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

Подождите немного. Документ загружается.

Рис. 6.19. Схема защиты входной цепи с помощью буферного усилителя

ться схемотехнические приемы уменьшения напряжения наводок на

входные цепи усилителей.

Например, если на экран подать напряжение, равное синфазному

(рис. 6.18), 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 недопусти-

мой нагрузке источника входного сигнала.

Этот недостаток может быть устранен в схеме, изображенной на

рис. 6.19. Резисторы R подобраны так, что не нагружают входы усилите-

лей ОУ | и ОУ

, напряжение в точке соединения этих резисторов прибли-

зительно равно синфазному напряжению. Повторитель ОУ4 работает как

буферная схема между усилителем (ОУз)

экраном. Если емкость экрана

невелика, можно обойтись без буферного каскада,

экран подсоединить к

средней точке резисторов R.

Еще один вариант подключения усилителя биопотенциалов к источ-

нику возбуждения и источнику питания иллюстрирует рис. 6.20. Схема

предназначена в качестве входной цепи усилителя электрокардиосигна-

лов для мониторных систем [17]. Влияние кабеля отведений на входной

импеданс УБП уменьшается, а коэффициент дискриминации входной

цепи повышается за счет применения на входе кабеля буферных усилите-

лей ОУ| и ОУ

, что позволяет согласовать линию связи, и усилителя

ОУч — подавителя синфазных сигналов. Подавление происходит благо-

даря отрицательной обратной связи (ОС) по синфазному сигналу на элек-

трод, подключаемый к правой ноге

(Пн).

Отрицательная ОС поддержива-

ет близким к нулю синфазное напряжение между входом ДУ и изолиро-

ванным общим проводом.

138

6.3.5. Электродные усилители как входные узлы

усилителей биопотенциалов

Во входной цепи, выполненной по схеме на

рис.

6.20, предусмотрены

меры по согласованию линии связи биологического объекта и усилителя

оиопотенциалов. Для этого использованы дополнительные электродные

\силители для каждого электрода, расположенные в непосредственной

ц.шзости от электродов и объединенные с ними конструктивно. Такие

>;|ектродные усилители должны обладать высоким входным сопротивле-

нием, удовлетворяющим полученным условиям (6.2)

(6.3), и выходным

. опротивлением порядка десятков ом. Значение коэффициента передачи

напряжения этих усилителей может быть близким к единице. Экраны ка-

| юлсй

отведений при использовании буферных электродных усилителей

подключаются к выходам повторителей напряжения.

Использование электродных усилителей открывает широкие возмож-

ности по регистрации биопотенциалов от объектов, удаленных на доста-

I очно большие расстояния

от УБП.

Основным назначением электродного

усилителя является передача напряжения, снимаемого накожным элект-

родом, к входу основного усилителя биопотенциалов. Так как электро-

ПП.1Й усилитель передает напряжение электрода относительно общей

| нейтральной) точки, он не может быть выполнен в виде дифференциаль-

ного каскада. Исключение составляют случаи съема биопотенциалов с

п«ух близко расположенных электродов. Естественно, что электродные

енлители, одинаково усиливающие, и разностные сигналы двух элект-

родов, и сигналы среднего уровня

не

должны превращать входные сигна-

п.| среднего уровня в разностные сигналы на входе последующего диф-

ференциального усилителя. Для этого коэффициенты передачи напряже-

Пн(Ы)

-•- Bxi

* кДУ

1 Обший

провод

Экран

Рис. 6.20. Входная цепь усилителя электрокардиосигиала для мониторной

К правая рука; L — левая рука; N — правая нога; ДУ — дифференциальный усилитель

139

ния электродными усилителями должны быть идентичными с очень вы-

сокой степенью точности.

Допустимые вариации значений коэффициентов передачи К электро-

дных усилителей можно определить следующим образом. Разностный

сигнал на выходе двух электродных усилителей и

вых

,р с коэффициентами

передачи Ki и К

, вызванный входным сигналом среднего уровня U

определяется выражением

,, -

»*.

-(к,-к

)

*-"вых,р _

> •

коэффициент передачи от сигнала среднего уровня на входе к разностно-

му сигналу на выходе электродных усилителей К

р>у

—выражением

V ^ ^"blx.y _ К, - К

РУ

U 2~"

вх,у

Если К| и К

близки к единице (повторители напряжения), то

рр

= К

уу

и коэффициент режекции Н

эу

пары электродных усилите-

лей имеет вид

К.

_ Р.Р

э.у ~

ру

К, - К

Так как коэффициент режекции электродных усилителей должен

быть больше коэффициента режекции Н всего усилительного канала (см.

выражение (6.1)), то

ДК = К,-К

—

2 2-U

Н a-U^

Например, при U

BXiP

мВ,и

ах>у

а=

100

получаем АК < 2

•

При использовании нейтрального электрода, с помощью которого па-

циент соединен с корпусом (заземлен), можно считать и

вХ)У

« 50 мВ. Тог-

да АК < 4

•

-4

Такие высокие требования к идентичности коэффициентов передачи

электродных усилителей и необходимость получения очень больших

входных сопротивлений не могут быть обеспечены применением про-

стых истоковых или эмиттерных повторителей. Требуется использование

более сложных схем, в частности операционных усилителей с большим

входным и низким выходным сопротивлением.

