VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V BRNĚ BRNO UNIVERSITY OF TECHNOLOGY
FAKULTA ELEKTROTECHNIKY A KOMUNIKAČNÍCH TECHNOLOGIÍ ÚSTAV BIOMEDICÍNSKÉHO INŽENÝRSTVÍ FACULTY OF ELECTRICAL ENGINEERING AND COMMUNICATION DEPARTMENT OF BIOMEDICAL ENGINEERING
VSTUPNÍ OBVOD ČTYŘELEKTRODOVÉHO IMPEDANČNÍHO PLETYSMOGRAFU INPUT CIRCUIT OF FOUR-ELECTRODE IMPEDANCE PLETHYSMOGRAPH
BAKALÁŘSKÁ PRÁCE BACHELOR’S THESIS
AUTOR PRÁCE
Pavel Prudil
AUTHOR
VEDOUCÍ PRÁCE SUPERVISOR BRNO 2008
Ing. Jiří Sekora
LICENČNÍ SMLOUVA POSKYTOVANÁ K VÝKONU PRÁVA UŽÍT ŠKOLNÍ DÍLO uzavřená mezi smluvními stranami: 1. Pan/paní Jméno a příjmení: Bytem: Narozen/a (datum a místo):
Pavel Prudil Ečerova 958/9, 63500, Brno-Bystrc 7.6.1984, Hradec Králové
(dále jen „autor“) a 2. Vysoké učení technické v Brně Fakulta elektrotechniky a komunikačních technologií se sídlem Údolní 53, Brno, 602 00 jejímž jménem jedná na základě písemného pověření děkanem fakulty: prof. Dr. Ing. Zbyněk Raida (dále jen „nabyvatel“) Čl. 1 Specifikace školního díla
1. Předmětem této smlouvy je vysokoškolská kvalifikační práce (VŠKP):
disertační práce diplomová práce bakalářská práce jiná práce, jejíž druh je specifikován jako ...................................................... (dále jen VŠKP nebo dílo)
Název VŠKP: Vedoucí/ školitel VŠKP: Ústav: Datum obhajoby VŠKP:
Vstupní obvod čtyřelektrodového impedančního pletysmografu Ing. Jiří Sekora Ústav radioelektroniky __________________
VŠKP odevzdal autor nabyvateli: v tištěné formě – počet exemplářů: 2 v elektronické formě – počet exemplářů: 2 2. Autor prohlašuje, že vytvořil samostatnou vlastní tvůrčí činností dílo shora popsané a specifikované. Autor dále prohlašuje, že při zpracovávání díla se sám nedostal do rozporu s autorským zákonem a předpisy souvisejícími a že je dílo dílem původním. 3. Dílo je chráněno jako dílo dle autorského zákona v platném znění. 4. Autor potvrzuje, že listinná a elektronická verze díla je identická.
Článek 2 Udělení licenčního oprávnění 1. Autor touto smlouvou poskytuje nabyvateli oprávnění (licenci) k výkonu práva uvedené dílo nevýdělečně užít, archivovat a zpřístupnit ke studijním, výukovým a výzkumným účelům včetně pořizovaní výpisů, opisů a rozmnoženin. 2. Licence je poskytována celosvětově, pro celou dobu trvání autorských a majetkových práv k dílu. 3. Autor souhlasí se zveřejněním díla v databázi přístupné v mezinárodní síti
ihned po uzavření této smlouvy 1 rok po uzavření této smlouvy 3 roky po uzavření této smlouvy 5 let po uzavření této smlouvy 10 let po uzavření této smlouvy (z důvodu utajení v něm obsažených informací)
4. Nevýdělečné zveřejňování díla nabyvatelem v souladu s ustanovením § 47b zákona č. 111/ 1998 Sb., v platném znění, nevyžaduje licenci a nabyvatel je k němu povinen a oprávněn ze zákona. Článek 3 Závěrečná ustanovení
1. Smlouva je sepsána ve třech vyhotoveních s platností originálu, přičemž po jednom vyhotovení obdrží autor a nabyvatel, další vyhotovení je vloženo do VŠKP. 2. Vztahy mezi smluvními stranami vzniklé a neupravené touto smlouvou se řídí autorským zákonem, občanským zákoníkem, vysokoškolským zákonem, zákonem o archivnictví, v platném znění a popř. dalšími právními předpisy. 3. Licenční smlouva byla uzavřena na základě svobodné a pravé vůle smluvních stran, s plným porozuměním jejímu textu i důsledkům, nikoliv v tísni a za nápadně nevýhodných podmínek. 4. Licenční smlouva nabývá platnosti a účinnosti dnem jejího podpisu oběma smluvními stranami.
