Попечителев Е.П. Кореневский Н.А. Электрофизиологическая и фотометрическая медицинская техника: Теория и проектирование

Подождите немного. Документ загружается.

a) 6)

Корпус Выход

Углубление Электрод

для пасты

Двустороннее клеящее кольцо

с защитной пленкой Защитная пленка

в) г)

Рис. 6.2. Варианты конструкций металлических электродов

соответствующей системе отведений, в заданных местах которой распо-

ложены электроды. Пояс накладывается

так,

чтобы электроды заняли по-

ложенные им места на теле; сам пояс закрепляется с помощью специаль-

ных застежек. Электродные пояса для электрокардиографии более удоб-

ны, особенно для грудных отведений, когда все шесть грудных электро-

дов расположены на растягивающейся основе. Такой пояс можно

устанавливать

на

грудную клетку любого размера

гарантировать прави-

льное положение электродов.

Электроды одноразового применения представляют собой металли-

ческую пластинку или пластинку из пластмассы, покрытой слоем метал-

ла, по краям которой нанесен липкий слой, позволяющий закрепить элек-

трод на теле (рис. 6.2, в). Эти весьма совершенные и удобные в работе

конструкции стерильны, легки и эластичны, имеют большую клеящую

поверхность, исключающую смещение электрода. Разность потенциалов

двух электродов системы электрод—паста—электрод не превышает 3—

5 мВ, межэлектродное сопротивление — 500 Ом, а скорость изменения

разности потенциалов — 2 мкВ/с. Напряжение шума электродов не пре-

вышает 30 мкВ.

В мониторных системах, в условиях реанимации

палат интенсивной

терапии, на первый план выступают требования временной стабильности

параметров и нетоксичности электродов (рис. 6.2, г). Поэтому, несмотря

на свои недостатки, для таких задач разработаны неполяризующиеся

хлорсеребряные электроды с пастой — так называемые «плавающие»

118

Бумажное ,

кольцо Д

Электрод

Прокладка

с пастой

Соединительный

контакт

Рис. 6.3. Плавающий

электрод — моиитрод

•лектроды. В этих электродах удается устра-

нить артефакты движения, так как в них отсут-

I иует

прямой контакт токосъемной части элек-

фода с кожей. Это достигается специальной

конструкцией электрода.

Один из таких электродов — монитрод

(рнс. 6.3) — имеет чаше- или тарелкообразную

конструкцию корпуса 1, выполненного из

пластмассы. Внутри располагается чувствите-

н.ный элемент 2 в виде сетки из хлористого се-

ребра 8. Липкая полочка 3 внутренней стороной приклеивается к корпу-

i у, а внешней — к телу пациента. Полочка 4 служит для защиты липкого

i лоя 3 до использования электрода. Электрический контакт 5 защищен

i наем 6, который служит также для крепления элемента 2 к корпусу 1.

Инутреннюю полость электрода заполняют токопроводящей пастой 7.

11ри наложении электрода на поверхность тела с него снимается защит-

ный слой 4, электрод заполняется пастой,

а затем

приклеивается по торцу

к коже.

При длительной эксплуатации электродов различные химические,

механические

другие причины, источником которых являются электро-

проводящая паста и клеящий слой, могут привести к повреждениям кож-

ных покровов. Для предотвращения отрицательных реакций желательно

переклеивать электроды хотя бы каждые

сутки на

соседние участки тела.

В мониторных системах нашли применение также игольчатые элект-

роды и так называемые субтроды, с которыми можно подробно ознако-

миться в [17].

Особую группу электродов для ЭКГ

представляют электроды для скорой помо-

щи. Это электроды, напоминающие обыч-

ные инъекционные иглы, электродные

комплексы и многоточечные электроды.

Электродные комплексы выполняются в

виде единой конструкции, где в углах рав-

ностороннего треугольника жестко или в

прорезях закреплены три металлические

таблетки-электрода (рис. 6.4).

Поверхностные электроды для снятия

ЭЭГ обычно представляют собой неболь-

шие диски с площадью контакта, не превы-

шающей 1,1 — 1,5 см

, или маленькие гра-

нулы (шарики) припоя, которые закрепля-

ются на обезжиренной поверхности кожи

119

±1

Рис. 6.4. Электроды для

скорой помощи .

1 головы с помощью эластичного бандажа или шлема,

а пространство под каждым электродом заполняется

6 5

электролитической пастой. При .наложении электро-

Цилиндрический Д°

здесь также целесообразна механическая обра-

электрод для ЭЭГ ботка кожи для уменьшения переходного сопротив-

ления. Известны и цилиндрические электроды, за-

полненные пастой (рис. 6.5).

Для отведения биопотенциалов мышц (ЭМГ) используют два основ-

ных типа электродов: подкожных (игольчатых) и накожных.

Подкожные электроды (рис. 6.6, а) имеют коаксиальную или концен-

трическую форму (варианты форм иглы приведены на

рис.

6.6, б—д, кон-

тактные площадки заштрихованы), их диаметр d — от

1,1

мм до 0,5 мм и

длина рабочей части

— от 20 до 90 мм [11], а размеры контактных пло-

щадок определяют,исходя из решаемой задачи. Они позволяют регистри-

ровать потенциалы непосредственно с мышечных волокон (большей или

меньшей группы) и исключить сопротивление кожи и покрывающих

мышцу соединительных оболочек.