140

6.4. ОСОБЕННОСТИ ПРОЕКТИРОВАНИЯ

УСИЛИТЕЛЕЙ БИОПОТЕНЦИАЛОВ

При проектировании усилителей биопотенциалов наиболее сложны-

ми этапами являются: составление функциональной схемы устройства,

шализ требований к отдельным блокам, согласование входной цепи и

, мечет первых каскадов усиления. Идеальным для регистрации биопо-

е'ициалов был бы усилитель, который обладает бесконечно большим

юлиым входным сопротивлением, полностью подавляет помехиют сило-

<оИ

сети, нечувствителен к потенциалам поляризации электродов и раз-

ностным помехам, лежащим за пределами полосы частот полезного сиг-

нала, не имеет собственных шумов, способен сохранять свои характери-

шки при воздействии на него значительных кратковременных перегру-

чж, а также не вносит частотных и нелинейных искажений в полосе

iiicTOT и в динамическом диапазоне полезного сигнала. Однако постро-

1гь такой усилитель практически невозможно, поэтому при разработке

v'lill стремятся реализовать ряд требований к ним.

Входное сопротивление усилителя должно быть

по

возможности не

ниже сопротивления биообъекта с учетом сопротивления перехода ко-

ки—электрода тем чтобы не нагружать источник возбуждения, которым

шляется биологический объект.

Например, для съема потенциалов с биологически активных точек ре-

комендуется соблюдать выполнение соотношения RBX> l/6R

imax

, где

К,* — входное сопротивление усилителя; б — максимально допустимая

погрешность измерения; Ri

max

— максимальное внутреннее сопротивле-

ние источника биопотенциалов, за которое принимают результат измере-

ния сопротивления цепи системы «электрод—кожа—электрод». При

• том

учитывается, что нагрузка на биологически активные точки может

ущественно влиять на точность измерений, изменяя свойства каналов,

низанных с этими точками. Для других измерительных систем эти усло-

К1Я могут быть менее жесткими.

Для частот исследуемых сигналов до сотен килогерц (например, при

1сктроемкостных или импедансных исследованиях) можно учитывать

юлько активные составляющие входных сопротивлений УБП.

Иногда при расчете допустимого значения входного сопротивления

усилителя используют представление о допустимом отношении сиг-

мил/шум.

этом случае расчетное соотношение имеет следующий вид:

l>2

lfc'

Vc„

141

где Zyr — паразитное сопротивление приэлектродной зоны (элект-

род—ткань); tj/

— заданная величина отношения сигнал/помеха.

2. Коэффициент передачи и полоса частот УБП выбираются с таким

расчетом, чтобы при максимальном размахе полезного сигнала суммар-

ные полезный сигнал и сигналы всех видов помех не вышли за пределы

линейного участка УБП с целью минимизации искажений величины сиг-

нала.

Искажения, вносимые любыми усилительными устройствами, делят-

ся на линейные и нелинейные. Линейные искажения возникают вследст-

вие зависимости коэффициента передачи устройства от частоты сигнала.

Эти искажения не изменяются при изменении амплитуды сигнала. Нели-

нейные искажения зависят от амплитуды, но не зависят от частоты; они

связаны с нелинейностью амплитудной характеристики передачи усили-

теля. При регистрации биопотенциалов с помощью самопишущих прибо-

ров возникают дополнительно динамические искажения. Они появляют-

ся тогда, когда скорость изменения амплитуды сигнала на входе выше

времени переходных процессов в устройстве регистрации. Такие искаже-

ния связаны с ограничениями быстродействия схем, то есть с ограниче-

ниями в области верхних частот.

Регистрация неискаженной формы и спектра сигнала позволяет со-

хранить максимальную диагностическую информацию в полезном сигна-

ле, особенно в тех случаях, когда заранее не известны информативные

признаки сигнала. Однако сохранение такого сигнала создает и ряд серь-

езных трудностей для его регистрации и последующего анализа. На прак-

тике регистрация сигналов в полном объеме не всегда целесообразна,

особенно когда известны информативные параметры. В этих случаях воз-

можны значительные искажения сигналов, но при условии, чтобы они не

вносили искажения в измеряемый параметр. Так, например, в исследова-

тельских целях регистрация электрокардиосигнала производится в диа-

пазоне 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 ме-

нее

%, во втором —

%, а в третьем — искажения допустимы до 50 %,

лишь бы они не вызывали ошибки пропусков лишних срабатываний вы-

ходного 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 схе-

мотехнических решениях.

Под помехами понимают сравнимые с величиной полезного сигнала

напряжения, присутствующие в отводимых с помощью электродов по-

тенциалах. Помехи по их виду, происхождению и влиянию на параметры

142

полезного сигнала можно разделить на аддитивные и мультипликатив-

ные.

Аддитивные помехи складываются с сигналом; они вносят наиболь-

шую погрешность и с ними труднее всего бороться. Они делятся на син-

фазные (сигнал среднего уровня) и разностные (см. § 6.3.2).

На поверхности тела относительно земли присутствует напряжение

синфазной помехи частотой 50 Гц, амплитуду

фазу которой можно счи-

тать практически одинаковой во всех

точках.