V Brně dne 6. června 2008
………………………………………..
…………………………………………
Nabyvatel
Autor
Anotace Práce shrnuje problematiku pletysmografie, popisuje elektrické vlastností tkání a jednotlivé způsoby měření prokrvení tkáně. Součástí práce je i vlastní návrh blokového schématu a elektrického schématu zapojení vstupních obvodů čtyřelektrodového impedančního pletysmografu.
Klíčová slova Impedanční měření tkáně, čtyrelektrodová pletysmografie, impedanční pletysmografie, reografie.
Annotation This work named Input Circuit of Four-Electrode Impedance Plethysmograph deals with the introduction to the plethysmography, explains the electric response of the tissue and describes some ways of vascular tissue measuring. The work also includes the design of a block diagram and electric diagram of Input Circuit.
Key words Impedance
Tissue
Measuring,
Plethysmography, Reography.
Four-Electrode
Plethysmography,
Impedance
PRUDIL, P. Vstupní obvod čtyřelektrodového impedančního pleysmografu. Brno: Vysoké učení technické v Brně, Fakulta elektrotechniky a komunikačních technologií, 2008. 33s. Vedoucí bakalářské práce Ing. Jiří Sekora
Prohlášení Prohlašuji, že svoji bakalářskou práci na téma vstupní obvod čtyřelektrodového impedančního pleysmografu jsem vypracoval samostatně pod vedením vedoucího bakalářské práce a s použitím odborné literatury a dalších informačních zdrojů, které jsou všechny citovány v práci a uvedeny v seznamu literatury na konci práce.
Jako autor uvedené bakalářské práce dále prohlašuji, že v souvislosti s vytvořením této práce jsem neporušil autorská práva třetích osob, zejména jsem nezasáhl nedovoleným způsobem do cizích autorských práv osobnostních a jsem si plně vědom následků porušení ustanovení § 11 a následujících autorského zákona č. 121/2000 Sb., včetně možných trestněprávních důsledků vyplývajících z ustanovení § 152 trestního zákona č.140/1961 Sb.
V Brně dne 6. června 2008
............................................ podpis autora
Poděkování Děkuji vedoucímu bakalářské práce Ing. Jiřímu Sekorovi za účinnou metodickou, pedagogickou a odbornou pomoc a další cenné rady při zpracování mojí bakalářské práce.
V Brně dne 6. června 2008
............................................ podpis autora
Obsah Úvod ............................................................................................................................... 6 1
Elektrické vlastnosti tkání .................................................................................. 7 1.1 Dráždivost tkání elektrickými podněty............................................................... 7 1.2
Pasivní elektrické vlastnosti tkáni ................................................................... 8
1.3
Vedení elektrického proudu tkáněmi ............................................................... 9
2
Pletysmografy .................................................................................................... 13 1.4
Pneumatický pletysmograf ............................................................................ 13
1.5
Kapacitní pletysmograf.................................................................................. 14
1.5.1 Kapacitní pletysmograf s pružným dielektrikem ....................................... 14 1.5.2 Kapacitní pletysmograf-povrch těla je součástí snímače ........................... 14 1.6
Fotoelektrický pletysmograf .......................................................................... 15
1.7
Pletysmograf s tenzometrickým snímačem ................................................... 15
1.8
Pletysmograf s piezoelektrickým snímačem ................................................. 15
1.9
Impedanční pletysmograf – reograf ............................................................... 15
3
Čtyřelektrodový impedanční pletysmograf..................................................... 19
4
Blokové schéma vstupních obvodů reografu .................................................. 20 1.10
Zdroj .............................................................................................................. 20
1.11
Elektrody ....................................................................................................... 21
1.12
Zesilovač........................................................................................................ 22
1.13
Kalibrace........................................................................................................ 25
1.14
Filtr ................................................................................................................ 27