Игольчатые электроды обычно выполняются из меди или платины.

Иногда игольчатые электроды состоят из тонких изолированных прово-

лочек, располагаемых

так,

что их оголенные концы контактируют с мыш-

цей, нервным волокном или другой тканью, на которой проводятся изме-

рения. Эти проволочки либо хирургически имплантируются, либо вво-

дятся с помощью иглы для подкожных впрыскиваний, которая затем изв-

лекается, а электроды остаются в нужном месте. С помощью игольчатых

подкожных электродов имеется возможность исследовать электриче-

скую активность глубоко расположенных мышечных групп и различных

участков одной

и той

же мышцы, вплоть до отдельных двигательных еди-

ниц. Однако подкожные электроды при прокалывании кожи могут вызы-

вать значительные болевые ощущения.

Накожные электроды для длительной регистрации ЭМГ похожи на

накожные электроды, применяемые в других методах регистрации био-

потенциалов. Они выполняются в виде серебряных или графитовых дис-

ков и чашечек, оправленных в изолированный корпус, с выводом из гиб-

а)CZD—

K-f-w^dj

б) >00

в) 1 «ь

г)

л)

Рис'. 6.6. Электроды Рис. 6.7. Варианты

дня электромиографии микроэлектродов

120"

кого многожильного экраниро- R, R

К усилителю

Рис. 6.8. Эквивалентная схема

микроэлектродной цепи

ванного кабеля. Крепление элек-

I родов осуществляется с по-

—II—' ]с

_1с„

мощью резиновых лент или лей-

i -р

конластыря. Для кратковремен-

ной регистрации ЭМГ применя-

ю г

электроды из пищевого олова

или нержавеющей стали.

Для электрофизиологиче-

ских исследований нашли применение и микроэлектроды, особенно для

чадач нейрофизиологии. Микроэлектроды образуют две основные груп-

пы — металлические и стеклянные (рис. 6.7) электроды. Металлические

микроэлектроды (рис. 6.7, а, б) представляют собой проволочку

в виде

иглы, имеющей малый диаметр кончика 2. Весь электрод, кроме активно-

го кончика, покрыт изоляцией 3. Кончик электрода должен быть тщатель-

но обработан, например, с помощью электролитического метода. В неко-

юрых исследованиях большое значение придается форме кончика, так

как от нее зависит точность фиксации количества нервных клеток, нахо-

дящихся в контакте с электродом. Разработаны специальные технологии

«вытягивания» электродов для этих исследований. Микроэлектроды из-

готавливаются из нержавеющей стали, вольфрама или платино-иридие-

вого сплава.

Наиболее употребительным в микроэлектрофизиологии является

стеклянный электрод (рис. 6.7, в), представляющий собой наполненную

шектролитом стеклянную пипетку — капилляр

Капилляр изготавлива-

ется из боросиликатного стекла (типа пирекс), обладающего высокой ме-

ханической прочностью, большим удельным

поверхностным сопротив-

лением. Канал 2 капилляра заполняется электролитом (водный раствор

КС1); капилляр закрывается пробкой 3, через которую пропускается про-

водник 4 для подключения электрода к усилителю. Со стеклянным мик-

роэлектродом трудно работать, необходимо тщательно выполнять все

условия хранения, заполнения, промывки электродов. Стеклянные мик-

роэлектроды обладают присущими только им характеристиками, для ис-

следования которых также разработаны специальные методы и техниче-

ские средства [11]. Приближенная эквивалентная схема микроэлектрод-

иой цепи приведена на рис. 6.8. Здесь С!— емкость между клеточной

жидкостью или внешним электролитом и кончиком электрода; Ri — со-

противление кончика электрода;

— емкость между стволом электрода

и внешним электролитом; R

—сопротивление канала

ствола; С„

— пара-

ш гная

емкость входной цепи усилителя. При подключении к усилителю

микроэлектроды ведут себя как фильтры нижних частот,

что

хорошо вид-

но

из

рис.

6.8,

то время как металлические оказываются фильтрами вер-

121

хних частот. Стеклянным микроэлектродам присуща большая шунтиру-

ющая (проходная) емкость С| и высокое последовательное сопротивле-

ние R]. Это заставляет разрабатывать специальные усилители для микро-

электродных отведений с компенсацией входной емкости. Подробное

описание конструкций и характеристик микроэлектродов для электрофи-

зиологических исследований и вопросы проектирования микроэлектрод-

ных усилителей можно найти в специальной технической литературе и

журнальных публикациях.

6.2. СХЕМЫ ПОВЕРКИ ПАРАМЕТРОВ

ЭЛЕКТРОДОВ

Учитывая большое число факторов, влияющих на погрешности реги-

страции биоэлектрических потенциалов, и основную роль электрода как

источника погрешностей, становится понятным, что метрологические ха-

рактеристики измерительных систем, включающих электроды, могут

быть обеспечены лишь при наличии методик

аппаратуры поверки элек-

трических параметров электродов.