Инфранизкочастотные син-

фазные помехи создаются средним уровнем поляризационных потенциа-

лов электродов, а среднечастотные — средним уровнем биоэлектриче-

ской 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 (см. § 6.3.2). Разностную помеху могут созда-

вать магнитные поля, пронизывающие контур, образованные проводами,

которые соединяют электроды с усилителем биопотенциалов, а также си-

льные магнитные поля, воздействующие непосредственно на усилитель.

Мультипликативные помехи изменяют параметр одного

из

элементов

контура передачи сигнала (например, сопротивления системы «ко-

жа—электролит—электрод» при высыхании электролита или при движе-

ниях пациента), меняют коэффициент передачи полезного сигнала, вызы-

вая 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 элект-

родов и интенсивность ряда процессов, происходящих в зоне контакта

электрода

объектом исследования, которые могут явиться причиной ин-

тенсивных помех (см. гл. 3).

Еще одна группа помех связана со свойствами усилителя биопотен-

циалов. Поскольку в современных усилителях чаще всего используются

схемы на операционных усилителях (ОУ), то составляющими этой груп-

пы являются погрешности работы ОУ. К ним относят погрешности, воз-

никающие

из-за:

нестабильности источников питания и

ип

; температурно-

I о

дрейфа и

др

; неточности установки операционных сопротивлений U

;

конечности величины коэффициента

усиления;

конечных значений вход-

ных и выходных сопротивлений ОУ и др. Подробнее эта группа погреш-

ностей будет рассмотрена в литературе, посвященной описанию опера-

ционных усилителей.

Уровень собственных шумов УБП определяется путем деления вели-

чины выходного шумового напряжения при подключении ко входу УБП

вместо источника биопотенциалов резистора, равного по величине вы-

143

ходному сопротивлению реального источника сигнала, на коэффициент

передачи усилителя для полезного сигнала. Основной вклад в шумы УБП

вкладывают первые каскады усиления, поэтому иногда их выполняют на

навесных элементах, используя полевые транзисторы или транзисторы в

микрорежиме их работы [19].

6.5. ОБОБЩЕННЫЕ ФУНКЦИОНАЛЬНЫЕ

СХЕМЫ УСИЛИТЕЛЕЙ БИОПОТЕНЦИАЛОВ

Поскольку требования по полосе частот полезного сигнала, динами-

ческому диапазону, коэффициенту усиления и другим параметрам, ха-

рактер помех

шумов при отведении биопотенциалов с помощью накож-

ных электродов сходны, то можно предложить обобщенную функциона-

льную схему усилителя биопотенциалов, пригодную для построения уси-

лительных каналов аппаратуры, предназначенной для большинства

методов исследования биоэлектрической активности. Как правило, это

усилители «прямого усиления».

На рис. 6.21 приведена обобщенная схема усилительного канала, по-

строенная исходя из функций, которые должны быть выполнены для

обеспечения высокого качества передачи полезного сигнала.

В частных случаях реализации УБП некоторые блоки могут быть со-

вмещены, но при проектировании любого высококачественного УБП

должны быть учтены функции всех блоков, включенных в эту схему.

Здесь используются следующие обозначения: Э — электроды (1,2 — ак-

тивные,

— индифферентный),

ВЦ

— входная цепь, СЗП:— схема защи-

ты от перегрузки, ЭУ—электродные усилители, ПУБП — предварител ь-

ный усилитель биопотенциалов, ФВЧ — фильтр верхних частот, ФНЧ —

фильтр нижних частот, СУ—схема успокоения, ПрУ—промежуточный

усилитель, СОП—схема определения перегрузки, ОУ—оконечный уси-

литель с регулировкой положения нулевой линии (Н), а — выходные

клеммы усилительного канала.

Э1 СЗП

S-0-

ЭУ1

ВЦ ВЦ

ЭУ2

СОП

СЗП

ПУБП ФВЧ ФНЧ

СУ

ПрУ

•al

ЭО

^EHZ

Рис. 6.21. Обобщенная схема усилительного канала биопотенциалов

144

11аиболее специфичными для любых усилителей биопотенциалов яв-

1нются входные цепи и предварительные каскады усиления, которые

•иределяют подавление синфазных помех, шумовые характеристики ка-

гала в целом, чувствительность УБП к постоянным разностным помехам

I флуктуациям сопротивлений источника возбуждения. После каскадов

предварительного усиления осуществляется фильтрация разностных по-

мех и усиление мощности сигнала.

В предварительных усилителях часто используют дифференциаль-

ные каскады, однако разностные помехи с их помощью не отделимы от

тлезного сигнала. Их фильтрация производится частотным (с помощью

фильтров) и (значительно реже) временным способами.

После ФНЧ начинается оконечная часть УБП; она может строиться

•

лк по дифференциальной, так и по обычной схемам. Методы расчета

• I ой

части УБП

не

отличаются от расчета усилителей общего назначения,

I;I исключением схемы ручного или автоматического успокоения.

При движениях пациента, отрыве одного из электродов разностный

н гнал может в тысячу раз превышать сигнал в нормальных условиях.