5
Závěr ................................................................................................................... 32
6
Seznam literatury .............................................................................................. 33
Seznam obrázků Obr. 1: Hoorweg-Weissova křivka ........................................................................................ 8 Obr. 2: Elektrický model tkáně ............................................................................................. 9 Obr. 3: Elektrický model tkáňového odporu ....................................................................... 10 Obr. 4: Polarizace dielektrika .............................................................................................. 10 Obr. 5: Průběh charakteristické impedance v závislosti na frekvenci ................................. 12 Obr. 6: Pneumaticko-elektrický pletysmograf..................................................................... 13 Obr. 7: Reografie I ............................................................................................................... 17 Obr. 8: Reografie II ............................................................................................................. 17 Obr. 9: Reografická křivka .................................................................................................. 18 Obr. 10: Blokové schéma čtyřelektrodového impedančního pletysmografu ...................... 19 Obr. 11: Blokové schéma vstupních obvodů čtyřelektrodového pletysmografu................. 20 Obr. 12: Schéma zapojení stabilizovaného zdroje s obvodem LM317 ............................... 21 Obr. 13: Závislost impedance elektrody na frekvenci ......................................................... 22 Obr. 14: Náhradní elektrické schéma elektrod .................................................................... 22 Obr. 15: Schéma zapojení pro soufázový signál ................................................................. 23 Obr. 16: Schéma zapojení pro diferenční signál.................................................................. 23 Obr. 17: Schéma zapojení vstupní obvod zesilovače .......................................................... 24 Obr. 18: Operační zesilovač OP07E .................................................................................... 25 Obr. 19: Schéma zapojení kalibračního zdroje.................................................................... 26 Obr. 20: Schéma zapojení monostabilního klopného obvodu ............................................. 27 Obr. 21: Teoretická charakteristika filtru, návrh tolerančního schématu ............................ 28 Obr. 22: Normovaná dolní propust osmého řádu ................................................................ 29 Obr. 23: Pásmová propust osmého řádu .............................................................................. 29 Obr. 24: Schéma zapojení filtru v PsSpice ......................................................................... 31 Obr. 25: Frekvenční charakteristika filtru v PsSpice........................................................... 31 Obr. A.1: Schéma zapojení napájecí část ............................................................................. II Obr. A.2: Schéma zapojení výstupní části ........................................................................... III
Úvod Cílem této práce je seznámit se s čtyřelektrodovým impedančním pletysmografem a návrh jeho vstupních obvodů. Z tohoto důvodu je potřebné prostudovat elektrické vlastnosti tkání, tedy uvést jejich pasivní elektrické vlastnosti za jakých podmínek dochází k podráždění tkáně a uvedení náhradního elektrického modelu tkáně. K uvedení do problematiky je vhodné seznámit se s možnostmi měření průtoku tkáně a popsání jednotlivých metod pletysmografie, porovnání dvouelektrodového a čtyřelektrodového impedančního pletysmografu a možnostmi hodnocení záznamu z reografu. Hlavní částí této práce je návrh blokového schématu a popis jednotlivých bloků. A následně návrh napájecího zdroje, zesilovače, obvodu pro kalibraci a filtru.
6
1 Elektrické vlastnosti tkání Analýza elektrických vlastností biologických tkání a orgánů se děje ze dvou aspektů. Na jedné straně se studuje chování dané živé soustavy v elektrickém poli (pasivní elektrické vlastnosti), na druhé straně se sledují elektrické jevy vznikající při činnosti daného orgánu (aktivní elektrické jevy). Tyto elektrické jevy budou dále zmíněny. Tato analýza tvoří základ elektroterapie i elektrodiagnostiky.