Для оценки метрологических характеристик электродов используют-

ся различные стенды и аппаратура

На рис. 6.9 изображена структурная схема стенда для комплексной

оценки электрических характеристик электродов. Испытуемые электро-

ды 10 располагаются в электродной ячейке 1, заполненной электролитом

такого состава, который по своим электрическим свойствам близок к реа-

льным условиям работы электродов. Электролитическая среда возбужда-

ется сигналами,

по

структуре близкими

реальным, с помощью генерато-

ра 7. Электроды располагаются внутри или на поверхности электролити-

ческой среды, а электродная ячейка заключается в экран

термостатиру-

ется с помощью термостата 9. С целью повышения точности измерения

малых напряжений поляризации электродная ячейка разделена на две ча-

сти 1 и 2, соединяющиеся через электролитический мостик 8. Во второй

части находится образцовый электрод сравнения. Если в качестве образ-

цового электрода использовать хлорсеребряный электрод ОС-01, то по-

тенциал поляризации относительно образцового электрода при примене-

нии компенсационного метода можно измерить с точностью, близкой к

%. В качестве измерительного устройства для определения электро-

дных потенциалов рекомендуется использовать цифровой электрометри-

ческий вольтметр 4 с диапазоном измерений от микровольт до

1 ООО

мВ с

точностью + 5 % (например, цифровой электрометр В7-29), при входном

токе смещения не более Ю

-9

А. Термостатирование лучше всего гфово-

122

Рис. 6.9. Стенд для комплексной проверки

электрических характеристик электродов

дить с помощью водяного тер-

мостата, сделав электродную

ячейку с водяной рубашкой.

Разность электродных по-

тенциалов вычисляется по

формуле

• 6U = (U,-U

) + U

где U| и U

— наибольшее и

наименьшее значения элект-

родного потенциала, без учета

времени готовности, получен-

ного для испытуемой партии

•лсктродов при отсутствии по-

ляризующего тока; и

— напряжение поляризации электродов при токе

поляризации Ю

-7

А.

Таким образом, разность электродных потенциалов фактически опре-

деляется суммой электродного равновесного потенциала и напряжения

поляризации, которая может рассматриваться как составляющая помехи

от электрохимических процессов.

Рассмотренный стенд удовлетворяет требованиям ГОСТа и позволяет

проводить не только испытания различных типов электродов, но и прово-

дить исследования

по

разработке новых высокоточных типов электродов.

Известны и более простые способы исследования отдельных пара-

метров электродов. Например, измерение напряжения поляризации реко-

мендуется производить по схеме, приведенной на рис. 6.10.

Здесь

А—испытуемая пара электродов; Б—прокладка, пропитанная

электролитом заданного состава

(например, 20 %-ный раствор NaCl

или КС1); П — переключатель по-

ляризующего тока; 1 — система

термостатирования и экранирова-

ния электродов; 2 — источник

тест-сигнала или поляризующего

тока

U/Rj,

U — не менее 10 В,

Ri — не менее 10 кОм); 3 — изме-

ритель напряжения поляризации с

диапазоном 0—1000 мкВ.

Вначале электроды вводятся в

контакт с электродным веществом,

и производится измерение разно-

сти электродных потенциалов 8Uj

123

Рис. 6.10. Стенд для измерения

напряжения поляризации

Р и с . .6.11. Схема измерения

импеданса электродной системы

до тех пор, пока

не

происходит стабили-

зация уровня 6Ui, затем включается ток

поляризации и измеряется установив-

шееся значение электродных потенциа-

лов 6U2, после чего рассчитывается на-

пряжение поляризации

= 6U

-Uj.

Этот стенд позволяет также изме-

рять величину напряжения дрейфа и

напряжения шума U

Измерение импеданса электродной

системы производится по схеме, приве-

денной на

рис. 6.11.

В ней используются

те же элементы, что и на рис. 6.10, с той

лишь разницей, что здесь используется генератор переменного напряже-

ния 2 с выходным напряжением 0—10 В. Величина импеданса Z

Zee = U

/I,

где

= U ~

/R;

— переменный

ток,

протекающий

через

электродную пару,

соединенную через электродное вещество, под действием напряжения

источника, Ц, — падение напряжения на электродной ячейке.

Измерения рекомендуется проводить на границах частот, на которых

планируется использование электродов. Например, для ЭКГ-электродов

эта частоты составляют 0,05 и 75 Гц. За величину Z^ принимают полови-

ну полученного значения импеданса электродной системы.

Сделав несложные преобразования схемы, можно с ее помощью из-

мерить величину импеданса электролит-электрод (рис. 6.12). Здесь 2 —

генератор переменного напряжения (звуковой генератор), R= 10 кОм.

Перед измерениями электроды 1 соединяют друг с другом через слой

электропроводящего геля 3. Измерения проводятся при напряжении

Ui =

В на частоте 20 Гц, что соответствует току

0,1

мА при положении

переключателя

в положении в. Затем переключатель переводят в поло-

жение а

измеряют напряжение U

. Перед измерением электроды соеди-

няют друг

другом через слой электропроводящего геля. Величина пере-

ходного импеданса (электрод-электролит) определяется как

Z =

и,-и,

145

ис. 6.12. Схема измерения импеданса Рис. 6.13. Схема измерения параметров

электрод-электролит электромеханического шума

Результат считается удовлетворительным, если значение Z не превы-

шает величины 200 Ом.