11ри этом происходит нелинейный ускоренный заряд переходных кон-

юпсаторов

перегрузка усилительного канала

по

амплитуде. Для восста-

•овления работоспособности и возвращения нулевой линии усилителя в

1>.|бочее положение требуется недопустимо большое время. В простей-

шем случае при ручном успокоении используется кнопка, с помощью ко-

трой закорачивается переходная цепь. При автоматическом успокоении

случае превышения усилителем заданных уровней срабатывает двусто-

(>онний компаратор, выходной импульс которого вызывает срабатывание

реле. При этом замыкаются контакты, закорачивающие переходные ем-

кости, что приводит к сокращению времени восстановления.

Иногда схему на рис. 6.21 дополняют так называемым «подавляю-

щим усилителем, с помощью которого выделенный в первых каскадах

нгнал среднего уровня подается на правую ногу пациента через индиф-

ферентный электрод (на рис. 6.21 показан пунктиром). Один из вариан-

те такого подключения источника возбуждения к УБП был рассмотрен

иыше и иллюстрируется схемой на рис. 6.20.

Поиски радикальных мер повышения электробезопасности пациента

при проведении электрофизиологических исследований привели к созда-

нию УБП, в которых предварительный усилитель сигналов гальваниче-

ски развязан от оконечной его части, — усилители с «плавающим вхо-

дом». Принципиальным отличием УБП этого типа (рис. 6.22) следует

I-читать введение блоков прямого (ППС)

обратного (ОПС) преобразова-

ния сигналов и гальванической развязкой как цепи сигнала (ГРС), так и

цепи питания (ГРП) предварительных каскадов усиления.

145

Рис. 6.22. Обобщенная схема усилителя с «плавающим входом»

Наиболее сложными узлами каналов с гальванической развязкой, в

значительной степени определяющими характеристики канала в целом,

являются блоки гальванической развязки, в качестве которых могут испо-

льзоваться:

— высокочастотные трансформаторы;

— конденсаторы специальной конструкции;

— оптроны (устройства, содержащие светодиоды и фотодиоды и

представляющие собой по существу электрооптико-электрические пре-

образователи).

Проводимость между изолированной частью и выходными блоками

канала носит емкостный характер, а активной составляющей, определяе-

мой качеством изоляции, как правило, можно пренебречь. С точки зрения

подавления синфазных помех введение гальванической развязки эквива-

лентно увеличению входного сопротивления для сигнала среднего уров-

ня.

Глава 7

УСТРОЙСТВА СОПРЯЖЕНИЯ

ФОТОМЕТРИЧЕСКИХ СИСТЕМ

С ОРГАНИЗМОМ

7.1. ОПТИКО-ЭЛЕКТРИЧЕСКИЕ ИЗМЕРИТЕЛЬНЫЕ

ПРЕОБРАЗОВАТЕЛИ

Методы исследования оптических свойств различных сред по их спо-

собности поглощать излучение определенного спектрального состава

разделяют не только по виду регистрируемого после взаимодействия лу-

чевого потока

(в

проходящем, отраженном или рассеянном потоках), но и

но числу спектральных диапазонов (одноволновые, двухволновые, коло-

риметрические, спектральные), по способу канализации лучистой энер-

гии от источника к исследуемому участку ткани и от него к фотоэлектри-

ческому преобразователю, по числу потоков энергии (однолучевые и

лвухлучевые). Эти характеристики методов и определяют выбор схемы

измерений.

На рис. 7.1 приведены примеры некоторых типовых структур одно-

иолновых фотометров. Главным их отличительным признаком, определя-

ющим вид измеряемого выходного параметра, а следовательно, и схему

устройства обработки сигналов ФЭП, следует считать количество раз-

личных по характеристикам потоков излучения (лучей), которые исполь-

зуются при оценке исследуемого оптического свойства объекта. Количе-

ство

лучей 0 определяет «фотометрическую сложность» структуры фото-

метра. При 0=1 используется один поток излучения — однолучевой фо-

тметр (рис. 7.1, а); для таких фотометров оптическое свойство

от

ражается непосредственно в одном из параметров электрического сиг-

мала ФЭП — чаще всего в амплитуде. При 0 = 2 (двухлучевой фотометр)

поз можно несколько вариантов использования лучей в зависимости от

назначения фотометра (рис. 7.1, б, в, г). В технике фотометрии известны

фотометры при 0 = 3 и более, используемые, например, при специальных

фотометрических исследованиях [23, 27].

147

ПС

sffflfl

Об

В)

Ок

77777$, ФПУ

УПО

УОИ

Микроскоп

Г1

Рис. 7.1. Типовые структуры одноволновых фотометров

Приведенные примеры иллюстрируют и различные конструктивные

исполнения оптических схем фотометров. Так, в схеме

рис.

7.1, а исполь-

зуются только две спектрально-избирательные системы (ОС] и ОСг), в

схеме рис. 7.1, б в оптической части для разделения потоков излучения

применяется зеркало 3, в схеме рис. 7.1, в в оптическую часть включены

две призмы (П[ и Пз), четыре зеркала (Зм), диафрагма (Д) и модулятор

лучистого потока (М) (диск с отверстиями для пропускания потока из пу-

чения), а в схему рис 7.1, г включен оптический микроскоп, содержащий

две диафрагмы (Д

1>2

), конденсор (К), предметный столик (ПС), объектив

(О) и модулятор (М). Однако независимо от конструктивного оформле-

ния «фотометрическая сложность» этих фотометров одинакова—G = 2.