1.1 Dráždivost tkání elektrickými podněty Dráždivost je obecnou vlastností všech živých organismů. Podnět vyvolává změnu dráždivosti, která při dostatečné úrovni podnětu vyvolá vzruch. Stejnosměrný proud nemá dráždivé účinky, má pouze elektrolytické účinky, a to ohřev tkáně. Stálý proud zvyšuje membránový potenciál, přerušení tohoto proudu vyvolá pokles membránového potenciálu, a tím možnost vzniku vzruchu. Dráždivé účinky stejnosměrnéh o proudu se proto projevuji jen při jeho náhlé změně: zapnutí, vypnutí, zesílení, zeslabení. K podráždění dochází až při dosažení prahové velikosti působícího proudu po určitou dobu. Se snižováním působícího proudu vzrůstá doba potřebná k podráždění. Potom tedy o tom jestli bude impuls proudu nadprahový, podprahový nebo prahový rozhoduje tvar, výška a doba trváni impulsu. Z uvedených skutečností vyplývá, že rozhodující veličinou pro určení prahové velikosti impulsu je náboj q, který odpovídá ploše impulsu. q = i⋅t . Nejmenší
velikost
proudu,
která
vyvolá
(1) podráždění,
se
nazývá
reobáze.
Ke kvantitativnímu vyjádření vzrušivosti se využívá chronaxie, je to doba nutná k vyvolání podráždění při podnětu velikosti dvojnásobné reobáze. Chronaxie je tím kratší, čím je dráždivost tkáně větší. Vlivem stejnosměrného proudu vznikají ve tkáních změny iontového prostředí, které vyvolávají sekundární biologické účinky. Stejnosměrné proud uvádí do pohybu především ionty (transport iontů). Účinky střídavého proudu jsou velmi frekvenčně závislé, viz obr. 1. U velmi nízkých frekvencí, asi do 100 Hz, se zvyšuje dráždivý účinek se stoupající frekvencí. U frekvencí nad 100 Hz vede zvýšení frekvence k poklesu dráždivého účinku proudu, v rozmezí 100-3000 Hz závisí prahová hodnota dráždivého proudu přímo na odmocnině frekvence:
IP = k ⋅
7
f .
(2)
U vysokých frekvenci dráždivý účinek rychle klesá a přestává se projevovat při 10 kHz. Kolem této hodnoty je práh dráždivosti přímo úměrný frekvenci:
IP = k ⋅ f .
(3)
Vysokofrekvenční proudy nad 100 kHz nemají už žádné dráždivé účinky, i nejkratší chronaxie pro nervy je delší než délka impulsu při vysokých frekvencích. Vysokofrekvenční proudy nemají ani elektrolytické a elektrochemické účinky. Mechanismus jejich biologického účinku spočívá v přeměně absorbované energie na teplo. Polární molekuly se účinkem střídavého proudu rytmicky pohybují a přeměňují energii elektrického pole v teplo - dielektrický ohřev. Množství vzniklého tepla se řídí Jouleovým zákonem [5]: Q = U ⋅ I ⋅t = I 2 ⋅ R⋅t =
U 2 ⋅t R .
(4)
Obr. 1: Hoorweg-Weissova křivka [4]
1.2 Pasivní elektrické vlastnosti tkáni Tkáň představuje složitý a proměnný vodič elektrického proudu. Jinak vedou elektrický proud velké cévy naplněné krví a jinak souvislá vrstva buněk. I při zjednodušení tkáně na vrstvu buněk nedostaneme homogenní prostředí. Vrstva mimobuněčné tekutiny a buněčné membrány mají odlišně vodivosti prostředí. Elektrický proud při průchodu tkáněmi prochází prostředím různého chemického složení, viskozity a struktury: mezibuněčným prostředím, buněčnými membránami, cytoplazmatickými strukturami apod. Každé z těchto prostředí je charakterizováno určitou 8
měrnou vodivostí. Zatímco měrná vodivost mezibuněčného prostředí i cytoplazmy buněk je přibližně stejná a kolísá jen v rozmezí 0,2-1,05. m-1, je měrná vodivost buněčných membrán v průměru 106-108 krát nižší. Představíme-li si tkáň jako suspenzi buněk v mezibuněčné tekutině, bude se nám ve stejnosměrném poli jevit jako suspenze nevodivých tělísek v roztoku elektrolytu. Analýza elektrických vlastností buněčných membrán prokázala, že jejich odpor klesá se vzrůstající frekvencí střídavého proudu, tj. že se chovají jako biologické kondenzátory, jejichž plošná kapacita je poměrně stálá, rovná přibližně 1 µF.cm-2. Pasivní elektrické vlastnosti tkáně lze velmi zjednodušeně znázornit schématem na obrázku Elektrický model tkáně.[5]
Obr. 2: Elektrický model tkáně (Rs,Rt – odpor mimobuněčné tekutiny; Cs – kapacita buněčných membrán) [1]
1.3 Vedení elektrického proudu tkáněmi Heterogenní prostředí tkání je komplikovaným vodičem elektrického proudu. Z hlediska vedení proudu mají buňky a mimobuněčná tekutina odlišné vlastnosti. Zatímco odpor mezibuněčné tekutiny je odporem vodiče druhého řádu, u membrán má charakter impedance. Stejnosměrný proud protéká pouze přes ohmický odpor R2 podstatně větším odporem buněčných membrán R1 prochází jen kolem 2-3 % proudu. Vlivem stejnosměrného proudu vznikají v tkáních iontové změny - pohyb iontů a polarizace membrán.