Измерение параметров электромеханического шума рекомендуется

производить по другой схеме (рис. 6.13). Здесь

— электродная ячейка,

Л — испытуемый электрод, Б — вспомогательный электрод, токосъем-

ная поверхность которого не подвергается механическим воздействиям,

— электролитная матрица из пористого эластичного материала, запол-

ненная электродным контактным веществом, 2 — измерительный вольт-

метр с пределом измерения 0

—1000 мкВ.

Измерения рекомендуется производить при смещениях по касатель-

ной к поверхности электролитной матрицы на

0,3

мм в прямом и об-

ратном направлениях, а также изменением давления электрода на матри-

цу от

до

кПа и с 10 вновь до 5 кПа. Время касательного смещения —

не более

0,1

с с интервалом 30 р; количество смещений — не менее 4-х.

Измерения рекомендуют производить не ранее чем через час после при-

ложения электрода к матрице. Для измерения уровня шумов следует ис-

пользовать селективные усилители с необходимой полосой пропускания

фоторегистраторы с чувствительностью

лк/мкВ в диапазоне частот от

0.05 до 300 Гц. В ходе Эксперимента регистрируется величина напряже-

ния,

создаваемого механическими перемещениями, определяемая как

U = —,

де As—отклонение на записи, вызванное напряжением электромехани-

ческого шума, мм; К — чувствительность измерителя. Результаты испы-

таний считаются положительными, если в течение

ч, начиная от време-

ни готовности, максимальные величины не превышают оговоренных в

стандарте.

125

6.3. ВХОДНЫЕ ЦЕПИ УСТРОЙСТВ

РЕГИСТРАЦИИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ

При регистрации биопотенциалов их источником служат живые объ-

екты, которые могут быть представлены эквивалентными электрически-

ми генераторами. Хорошо известно, что свойства любого электрического

генератора определяются характером изменения регистрируемого сигна-

ла во времени и его внутренним сопротивлением. Уровень потенциалов

столь слабый, что для обеспечения возможности их регистрации или ана-

лиза необходим усилитель, который известен как усилитель биопотенци-

алов (УБП).

Усилители биопотенциалов являются наиболее распространенными

узлами современной диагностической аппаратуры. В то же время, не-

смотря на быстрое развитие электроники и, в частности, усилительной

техники, вопрос о создании УБП, отвечающих современным требовани-

ям, остается нерешенным. Причина этого заключается в том, что в отво-

димом с помощью электродов сигнале вместе с полезной составляющей

порядка 1 мВ (и ниже) присутствуют инфранизкочастотная составляю-

щая (до 300

мВ) и

синусоидальная помеха

(до

10—20

В)

частотой

Гц от

силовой и осветительной сети. Кроме того, источником шума может вы-

ступать сам усилитель как устройство, обладающее высокой чувствите-

льностью и содержащее на входе активные элементы.

Борьба с помехами от силовой сети облегчается тем, что вследствие

относительно хорошей электропроводности биологических структур по-

тенциал помехи практически одинаков (синфазен) во всех точках объек-

та, и его можно подавить (значительно ослабить) путем дифференциаль-

ного съема полезного сигнала. Задачи подавления других помех

обеспе-

чение низкого уровня собственных шумов усилителя биопотенциалов яв-

ляются наиболее специфическими и важными при проектировании УБП.

Решение отмеченных задач осложняется тем, что к входным зажимам

УБП могут быть подключены дополнительные устройства, обеспечиваю-

щие его нормальное функционирование в различных вариантах его при-

менения. В общем случае к этим устройствам относятся: кабель отведе-

ний, подавитель синфазных помех, переключатель отведений, калибра-

тор амплитуды, детектор плохого контакта в системе отведений, буфер-

ные электродные усилители. При необходимости ко входу УБП

(например, для электрокардиографии) могут подключаться схема защиты

от воздействия импульсов дефибриллятора или выделитель артефакта

стимулирующего импульса и т. п. Поэтому важнейшим становится во-

прос обеспечения согласования входной цепи УБП с источником воз-

буждения — эквивалентным генератором.

126

Отмеченные особенности ставят перед разработчиками устройств со-

гласования биологического объекта и технических средств съема и реги-

страции биопотенциалов ряд проблем, которые и будут рассмотрены

ниже.

6.3.1. Характеристика источников биопотенциалов

Электрограмма при различных методах регистрации биопотенциалов

измеряется с помощью электродов, расположенных определенным обра-

юм на поверхности тела (или введенных внутрь организма) в соответст-

вии с некоторой системой отведений. Источники возбуждения для раз-

ных методов различны, разнообразна форма и параметры регистрируе-

мых потенциалов, различны параметры сигналов, передающих диагнос-

жческую информацию о состоянии организма. Опыт проведения

исследований позволяет установить, что двойные амплитуды потенциа-

лов живых объектов лежат в пределах от

мкВ до 120 мВ, диапазон час-

ют—

от 10"

до 10

Гц

выше. При клинических наблюдениях, контроле

состоянием и в ряде исследований эти диапазоны ограничиваются зна-

чениями параметров некоторых биологических сигналов, приведенными

в габл.