В некоторых вариантах фотометров при оценке оптических свойств

используются несколько оптических каналов N, каждый из которых мо-

жет иметь различную «фотометрическую сложность». К такому виду фо-

тометров относятся, например, двухволновые фотометры. Для фотомет-

рических исследований, где используются такие фотометры, характерно,

что оценка оптических свойств выполняется с помощью потоков излуче-

148

ИИ

ОБ^

ОС

ФПУ;

ФПУ1

УПО

УОИ

а)

ння разных спектральных

i нойств. В этих фотомет-

мх формируются два или

•клее потоков излучения

различными спектраль-

ными, геометрическими и

i ругими характеристика-

in. При этом канал фор-

шрования каждого пото-

.1 может быть выполнен

0 = 1,2 или более. При-

ч-ры фотометров для ре-

•

шзации двухволновых

io годов приведены на

не. 7.2.

Эти примеры также

| ыюстрируют различ-

ие структуры выполне-

пя фотометров. Так, в

фуктуру фотометра на

не. 7.2, а для выделения

мух

спектральных облас-

сй излучения включено

сркало 3, спектральные

•лрактеристики отраже-

ния и пропускания кото-

I >го

подобраны так, что с

помощью удается вы-

1-лить требуемые облас-

спектра излучения. В фотометре на

рис.

7.2, б тоже используется один

| сгочник излучения ИИ. Поток излучения прерывается модулятором, ко-

чрый представляет собой диск со встроенными в него двумя оптически-

•II

спектрально-избирательными системами (фильтрами)

OCj и ОСг-

При

ращении диска (мотор М) фильтры последовательно пересекают исход-

ный поток

формируя требуемые по спектру потоки {Х|} и {>.2}.Синх-

iiiiHo с вращением диска работает устройство первичной обработки

I V|

Ю) сигналов с ФПУ. Возможны варианты фотометров с двумя источ-

никами излучения, спектральные характеристики которых удовлетворя-

мн требованиям решаемой фотометрической задачи. Например, фото-

чегр, представленный на рис. 7.2, в, содержит два источника

ИИ1

и ИИ

кютаточно сложную оптическую систему для управления соответствующи-

ми потоками излучений (четыре зеркала Зм,

две

призмы

Пр1_

Ниже будут

149

упоЬЧЩ

В)

Рис. 7.2. Примеры типовых структур

двухволновых фотометров

ОС

{?и>ОСз

ос,-ж:

ФПУ|НР

ПУ2

ПУП0

«УОИ

Рис. 7.3. Оптическая схема трехканального однолучевого фотометра

предложены новые варианты подобных фотометров, рассчитанные на

применение полупроводниковых светоизлучающих и фоточувствитель-

ных элементов.

Другим широко известным фотометром, предназначенным для оцен-

ки цвета объектов, является колориметр, в котором используются три ка-

нала, каждый из которых имеет «фотометрическую сложность» 0 = 1

(рис. 7.3). Для разделения спектральных зон в ОЭИП использованы два

зеркала 3|д, специально подобранные по спектральным характеристикам

пропускания и отражения, три оптические корректирующие системы

ОС 1.1 и три фотоприемных устройства ФПУ|.

7.1.1. Преобразователи однолучевых фотометров

Оптико-электрический измерительный преобразователь (ОЭИП) лю-

бого фотометра может содержать один или несколько фотоэлектриче-

ских преобразователей, чувствительных к лучистому потоку. Но на точ-

ность преобразования оказывают влияние не только фотоэлектрический

преобразователь,

но и

источник излучения, устройства формирования лу-

чистого потока по спектральному составу, поляризации, направленности

и геометрии, устройства управления интенсивностью излучения источ-

ника во времени, оптические свойства внешней среды. Существенное

влияние на достоверность измерений оказывает сам биологический объ-

ект в силу своих специфических особенностей функционирования. Одна-

ко определяющим для выбора структуры фотометра, предназначенного

для решения конкретной практической задачи, является его фотометри-

ческая сложность

Чтобы подтвердить целесообразность перехода при

выполнении фотометрических исследований биологических объектов к

структурам более высокого порядка, рассмотрим источники погрешно-

стей, сопровождающие исследования при однолучевой схеме фотометра.

В однолучевом фотометре с исследуемой средой (объектом исследо-

вания Об) взаимодействует только один поток излучения (см. рис. 7.1, а),

поэтому оптические свойства

Об

можно оценить по параметрам этого по-

150

юка после взаимодействия с ним. Поток излучения

Фо

от источника ИИ,

проходя через оптическую систему ОС

формируется в соответствии с

требованиями методики. После взаимодействия с объектом поток через

оптическую систему ОС

подается на фотоэлектрический преобразова-

1ель ФЭП,

входящий в состав

ФПУ.

Сигнал на выходе ФПУ определяется

как

и = БткФо = Ь*т, (7.1)

где

— чувствительность ФЭП; т — коэффициент пропускания исследу-

емой среды; к—коэффициент преобразования, учитывающий потери лу-

чистой энергии в оптическом тракте; b — коэффициент преобразования

фотометра.