9
Cm
R1
R2
Em
Obr. 3: Elektrický model tkáňového odporu (R1 - odpor buněčné membrány, R2 - odpor mimobuněčné tekutiny, R1»R2, Cm - kapacita buněčné membrány, Em - membránový potenciál) [5]
V tkáních je mnoho polárních molekul, nesymetrické rozložení elektrických nábojů stejné velikosti a opačné polarity je příčinou permanentního dipólu. Dipólové molekuly jsou neuspořádané a vzhledem k jejich různé orientaci se dipólové momenty navenek ruší. Působením zevního elektrického pole se dipóly orientují, nastává polarizace dielektrika (obrázek Polarizace dielektrika). Vzniká tak vnitřní elektrické pole opačné polarity než pole zevní a tím jsou způsobeny dielektrické ztráty zevního elektrického pole[5].
A
B Obr. 4: Polarizace dielektrika
A) Dipólové momenty se navenek ruší vzhledem k jejich různé orientaci. B) Dipóly se orientují ve směru zevního elektrického pole - orientační polarizace.
10
Elektrický proud je v podstatě přemisťování elektrického náboje. Ve vodičích je proud tvořen pohybem volných elektricky nabitých částic (vodivostní elektrony v kovech, ionty v elektrolytech). V dielektriku nejsou náboje volně pohyblivé, jsou vázány na polarizované atomy a molekuly. Ty se však mohou posunovat a natáčet tak, že dochází k polarizaci dielektrika. Pohybem elektrických nábojů v dielektriku vzniká proud posuvný. Střídavý proud je tkáněmi veden převážně jako proud posuvný. Dipolární molekuly se natáčejí ve směru polarity elektrického pole v rytmu půlperiod proudu. Těmito pohyby vzniká velké množství tepla. Mírou schopnosti látky vést elektrický proud jako proud posuvný je permitivita ε, která má rozměr F.m-1. Je to látková konstanta vyjadřující intenzitu vnitřního elektrického pole vznikajícího dielektrickou polarizací. Nízkofrekvenčnímu proudu kladou membrány velký odpor, vysokofrekvenční proud snadno prochází kapacitami buněčných membrán díky malému kapacitnímu odporu při vysokých frekvencích. Tento mechanismus bývá označován jako kapacitní přemostění buněčné membrány. V obvodu střídavého elektrického proudu mohou být ohmické, indukční a kapacitní odpory. Protékající proud se řídí Ohmovým zákonem, kde místo R je zavedena veličina Z (zdánlivý odpor, impedance): Z=
U I .
(5)
kde U a I jsou efektivní hodnoty napětí a proudu.
Složkami impedance jsou ohmický odpor R (rezistance), indukční odpor XL (ωL, induktance) a kapacitní odpor Xc
(1/ωC, kapacitance). Celková impedance tkáně je dána
vektorovým součtem ohmického odporu a rozdílu kapacitního a indukčního odporu[5]: Z 2 = R 2 + (X L - X C )2
,
(6)
odkud
Z=
R 2 + (X L - X C ) 2 = R 2 + (ω L - 1/ωC)2
11
.