3.1

(раздел 3.1). Однако есть ряд общих особенностей этих источ-

ников возбуждения, которые и определяют специфику регистрации био-

потенциалов.

Основной особенностью биологических источников электрических

потенциалов является нестабильность межэлектродного сопротивления,

включающего переходные сопротивления систем «кожа—электро-

лит—электрод», которые соответствуют внутреннему сопротивлению ис-

точника возбуждения

В процессе длительного исследования сопротив-

ление

может изменяться в пределах 10

+10

Ом,

что определяет мини-

мально допустимое значение входного сопротивления усилителя.

При оценке особенностей источника биопотенциалов необходимо

также учитывать:

— нестабильность внутреннего сопротивления за счет изменения со-

противлений переходов кожа—электрод; при этом приходится считаться

с большими значениями межэлектродных сопротивлений, их разбалан-

сом в определенной системе отведений;

— образование на переходах кожа—электрод напряжений поляриза-

ции, создающих на входе УБП напряжения смещения, которые могут до-

стигать величин 300 мВ; такое напряжение может вызвать насыщение

усилителя;

— медленный дрейф напряжения поляризации и резкие его измене-

ния при смещениях электродов, вызванных движениями пациента; скач-

ки напряжений создают трудноустранимые электрические помехи;

127

— наличие напряжений помех, попадающих на входы УБП синфазно

и противофазно; помехи могут быть биологического (биопотенциалы

других.не исследуемых в конкретный момент органов и мышц) и физиче-

ского (наведенные на объект напряжения от неэкранированных участков

сетевой проводки, сетевых шнуров

других приборов) происхождения;

— наличие импульсных помех при воздействии на объект терапевти-

ческих аппаратов, как, например, в электрокардиографических исследо-

ваниях при использовании кардиостимуляторов или дефибрилляторов.

Перечисленные особенности источника возбуждения в значительной

степени определяют построение УБП, особенно их входных цепей.

На входных зажимах УБП не допускается наличие напряжения, кото-

рое через электроды может оказаться подведенным к объекту исследова-

ния, так как оно может вызвать появление неконтролируемых микро- и

макротоков. Кроме того, необходимо подавлять паразитный сигнал сред-

него уровня (синфазный сигнал, источником которого являются наводки

от питающей сети), который по величине во много раз может превысить

полезный разностный (дифференциальный) сигнал. В качестве меры по-

давления синфазного сигнала на входе усилителя применяются диффе-

ренциальные каскады. Устройства регистрации биопотенциалов должны

содержать схемы калибровки, позволяющие быстро и точно определять

значение исследуемого входного напряжения. Рассмотрим подробнее па-

раметры усилителей биопотенциалов.

6.3.2. Параметры усилителей биопотенциалов

Для усилителя биопотенциалов следует различать сигнал среднего

уровня и разностный. В общем случае на входные клеммы 1 и 2 диффе-

ренциального усилителя (ДУ) (рис. 6.14) подается сигнал L/'

и U"

, со-

держащий составляющую среднего уровня и

ВХ;У

разностную составляю-

щую U

BXJ)

U' +

U' - U"

s= вх

вх .

-w вх вх

———, U

xp ~~ •

• 2 - 2

При этом

и'„ = и

вх

+ и

вх

и 1Г= и

вх

— IVp.

Аналогично определяются составляющие выходного сигнала

U' + U" U' - U"

BLIV

* Т

111 IV HI.IV

— вых

ВЫХ

. II

ВЫХ.у 1 И

'"'вых.р ~

128

При асимметрии плеч сигнал

li„,.

1X/V

может быть вызван как

входным сигналом среднего

у ровня

так

входным разно-

стным сигналом U

BX)P

. В первом

случае обозначим его U

Bwxy>y

, во

втором — U,

сигнал U,

Аналогично

вых,р» вызванный вход-

вых,у,р-

Рис. 6.14. Дифференциальный усилитель

иым разностным сигналом и

входным сигналом среднего уровня, обозначим соответственно и

вых>р>р

I ^вы

,р,у

Введем ряд коэффициентов передачи: К

р р

— отношение разностного

выходного сигнала к разностному входному сигналу;

у>р

— отношение

выходного сигнала среднего уровня к разностному входному сигналу;

—отношение выходного сигнала среднего уровня к входному сигна-

лу среднего уровня;

р>у

— отношение выходного разностного сигнала к

входному сигналу среднего уровня:

Кр.р U

BbIX>PiP

/U|

Ку у

Bbl

,yAJ

BXj

ВХ,р 5

,р = и

в1

х.у I

вх.р »

У)Р

= и вых,р .у/и»,,.

Важным параметром ДУ является коэффициент режекции Н, опреде-

ляемый как отношение входного напряжения среднего уровня U

BX-y

(на-

пряжения помехи на входе) к входному разностному напряжению U

Bxp

(напряжение полезного сигнала на входе), при котором на выходе усили-

теля образуется одинаковый по величине разностный сигнал:

н =

Uexy

и.