Чтобы сигнал и был пропорционален т, необходимо поддерживать

постоянными величины Ф

, S и

к.

Линейность энергетической характери-

сгнки ФЭП зависит от типа фоточувствительного элемента, способа'

июночения ФЭП и внешних условий его работы, особенно температуры;

Для стабилизации Фо применяют специальные источники питания, обес-

печивающие хорошую стабилизацию напряжения питания излучателя.

()днако добиться высокой точности измерений не удается. Кроме неста-

бильности

Фо

точность измерений снижают такие факторы, как изме-

нения параметров внешней по отношению к исследуемому объекту сре-

U.I, различия характеристик оптических систем, посторонние засветки и

др., которые приводят к изменениям коэффициента преобразования. На-

пример, если коэффициент пропускания внешней среды

То,

а исследуемо-

го объекта — т

о6

, то т = т

б- Для уменьшения этой ошибки измерения

проводят в два этапа: отдельно определяют т

и х, а затем вычисляют

т,ц,

= т/т

. Такая процедура увеличивает время измерения, но, кроме того,

се не всегда возможно выполнить.

Уменьшить влияние изменений Ф

можно с помощью однолучевого

(ПИП с двумя ФЭП (см. рис. 7.1, б). В этой схеме исходный поток Ф

помощью оптического разделителя (зеркало 3) делится на две части.

Пусть одна

часть

— к

|Ф

— падает на исследуемый объект

после взаи-

модействия с ним на ФПУ], а вторая

часть

— к

р2

Фо—поступает на ФПУ

(рис. 7.1, б). Сигналы на выходах ФПУ| и ФПУ

ui = к|8|Тк

|Ф

; и

= к

ткр

Фо,

где S| и

— чувствительности соответствующих ФЭП; к] и к

— коэф-

фициенты преобразования для соответствующих потоков излучения.

В устройстве первичной обработки (УПО) целесообразно использо-

вать схему измерения отношения сигналов ФПУ, поэтому сигнал на вы-

ходе УПО

151

Uyno = k*ui/u

= b*x, (7.2)

где

к*

— коэффициент преобразования схемы, которая измеряет отноше-

ния амплитуд сигналов, b = k*kikpiSi/(k*k2kp

S2) — коэффициент преоб-

разования фотометра.

Из выражения

(7.2)

следуег, что отношение выходных сигналов

не

за-

висит от флуктуаций потока Фо- Следовательно, путем контроля интен-

сивности излучения источника удается исключить влияние колебаний

потока Ф

на результат измерений. ОЭИП в подобных фотометрах уже

можно отнести к варианту двухлучевых, фотомегрическая сложность ко-

торых 8 = 2. Второй луч, регистрируя колебания излучения источника,

позволяет схемотехническими методами скомпенсировать влияние этих

колебаний в основном — измерительном — канале.

Для определения оптической плотности ^участка среды толщиной

точностью до постоянного коэффициента b достаточно провести соот-

ветствующие вычисления

D, = lg(l/x) = lg (u

/ui) = el,

где x определяется по выражению (7.2).

Здесь индекс «1» у обозначения D характеризует фотометрическую

сложность фотометра, хотя в нем уже используются два луча.

В клинической практике редко используются фотометры 0 =

из-за

их низкой точности и повышенных требований к стабильности парамет-

ров потока излучения и характеристик внешней среды. Лучшие результа-

ты удается получить при использовании компенсационных схем измере-

ния, примером которых являегся рассмотренная выше структура, с разне-

сенными в пространстве и во времени компенсационным и измеритель-

ным потоками. При введении в структуру фотомегра дополнительного

фотометрического канала, связанного только

контролем параметров ис-

точника излучения, и использовании его в качестве эталонного для

основного канала, связанного с объектом исследования, удается исклю-

чить влияние нестабильности источника и несколько уменьшить влияние

вариаций параметров внешней среды. По такому принципу .построены и

серийно выпускаются двухлучевые фотометры для клинических иссле-

дований. Проектирование таких ОЭИП после выбора структуры сводится

к расчету двух фотометрических каналов и схем расчета фотомегриче-

ских параметров, которые можно выполнить хорошо известными в лите-

ратуре методами [22,23,27,39]. Ряд соображений по проектированию от-

дельных

узлов

таких ОЭИП для двухлучевых фотометров будет приведен

и в данной книге.

В то же время

использование типовых двухлучевых ОЭИП в клиниче-

ской практике показало [6, 26], что кроме характеристик источника излу-

152

чсния необходимо компенсировать ряд специфических источников по-

решности, характерных именно для физиологических исследований и

низанных с особенностями строения и функционирования биотканей.

кшытки предложить более совершенные принципы построения фото-

метров для клинических применений привели к разработке новых струк-

I) р

ОЭИП, обеспечивающих значительно меньшие погрешности измере-

ний, большую чувствительность, высокие эксплуатационные характери-

' пки,

а также более широкую область применения в медико-биологиче-

м>й практике. Основные отличия этих вариантов ОЭИП связаны со

I руктурой взаимосвязей его элементов, схемотехническое проектирова-

ние которых можно выполнять известными методами. Ниже основное

нннмание будег уделено анализу различных вариантов двухлучевых

i фуктур ОЭИП.

