи между ними. Также была подобрана элементная база для каждого узла прибора.

3

1. ОБОСНОВАНИЕ ФИЗИЧЕСКОГО ПРИНЦИПА И ФИЗИОЛОГИЧЕСКОГО МЕХАНИЗМА РАБОТЫ ПРИБОРА

1.1 Метод фотоплетизмографии

В основу фотоплетизмографических методов регистрации артериальной пульсации крови положена способность биологической ткани изменять степень поглощения или отражения светового потока, проходящего сквозь нее. В соответствии с законом Бугера-Ламберта-Бера поглощение света в объекте с однородными оптическими свойствами зависит от толщины слоя ( ),

через который это излучение проходит:

( ) = 0 − ,

где – концентрация, – световой поток, – молярный коэффициент поглощения, – длина оптического пути.

В пальцевой фотоплетизмографии участок тканей (рисунок 1)

располагают на пути луча света между источником излучения и фотоприемником. Поглощение света в тканях пропорционально объему крови, проходящему в освещенном участке. Таким образом, можно зарегистрировать изменения пульсации сосуда под действием артериальной крови.

Рисунок № 2 – Схема фотоплетизмографа

Регистрируемый при помощи фотоплетизмографии сигнал называется фотоплетизмограммой (ФПГ). Пальцевая фотоплетизмограмма представляет из себя объединение двух пульсовых волн (рисунок 2):

4

Рисунок № 2 – Фотоплетизмограмма пальца Первая пульсовая волна (А1, прямая волна) формируется объемом крови

в момент систолы, который передается от левого желудочка к пальцам верхних конечностей. Вторая (А2) – отраженная волна. Такая волна формируется за счет потока крови, который направляется обратно в восходящий отдел аорты.

Вершина пульсовой волны соответствует наибольшему объему крови, а ее противолежащая часть — наименьшему объему крови в исследуемом участке ткани. Характер пульсовой волны зависит от эластичности сосудистой стенки, частоты пульса, объема исследуемого участка ткани, ширины просвета сосудов. Считается, что частота и продолжительность пульсовой волны зависят от особенностей работы сердца, а величина и форма ее пиков – от состояния сосудистой стенки.

1.2 Метод компрессионной (объемной) сфигмографии

Наиболее распространенным и клинически эффективным методом регистрации пульсовой волны является компрессионная сфигмография, основанная на использовании пневматической манжеты в качестве воспринимающего элемента изменений колебаний артериального сосуда.

Существует много видов датчиков давления. В приборе будет реализован пьезоэлектрического датчика давления. В основе пьезоэлектрического датчика давления лежит прямой пьезоэлектрический эффект, при котором пьезоэлемент генерирует электрический сигнал, пропорциональный действующей на него силе или давлению. В данном

5

приборе будет использоваться пассивный датчик, который под действием давления изменяет свое сопротивление – тензорезистор. Схема включения датчика давления представляет собой мостовую схему Уитстона (рисунок 3).

Рисунок № 3 – Мостовая схема Уитстона

В данной схеме включения Rd – входное сопротивление измерительного прибора, определяющего напряжение в диагонали моста Um или разбаланс тока id; es – внешний источник напряжения; Rs – внутреннее сопротивление источника напряжения es; R1, R2, R3, R4 – резисторы, образующие мост. Один из резисторов мостовой схемы представляет собой тензорезисторный датчик, сопротивление которого изменяется в зависимости от прикладываемого внешнего давления.

Мост находится в равновесии при условии UA=UB, в этом случае id=0. С учетом указанных условий и используя уравнения Кирхгоффа можем записать условие балансировки моста в следующем виде:

1 4 = 2 3

Как следует из полученного выражения: условия равновесия моста не зависит от внутреннего сопротивления источника питания и входного сопротивления измерительного прибора. При условии малого сопротивления источника питания и большого входного сопротивления измерительного прибора выражение, определяющее напряжение в диагонали моста имеет следующий вид:

2 3 − 1 4= (1 + 2)(3 + 4)

6

Для упрощения вычислений наиболее часто принимают сопротивления резисторов моста равными значению сопротивления покоя тензометрического датчика R0 (т.е. при отсутствии внешнего воздействия на датчик). При отсутствии внешнего воздействия на тензометрический датчик выполняется условие балансировки моста и напряжение Um=0. Пусть резистор с сопротивлением R1 является тензорезистором, тогда можем записать следующее выражение:

1 = 0 +

где: ∆R – изменение сопротивления тензорезистора под действием градиента внешнего давления ∆P.