^вых.р.р

^ вых,р,у ^ вх,р,р

^ вх,р ^ вх,р,у

к.

Коэффициент режекции характеризует влияние асимметрии плеч ДУ;

при идеальной симметрии Н =оо.

Еслц известны входное разностное напряжение и входное напряже-

ние среднего уровня и требуется обеспечить получение отношения сиг-

нал/шум на выходе усилителя

—

ЦСИГН.ВЫХ

/И„ ,вых И

ВЫХ)Р>Р

X p y

~ V|/

где —допустимое отношение сигнал/шум, то коэффициент режекции

II следует определить из соотношения

и.

t >д е ктроф» пнол or и н еская и фотометрическая

медицинская технология

145

Например, если U

Bx p

мВ,

U„x,y

В и \у

= 100, то Н = 10

. Значе-

ние коэффициента режекции ДУ лежит обычно в пределах 10

-г- 10

. От-

ношение коэффициентов передачи разностного сигнала К

р>р

и сигнала

среднего уровня К

у>у

называется коэффициентом дискриминации F

F = Крр/Куу

Когда сигнал с выхода дифференциальной схемы снимается только с

одного активного выхода (например, при переходе от дифференциальной

схемы к однополюсной), то для оценки уровня подавления синфазной по-

мехи используют еще один показатель — коэффициент подавления син-

фазной помехи К

псп

, определяемый как отношение коэффициента переда-

чи разностного полезного сигнала к коэффициенту преобразования син-

фазного сигнала помехи в выходной однофазный сигнал. В зарубежной

литературе он обозначается как параметр CMRR, который нормируется

для УБП. Часто его выражают через отношение отношения сигнал/шум

на выходе УБП—х|/

вых

к отношению сигнал/шум на входе—у

вх

v = V.

^МТСП

V»

Например, пусть сигнал на входе составляет

мВ, размах синфазной

помехи — 200 мВ, а требуемое отношение сигнал/шум на выходе — 50.

тогда нетрудно определить требуемый коэффициент подавления синфаз-

ной помехи К

псп

= 10

При расчетах дифференциальных схем и определении требований к

отдельным блокам УБП удобнее пользоваться коэффициентами Н и F.

Часто необходимо определить коэффициенты режекции и дискрими-

нации для многокаскадных

ДУ.

Следует иметь в виду, что при последова-

тельном соединении дифференциальных каскадов коэффициенты подав-

ления синфазных помех не перемножаются, а имеет место функциональ-

ная связь между коэффициентом подавления синфазных помех много. . „-

кадного усилителя и коэффициентами режекции и дискриминации

каждой из последовательно соединенных дифференциальных схем.

Определим коэффициенты режекции и дискриминации для двухкаскад-

ного дифференциального усилителя.

Для двухкаскадного усилителя коэффициент режекции Н

экв

,2 может

быть выражен через коэффициенты режекции и коэффициенты передачи

отдельных каскадов. По определению

о = ^«.У

экв,2

^»bixj>,y2 ^вых,р,р2

130

Рассматривая усилитель как линейную систему и пользуясь принци-

пом суперпозиции, для разностного сигнала на выходе второго каскада

'»ых,р.р2>

вызванного входным разностным сигналом U

BX>p

i, получаем

ых,р,р2

(Кр,р1 • Кр,р2

+ Ку р!

• Ку_р2) •

pi.

Для разностного сигнала на выходе того же каскада от входного сиг-

нала среднего уровня имеем

blx,p,y2

(К

,у,

•

рр

2 + Ky yi

• Ку_

2) •

BX)

yi.

При и

вых

,р,р2 = и

вых

,р

1У

2 с учетом H

= Кр^/Кр^ и Н

= К

рр2

/К

р>У

2 нахо-

1ИМ

p,yl "

р.р2 +

y,yl '

у.р2

2 +

у.у1 '

р,у1 1+

II -

РР' •

Р.Р2

+ К

У,Р' •

У.Р2 _ Н, • Н

+ КУР, • К^, /С,-Н

'Ъкв,2 : — — Н,

F,H

те Gi — Kppi/Kypi-

Так как обычно Hi

•

Нг

>:>

•

РУ

|, то

Полученные вьфажения показывают, что коэффициент режекции

тухкаскадного усилителя не может быть больше коэффициента режек-

|||и первого каскада.

Коэффициент дискриминации двухкаскадного усилителя можно за-

писать в виде

р,р2 _

р.р1 •

р,р2 +

у.р.'

у,

2 _

1 +

/G, -Н

р Р,Р- р.

Г пкв1.

У.У2

У,У

•

У,2 +

р.у. '

р.у2 У^ р

• G

ie G2 - K

PiP

2/K

y>P

Так как 1/(G,-H

)« 1, то

1 Н,

или

1 1

+ -

F„ H,G

F,-F

131

Обычно

Следовательно, коэффициент дискриминации двухкаскадного усили-

теля

3ICBi

больше коэффициента режекции первого каскада Н i, а

значит, и

больше коэффициента режекции двухкаскадного усилителя Н

экв2

. Таким

образом, при выполнении последнего неравенства результирующий ко-

эффициент режекции не может быть выше результирующего коэффици-

ента дискриминации.