7.1.2. Преобразователи с разнесенными

и совмещенными потоками

Как показывает опыт разработки фотометрических систем, в фото-

метрах, предназначенных для оценки оптических свойств исследуемой

•

реды в некотором спектральном диапазоне («одноволновые» фотомет-

ры), целесообразно применение ОЭИП, фотометрическая сложность ко-

орого 0 = 2. Такой ОЭИП используег два луча—потока лучистой энер-

пи, каждый из которых выполняет заданную функцию. Чаще всего один

m потоков является опорным, эталонным (назовем его компенсацион-

ным),

а другой — измерительным. Параметры измерительного потока из-

меняются

процессе взаимодействия

со

средой, однако оценка этих пара-

ме I ров

поизводится по отношению к параметрам компенсационного по-

| ока.

Обычно компенсационный поток проходит вне исследуемой среды.

Определим такой преобразователь как оптико-электрический измерите-

м.иый преобразователь с разнесенными потоками—ОЭИП-РП. Этот тип

II |>еобразователя нашел широкое применение особенно в кюветных фото-

метрах, используемых для исследования проб биожидкостей (кровь,

моча, растворы лекарственных препаратов и т. п.).

Для физиологических исследований ОЭИП-РП мало пригоден, его

ложно приспособить к организму, конструктивно обеспечивая нормаль-

ное функционирование обоих потоков. Более приемлемым может быть

преобразователь, в котором оба потока проходят через исследуемую сре-

ду, но длина хода лучей различна. Такой преобразователь определяется

как оптико-электрический преобразователь с совмещенными потока-

ми — ОЭИП-СП [6,29]. Так как в ОЭИП-СП оба потока взаимодейству-

ют с исследуемой средой, то оба являются измерительными. Поэтому то-

153

лько разность в длине хода лучей в толще исследуемой среды позволяет

оценивать ее оптические свойства:

Для выполнения физиологических исследований, связанных с оцен-

кой параметров жизнедеятельности, необходим оптический контакт

ОЭИП (непосредственно или через устройство канализации излучения,

например, с помощью волоконной оптики) с поверхностью кожного или

слизистого покрова. В таких условиях основное внимание уделяется

уменьшению ошибок измерения, вызываемых различиями в толщине

биоткани, неидентичностью

временными изменениями свойств контак-

та, пигментацией кожи, волосяным покровом и смещениями преобразо-

вателя в результате мышечной активности. Влияние этих факторов на ре-

зультат измерений можно свести к минимуму при использовании

ОЭИП-СП. Если жестко зафиксировать положение фотоэлектрических

преобразователей относительно источника излучения, то флуктуации по-

токов, вызываемые перечисленными причинами, будут примерно одина-

ковыми. Это и создает предпосылки для компенсации ряда погрешно-

стей, сопровождающих исследование оптических характеристик живых

организмов. Известны подобные преобразователи, работающие в прохо-

дящем и отраженном излучении [6].

В ОЭИП-СП с проходящими потоками (рис. 7.4) источник излучения

и оба ФПУ располагаются с разных сторон исследуемой среды. Пусть

слой среды толщиной Н характеризуется показателем ослабления лучи-

стого потока источник излучения интенсивностью Фо расположен в

точке А, а ФПУ[ и ФПУ

, обладающие чувствительностью Si и S

, — в

точках

и С соответственно. Расстояние между ФЭП, входящих в состав

ФПУ

1,2,

равно

— база блока

ФПУ.

При условии, что размеры источника

и ФПУ значительно меньше

и d, их можно считать точечными, поэтому

длина хода лучей до ФПУ1 равна 1

а до ФПУ

—

Выходной сигнал

устройства первичной обработки, выполненного по схеме вычисления

отношения (с учетом, что u

Uj),

будет определяться следующим выра-

жением:

UYNO = K*U

/U] = К'ФОБГХГКГ/ФОБ^К! = Ь*Т

/Т] ,

где

и т

— коэффициенты пропускания участков среды по пути lj и

следования соответствующих

лучей; kj

— коэффициенты преобразо-

ваний для соответствующих потоков; b — коэффициент преобразования

фотометра.

С помощью полученного соотношения можно оценить оптическую

плотность с точностью до постоянного коэффициента b :

154

= eli - el

= e(li - 1

где расстояние (li -1

) характеризует разность хода лучей в измеритель-

ном преобразователе; индекс

«2»

при

указывает на двухлучевой ОЭИП.

Анализ погрешности измерения оптической плотности с помощью

двухлучевого ОЭИП-СП [6] показывает, что применение этого преобра-

ювателя позволяет

1,5

более

раз

уменьшить погрешности, связанные с

непостоянством свойств контакта с поверхностью исследуемой среды, по

сравнению с погрешностью таких же измерений, но выполненных с по-

мощью однолучевого ОЭИП или двухлучевого ОЭИП-РП.

Рассмотренный вариант ОЭИП-СП оказался эффективным при иссле-

дованиях периферического кровообращения, микроциркуляции крови в

поверхностных подкожных слоях биоткани, при измерении параметров

объемного кровотока и других физиологических исследованиях (см. раз-

дел 12.2).