Функциональная зависимость изменения сопротивления тензорезистора в зависимости от изменения внешнего давления является линейной зависимостью следующего вида:

где: S – чувствительность тензометрического датчика.

С учетом сделанных допущений напряжение в диагонали моста определяется следующим образом:

Полученная зависимость связывает выходной сигнал мостовой схемы с величиной изменения давления через конструктивные параметры тензодатчика и измерительной схемы. Данное выражение описывает нелинейную зависимость между выходным измерительным сигналом и измеряемой величиной давления.

Для линеаризации характеристики преобразования мостовой схемы используется режим работы на малом участке характеристики тензодатчика,

иными словами, изменение сопротивления тензодатчика ∆R пренебрежимо мало по сравнению с величиной сопротивления покоя R0. В этом случае зависимость выходного информационного сигнала мостовой схемы будет иметь следующий вид:

7

= − 40

Полученное выражение представляет собой функцию преобразования сфигмографического ИП артериальной пульсации крови, связывающую технические параметры измерительного преобразователя (чувствительность датчика давления, напряжение питания мостовой схемы, номинальное сопротивление датчика давления) и измеряемую величину (пульсации артериального давления в исследуемом сосуде) с выходным электрическим

(информационным) сигналом.

1.3 Метод реографии (электроплетизмография)

Биологическую мембрану можно рассматривать как электрический конденсатор. Внеклеточное вещество и цитоплазма клетки могут является проводниками, а билипидный слой – диэлектриком. Поэтому при прохождении переменного тока через клетки человека в них возникает двойной электрический слой зарядов. Если рассмотреть формулу емкостного сопротивления, то можно заметить, что сопротивление уменьшается при увеличении частоты переменного тока. При малых частотах тока (до 10 кГц)

импеданс биологической ткани очень большой, но при больших частотах общий импеданс уменьшается, т.е. уменьшается активная составляющая и остается в основном реактивная (рисунок 4). Именно поэтому можно исследовать сердечно-сосудистую систему с помощью переменного тока высокой частоты, т.к. изменение сопротивления будет зависеть в основном от кровенаполнения сосудов (метод реографии). А электроплетизмографические системы регистрации сигнала артериальной пульсации крови основаны на методе реографии.

8

Рисунок № 4 – Электрическая схема замещения биологических тканей Фрике: С– частотно-зависимая эквивалентная электрическая емкость клеточных мембран; Rк– частотно-независимое сопротивление содержимого клеток; Rмв– частотно-независимое сопротивление межклеточного вещества.

В основе метода реографии лежит пропорциональная зависимость, установленная Кедровым, между изменениями импеданса (∆) по отношению к его исходной величине ( ) и приростом объема (∆) по отношению к исходному объему ( ) исследуемой части тела за счет ее кровенаполнения:

Реограммой будет считаться регистрируемая кривая изменений импеданса за каждый сердечный цикл. В момент систолического подъема пульсовой волны реограмма регистрирует увеличение электропроводности, а в момент диастолического спуска — ее уменьшение.

Схема подключения электродов к биообъекту при снятии реограммы может быть, как двухэлектродная (рисунок 5), так и четырехэлектродная (рисунок 6). В двухэлектродной схеме осуществляется измерение сопротивления между двумя электродами Э1 и Э2, которое преобразуется в напряжение U с помощью классического преобразователя сопротивления в напряжение (R/U).

9

Рисунок № 5 – Двухэлектродная схема подключения к биообъекту

Рисунок № 6 – Четырехэлектродная схема подключения к биообъекту

10