(7)
Impedance je frekvenčně závislá, průtok proudu se zvyšuje s rostoucí frekvencí, vyplývá to ze vztahu pro kapacitanci: Xc =
1 2⋅π ⋅ f ⋅C .
(8)
Vyplývá z něj, že se stoupající frekvencí se kapacitance a tím i celý zdánlivý odpor snižují.
Obr. 5: Průběh charakteristické impedance v závislosti na frekvenci [3]
12
2 Pletysmografy Při průtoku krve tkání dochází k objemovým změnám tkáně. Tyto změny jsou způsobeny rytmickým kolísáním tlaku krve v krevním řečišti a pružností tkáně. K registrování těchto objemových změn se používají přístroje nazývané pletysmografy. V následujících kapitolách budou popsány pletysmografy založené na různem principu snímání objemových změn.[2]
2.1 Pneumatický pletysmograf Umožňuje sledovat objemové změny pouze na částech organismu, které lze uzavřít do hermeticky uzavřeného prostoru. Z této podmínky vyplývá, že měření tímto pletysmografem je možné pouze na končetinách. Končetina je zasunuta do válce, který je na jednom konci uzavřený, a je v něm utěsněna na pomocí nafukovací manžety. Vnitřek válce je spojen pomocí trubice s pneumatickým zapisovacím systémem, který převádí změny tlaku v uzavřeném prostoru, způsobené změnami objemu části končetiny, na odpovídající elektrický signál. Po zesílení tohoto signálu jej můžeme registrovat, a to nejčastěji pomocí elektrokardiografu.
Obr. 6: Pneumaticko-elektrický pletysmograf [2]
Výhodou tohoto pletysmografu je, že snímač lze velmi snadno kalibrovat, například injekční stříkačkou. Nevýhodou pak je, že nemůžeme měření provádět na libovolném místě na těle a také skutečnost, že snímací zařízení působí proti veličině, která má být měřena. Odstranění těchto nevýhod je možné použitím rovinného pneumaticky-elektrického pletysmografu. Snímač je tvořen kalíškem a membránou, v jejímž středu je pelotka. Výchylky membrány po přiložení snímače na povrch těla jsou způsobeny objemovými změnami toho místa, kterého se dotýká pelotka. Pomocí gumové hadičky je snímací kalíšek spojen se skleněnou trubičkou, jejíž konec je vytažen v kapiláru. V ústí kapiláry je umístěn termistor, který je při pohybu membrány ofukován proudícím vzduchem. Pomocí 13
jednoduchého můstkového zapojení jsou změny odporu převáděny na odpovídající elektrický signál. Jak již bylo naznačeno, výhodou tohoto typu je, že měření není omezeno jen na končetiny, a zároveň neomezuje průtok krve do části těla, jejíž objemové změny mají být registrovány. Nevýhodou je, že můžeme provádět pouze srovnávací měření.[2]
2.2 Kapacitní pletysmograf Kapacitní pletysmografy můžeme rozdělit na dvě skupiny podle uspořádání snímačů. Mohou být realizovány jako kondenzátory s pružným dielektrikem nebo tak, že součástí snímače je povrh těla vyšetřované osoby.
2.2.1 Kapacitní pletysmograf s pružným dielektrikem Funkci tohoto typu si popíšeme na prstovém snímači. Změny objemu prstu způsobují stlačování kondezátoru a tím i změnu kapacity snímače. Aby mohl být signál ze snímače registrován, je nutno převést změny kapacity na odpovídající změny napětí. To je možné provést tak, že snímač tvoří součást kmitavého obvodu oscilátoru. Potom změny kapacity způsobí změnu frekvence oscilátoru. Po demodulaci získáme napětí odpovídající změnám objemu. Tento typ snímače má stejnou nevýhodu jako pneumatický systém. Aby snímač správě pracoval, musí být na část těla, ze které mají být objemové změny snímány, upevněn tak, aby změny objemu měli za následek stlačení snímače a tím změnu kapacity. Z toho ale vyplývá, že proti objemovým změnám tkáně působí mechanický odpor snímače.[2]
2.2.2 Kapacitní pletysmograf-povrch těla je součástí snímače Tento typ pletysmografu je založen na měření kapacity mezi povrchem vyšetřovaného místa a plošnou elektrodou přiblíženou k povrchu těla na určitou vzdálenost. Jakýkoliv pohyb vyšetřované tkáně, se projeví na změně kapacity mezi povrchem těla a plošnou elektrodou. Pletysmografm získáme za podmínky, bude-li tělo v klidu. Potom bude změna kapacity způsobena pouze změnou objemu tkáně. Mezi výhody této metody patří možnost snímat objemové změny kdekoliv na těle a snímače neovlivňují měřenou tkáň. Princip Této metody je jednoduchý, ale praktické provedení přináší řadu obtíží:[2] − problémy spojené s konstrukcí snímačů, − problémy spojené s měřením změn kapacit snímačů.