Двухлучевой ОЭИП-СП можно использовать и для измерения рассе-

янных исследуемой средой потоков, например при изучении кровообра-

щения и регистрации ряда важнейших показателей жизнедеятельности

организма на непрозрачных участках поверхности кожи. Одна из воз-

можных структур такого ОЭИП состоит

из

связанных жестким основани-

ем источника излучения

двух ФПУ, фотоэлектрические преобразовате-

ли которых расположены на разном расстоянии от источника (рис. 7.5).

Выходной сигнал УПО в этом случае определяется соотношением

uyno = k*u

/ui = b\p

/pi,

где

— коэффициент преобразования фотометра, работающего в отра-

женном потоке.

Рис. 7.4. Оптическая схема

двухлучевого фотометра с

совмещенными потоками для

проходящего потока

СУ

УПО

УОИ

Рис. 7.5. Оптическая схема

двухлучевого фотометра с совмещенными

потоками-для отраженного потока

155

7.1.3. Преобразователи с амплитудной шкалой

преобразования

В известных вариантах ОЭИП-РП одним из обязательных условий

достижения высокой точности измерения выходных параметров является

постоянство

во

времени интенсивности излучения от источника. Для это-

го предусматриваются специальные меры стабилизации потока путем

введения контура электрической или оптической обратной связи. Другим

условием выступает высокое качество выполнения устройства первич-

ной обработки сигналов ОЭИП. Однако эти меры — не единственный

путь повышения точности фотометрических исследований.

Для любых типов биологических сред можно указать диапазон изме-

рения интенсивности лучистого потока, при взаимодействии с которым

их оптические свойства постоянны. Следовательно, внутри этого диапа-

зона интенсивность излучения можно регулировать по любому закону.

При линейной энергетической характеристике ФЭП вид шкалы преобра-

зования интенсивности излучения в амплитуду сигнала определяется за-

коном изменения этой интенсивности.

Пусть интенсивность опорного потока излучения изменяется по ли-

нейному закону Ф

(0 =

a,],t

(устройство управления потоком содержит ге-

нератор пилообразного напряжения), где Эф—крутизна изменения пото-

ка энергии. Тогда сигналы ФПУ также будут изменяться по линейному

закону: U| = a

(

t и u

= a

t, но крутизна этих сигналов может быть разной

— ai * а

. Если ФПУ

включен в компенсационный канал и крутизна

- const, a ai = a

(

(as'), где

ае'

— некоторый обобщенный параметр, отра-

жающий оптические свойства исследуемой среды, то нетрудно устано-

вить связь отношения сигналов ui и и

с параметром h:

h = u|/u

= ai(ae')/a

Однако определять крутизну нарастания сигнала технически неудоб-

но. Определим отношение интервалов времени t| и t

, за которые напря-

жения

U] и и

достигают некоторого опорного уровня напряжения Uo. Пу-

тем простых преобразований получим

h = ai(ae')/a

= t

/t.

Аналогичное выражение для г имеет вид

г = t

/(t, + t

)

Соотношения для расчета других фотометрических параметров при-

ведены в табл. 7.1.

156

Таблица 7.1

Параметр

т. р, т

Тл, Ря

а. к К, о

Расчетное

/t, T,/t

t.yt

t.-t

/t,

t-Ч t

lg(t|/t

)

соотношение

t.yt

t.-t

/t,

t, + t

lg(t|/t

)

Преобразователи, в которых используется изменение интенсивности

потока излучения источника

по

линейному закону, известны как ОЭИП с

амплитудной шкалой преобразований — ОЭИП-АШ [6]. Один

из

вариан-

тов фотометра, работающего

проходящем потоке излучения

измеряю-

щего параметр h, с ОЭИП-АШ приведен на рис. 7.6.

На выходах ФПУ включены пороговые схемы (ПС) с общим порого-

вым уровнем срабатывания — Uo, преобразователи (Пр) временного ин-

тервала в число импульсов (ГСИ — генератор счетных импульсов) и де-

литель (Д) для расчета фотометрического параметра. Другие варианты

фотометров можно найти в [6].

Источниками погрешностей измерений выходных параметров для

этого типа ОЭИП могут быть шумовые флуктуации сигналов, нелиней-

ность характеристик излучателя и ФЭП, смещение максимума спектра

излучения источника при регулировке интенсивности и ряд других. Ана-

лиз влияния этих погрешностей можно проводить известными методами.

Например, влияние систематических погрешностей измерения сигналов

ФПУ на величину h определяется следующим образом.

В общем случае реальное значение сигнала ФПУ можно записать в

виде

Ui(t) = [1 + Sj(t)]

(t) + Aur, i = 1,2,

где 8j(t) и

Дщ

— мультипликативная и аддитив-

ная составляющие погрешности измерения сиг-

нала Ui(t). Тогда

- - А". •

* _ Au

' v(5,+l)'

+1)'

откуда

-(1+8

)

Au,

• (1

+5,)

В измерительных аналого-цифровых пре-

образователях широко используется метод

компенсации аддитивной составляющей с по-

мощью использования двух опорных уровней:

ПС,

»Uo

< ' •

no,

ГГИ

lip,

•

Пр

УПО

вьЩД|*

Рис. 7.6. Структура

фотометра проходящего

потока с ОЭИП-АШ

157