Рассматривая двухкаскадный усилитель как однокаскадный, можно

распространить полученные результаты для расчетов на

трех- и

более ка-

скадные усилители.

Для УБП следует различать входное сопротивление

для

сигнала сред-

него уровня Z

Bxy

для разностного сигнала

BX р

Входные сопротивления

лежат в пределах от единиц до сотен мегаомов.

Кроме рассмотренных параметров, УБП, как и любой другой усили-

тель, характеризуется линейными

нелинейными искажениями, динами-

ческим диапазоном, выходными параметрами.

6.3.3. Эквивалентные схемы входной цепи

усилителей биопотенциалов

Живой объект с наложенными электродами схематически можно

представить в виде, изображенном на рис 6.15.

Через паразитные емкости

С„| и С

п2

на объект наводятся помехи

от си-

ловой (осветительной) сети с напряжением U~. Напряжение помех

точ-

ке 1 выражается как

п1

=_—и~,

z,+z

где Zo—сопротивление биоткани

между точками

Ъ\

—со-

противления паразитных емко-

стей C„i и С

п2

Если сопротивление межд\

точками 2 и 3 также равно 7,.

(рис. 6.15, а), то напряжение по

мехи в трчке 2 будет соответство

вать напряжению помехи в точко

1: U„j

и„г.

При несимметричном

132

LL , у

Сеть

/Л-с\ /А-г.

и»,

7. j-j-Cn?

Un, U«

а)

б)

Рис. 6.IS. Схематическое изображение

биообъекта с наложенными на него

электродами

положении электродов относительно источника наводки

(рис.

6.15,6),

иная точки 2 и 3 совпавшими, имеем

Z,+Z

Ц*-

-U~.

Z,+Z

Так как сопротивление ткани живого объекта

во много раз меньше

сопротивления Z

, то, пренебрегая им по сравнению с Z

, получаем оди-

нпковое синфазное напряжение помех в точках

и 2 наложения электро-

дов

и„,=и

п2

= -Ь—-и~.

Z,+Z

11апример, при U~ = 220 В; Zj = 2 • 10

Ом; Z

= 10

Ом напряжение

помех U„i = U

= 10,5 В.

Если напряжения помех

U„i и

неодинаковы, то это вызывает появ-

ление на входе усилителя разностного сигнала:

,p = (U

- U

)/2.

Такую разностную помеху невозможно отделить от полезного разно-

гного сигнала, если частотные спектры перекрываются. Для ослабления

• и 1 ряжения помех используется нейтральный специальный электрод, с

•мощью которого пациента соединяют с заземляющим проводом. Считая

онротивление между кожей

нейтральным электродом

=5 • 10

Ом,

при

•

нмметричном расположении электродов относительно источника наво-

юк получаем напряжение помех U„i

52,5 мВ.

Биообъект, являющийся источником возбуждения усилителя, можно

усматривать как эквивалентный генератор напряжения U

, включен-

ный последовательно с сопротивлением R;, состоящим из внутреннего

ниротивления самого генератора и сопротивления тканей, расположен-

иях между генератором и участком кожи, к которому приложен элект-

ч1д.

На

рис.

6.16, a

и С

—сопротивление

емкость кожи между элек-

. |Х)дом и

прилегающими внутренними тканями;

—сопротивление

емкость электродов; Я

эл

— сопротивление электролита, наносимого на

• 1сктрод;

Z',

Z" и

Z |

—сопротивления входной цепи усилителя. Поляри-

мцнонные потенциалы, возникающие на границе «эдектрод—кожа»,

•('«означены через Е' и Е". Для практических расчетов схему можно упро-

. ин

(рис. 6.16, б).

133

4^434

б)

Рис. 6.16. Эквивалентная схема ахода усилителя биопотенциалов

Сопротивление эквивалентных генераторов возбуждения Rc, учиты-

вающее сопротивление биоткани, электродов и кожи, под воздействием

ряда факторов (изменения кровенаполнения, сопротивления системы

«кожа—электрод»

др.) может существенно меняться в процессе иссле-

дований и лежит, как правило, в пределах 10

Ом. Разность сопро-

тивлений AR

= R'

-R" может достигать десятков и сотен килоом, что

обусловливает довольно жесткие требования ко входной цепи усилителя.

Изменение сопротивления R'

на величину AR'

вызывает изменение

входного напряжения среднего уровня U'

BXJr

на величину

AU'

BXJr

Так как

^ U'

f(R'

то

вху

R' +

Z_...

у с

dU'

dR',

(

B*.v)

•и:.

и после перехода к конечным приращениям получаем

ди'_.. =

ВХзУ

вх,у

(

BX.V)

- U'

•

AR'.