14
Z hlediska vyšetřování a možnosti kvantifikace naměřených výsledků je nutno uvážit, že podle tvaru lze snímače rozdělit na dvě skupiny: − Rovinný snímač, − snímač ve tvaru rotačních těles.
2.3 Fotoelektrický pletysmograf Fotopletysmografie je založena na velkých rozdílech mezi extinčními koeficienty krve a tkáně. Vrstvou normální krve o tloušťce 1,3 mm projde pouze 0,7 % počátečního záření o vlnové délce 800 nm. Přičemž podobnou vrstvou tkáně projde 62 % původního záření. Je tedy zřejmé, že prosvítíme-li tkáň světlem o vhodné vlnové délce, bude množství světla, které tkání prošlo, závislé na množství krve ve tkáni. Snímačům, které pracují na základě těchto skutečností, se říká průsvitové. Vyznačují se tím, že zdroj světla a fotodetektor snímající změny světelného toku, jsou umístěny na opačných stranách tkáně, jejichž změny mají být snímány. Omezení tohoto typu je v tom, že měření je možné provádět jen na určitých částech těla. A to jen na ušním lalůčku nebo na prstech. Fotopletysmografická metoda sice dovoluje sledovat dynamické změny v krevním řečišti, nedovoluje však jejich kvantifikaci. Z toho pramení nevýhoda, a to taková, že tento systém je vhodný pouze pro srovnávací měření. Výhodou je naopak jednoduchá konstrukce snímače a elektrické části fotopletysmografu.[2]
2.4 Pletysmograf s tenzometrickým snímačem Jako snímač je používán rtuťový tenzometrický snímač, tvořený kapilárou u plastické hmoty, která je vyplněna rtutí. Upevníme-li snímač vhodně na povrch těla, projeví se objemové změny tkáně na změně průřezu rtuti v kapiláře, což se projeví změnou odporu snímače, kterou je možno převést na odpovídající změny napětí.[2]
2.5 Pletysmograf s piezoelektrickým snímačem Ke snímání objemových změn tkáně je možné použít i piezoelektrický snímač. Pro hodnocení objemových změn se ale nepoužívá. Používá se pouze na získání údajů o tepové frekvenci.[2]
2.6 Impedanční pletysmograf – reograf Indikace objemových změn tekutin ve tkáních, vyvolaných činností srdečně-cévního systému, je předmětem pletysmografie. Pro niž jsou využívány různé technické principy. 15
K nejdůležitějším patří využití měření změn elektrické vodivosti tkáně při jejím různém prokrvení. Tato metoda se označuje jako impedanční pletysmografie, nebo reografie. [4] Při reografii, jsou tedy měřeny změny vysokofrekvenční impedance tkáně, při jejím různém prokrvení v rytmu tepu srdce. Rozsah těchto změn je asi 1% z celkové hodnoty impedance. Pomocí měření těchto změn mohou být registrovány nekrvavým způsobem pohyby různých orgánů a umožňuje snadné určení relativních změn, prokrvení končetin a různých vnitřních orgánů. Závislost impedančních změn na čase můžeme registrovat jako reografickou křivku.[5] Vliv objemových změn na změny impedance tkáně vyplývá ze skutečnosti, že krev, jejíž vodivost podstatně přispívá k vodivosti tkání, tyto tkáně různě zaplňuje v různých okamžicích tepové periody. Na změnu impedance mají vliv nejenom změny objemu krve, ale i rychlost průtoku krve měřeným místem. Tento vliv je dobře patrný z poněkud nadsazeného zjednodušení. Předpokládejme že, vodivost okolní tkáně, obklopující válcovitý úsek cévy délky L a průřezu S, je zanedbána. Pak můžeme změnu odporu vyjádřit [4]:
1 1 ∆R = R2 − R1 = ρ ⋅ l ⋅ − S 2 S1 .