134

Введем понятие коэффициента режекции входной цепи Н

вх

, опреде-

лив его следующим образом:

_ и.У

8Х '

AU'

•Х.У

Это оправдывается тем, что AU'

, можно рассматривать как разно-

/1 ный

(противофазный) сигнал на входе усилителя, вызванный сигналом

. реднего уровня U'

при изменении сопротивления R'

на величину

• AR'

Тогда

Н -

"-v

v К

вх

• — •• •—••• • — — '

К +z

Bxy

Z^U;AR'

AR;

Знак минус означает, что с увеличением R'

уменьшается входное на-

пряжение U'

ixy

. Опуская знак минус и считая Z

получаем

H.v

— •

«.у

AR '

Коэффициент режекции входной цепи Н^ должен быть больше коэф-

фициента режекции всего усилителя. Входное сопротивление для сигна-

ta среднего уровня Z

определяется как

= H

. (6.2)

Например, если Н

вх

= 10

= 5

•

, то

BX>y

= 5

•

Ом. Необхо-

шмость в таком большом входном сопротивлении обусловлена необхо-

шмостью подавления помех, вызываемых изменениями внутренне.го со-

иротивления эквивалентного источника возбуждения усилителя. Это

•собенно важно при длительных исследованиях и для миографии. Есте-

I пенно,

что внутреннее сопротивление эквивалентного генератора не

может изменяться с большой частотой. Поэтому большое входное сопро-

швление должно быть обеспечено для области низких частот порядка

•миниц Гц и менее. Это весьма существенно, так как, например, вход-

ная емкость ЮпФпри частоте

1 ООО

Гц обладает сопротивлением всего

If» МОм.

Аналогичные расчеты можно провести

и для

разностных сигналов:

или, опуская знак минус и считая Z,^ » Rc,

131

ли.

ARc

Too'

где

а—относительное изменение входного напряжения в процентах, вы-

званное изменением внутреннего сопротивления эквивалентного источ-

ника возбуждения.

Для входного сопротивления по разностному сигналу получаем

100.

(6.3)

Например, если а =

% и

ARc

5 • 10

то Z

Bx p

5 •

. Недостаточно

входное сопротивление усилителя по сигналу среднего уровня и разно

стному сигналу во многих случаях является источником неустойчивых

результатов, которые ошибочно приписываются особенностям живого

организма.

6.3.4. Экранирование входа усилителей

биопотенциалов

Напряжение помех U

может наводиться и на линии, связывающе .

биологический объект с электрофизиологическим прибором, — кабели

отведений, которые обычно представляют собой высокоомные линии

связи, очень чувствительные к емкостным наводкам. Для таких линий ве-

лика опасность больших наводок от осветительной сети (рис.

6.17 >

-.Обозначив сопротивление паразитной емкости С

| между сетью

проводом

через ZJ, его сопротивление по отношению к общей точке -

через Z'

, где Z'

= R'

||Z'

, для напряжения помех на этом проводе пол\ -

чим

z; +z

и.

R'c

•Сеть

Аналогично

получаем

U„

для провода 2

•

СдгЦ

общ

Рис. 6.17. Схема возникновения

помех на линиях связи биообъекта

с усилителем

z;+z'

При большом входном сопро-

тивлении усилителя сопротивле-

ния Z

и Z

определяются в основ-

ном сопротивлениями R'

и Ь '

входных концов линии. Для осла-о-

136

,1ения наводок на провода линии сопротивления R'

и R" следует умень-

шить, что ослабляет также электромагнитные наводки на линию, которые

при больших сопротивлениях R'

и R" могут полностью подавить полез-

ный сигнал.

Магнитные разностные наводки при сближении проводов

1 и 2

ослаб-

ляются, так как при этом уменьшается площадь замкнутого контура, об-

разуемого этими проводами, через который проходит переменное маг-

ннтное поле, вызывающее разностные наводки.

Одним из выходов для уменьшения наводок является помещение ка-

белей отведений в экран, однако при этом увеличиваются емкости отво-

чящих проводов. При механических перемещениях кабеля паразитные

емкости проводов могут, хотя и в малых

пределах,

изменяться, приводя к

появлению

шумов

экранирования, которые

при

малых амплитудах иссле-

дуемого сигнала начинают играть существенную

роль.

Так, при напряже-

нии наводки

В и изменении емкости на

0,01

% скачки напряжения шу-

мов

достигают

мВ. Несмотря на экранировку, кабель играет роль антен-

ны, а при значительной длине он будет вносить основной вклад в величи-

ны емкостей С

| и С„2.

Вообще говоря, защита усилителя биосигналов от наводок путем эк-

ранирования кабеля отведений — не простая задача [11, 17]. 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

нулевому

проводу источника возбуждения только один раз;

— при экранировании низкочастотных шумов в ближней зоне излу-

чения, при защите от радиопомех это соединение следует подбирать экс-

периментально;

— экран и нулевой провод сигнала должны быть заземлены у источ-

ника питания в одной точке;

— заземление, по которому течет ток нагрузки к источнику питания,

должно осуществляться отдель-

ным проводом, а не объединять-

ся с нулевым проводом сигнала;

— желательно, чтобы кабель

отведений был минимальной

члины и при укладке занимал не-

большую площадь.

В некоторых случаях исполь-

ювания усилителей биопотенци-

алов эффективным могут оказа-

131

Яисп экран

Cv-LT

RHCT2 экран

Рис. 6.18. Схема коррекции иаводок на

вход усилителя путем подачи синфазного

сигнала на экран