(10)
Vyjádříme-li objem: V1, 2 = l ⋅ S1, 2
,
1 V − V2 1 ∆V ∆R = ρ ⋅ l 2 ⋅ − = ρ ⋅ l 2 ⋅ 1 ≅ − 2 ⋅ ρ ⋅l2 V1 ⋅ V2 V1 V2 V1 .
(11)
(12)
2 Po úpravě rozšířením výrazem ρ ⋅ l
∆R = −
ρ2 ⋅l4 V12
⋅
R12 1 ⋅ ∆ V = − ⋅ ∆V ρ ⋅l2 ρ ⋅l2 .
(13)
V praxi mohou být užívány různé principy měření reografických křivek. Klasická reografie je založena na můstkovém měření impedance, kde měřená tkáň tvoří jednu větev mostu. Použitý kmitočet musí být dostatečně vysoký, aby byla měřena impedance hluboko umístěných tkání. Volíme frekvenci vyšší než 30 kHz aby se neprojevovala reaktance kapacitních vazeb a menší než 100 kHz, protože vysokofrekvenční proudy již nemají žádné dráždivé účinky. Nastavením reálné a imaginární části impedance druhé větve mostu vyvážíme most tak, aby nulové napětí v diagonále odpovídalo základní linii rozsahu změn 16
měřené impedance. Vlivem změn prokrvení tkáně pak dochází k rytmickému porušování rovnováhy, což se projeví výchylkou indikátoru nuly z nulové polohy. Zesílíme-li toto napětí, můžeme je použít k zápisu reografické křivky. Z principu mostových měření je zřejmé, že je úměrné rozdílu impedance v obou srovnávaných větvích, a tedy impedančním změnám tkáně. Pro kvantitativní hodnocení reogramu je používáno cejchování pomocí konstantami změny odporu (cejchovací odpor, obvykle 100miliohmů). Základní vyvážení mostu pak udává základní odpor. Reografie založená na můstkovém měření, se podle ženevské konvence z roku 1963 nazývá reografie I a je založena na principu dvouelektrodového měření s použitím zdroje napětí. [5]
Obr. 7: Reografie I [5]
Jiný způsob měření nazývaný podle ženevské konvence reografie II je založen na principu čtyřelektrodového měření se zdrojem konstantního proudu. Elektrody, které přivádějí proud, jsou odděleny od elektrod odvádějící napětí. Jde o měření úbytku napětí na odporu příslušné části tkáně mezi napěťovými elektrodami. Je rovněž zřejmá souvislost naměřeného napětí s rozložením potenciálu v měřeném objektu, a tím s tvarem pole. [4]
Obr. 8: Reografie II [5]
17
Předností reografie II není jen snížení vlivu přechodových odporů elektrod vlivem použití čtyřelektrodového principu. Daleko větší možnosti se ukazují při použití mnohonásobného měření, kdy chceme sledovat změny prokrvení zároveň na několika místech. Pokud bychom na mnohonásobné měření použili reografii I, bylo by měření mnohem nákladnější, neboť pro každý kanál potřebujeme celý reograf. Závažnější však je, že napětí přivedená do jednotlivých částí tkáně se vlivem vodivosti dostávají i k ostatním měřením, a tím ovlivňují výsledky měření v jiných kanálech. Při použití reografie II je tato nevýhoda odstraněna. V celém měřeném prostoru je vytvořeno pole pomocí jednoho zdroje, a můžeme měřit úbytky napětí prakticky v libovolném počtu míst. Podmínkou srovnatelnosti těchto měření je jen zachování stejných roztečí mezi napěťovými elektrodami patřící k jednotlivým svodům. [4] Při hodnocení reogramu lékař posuzuje tvar křivky, časové a morfologické ukazatele a porovnání s klinickým nálezem. Příklad reogramu je na obrázku reografická křivka. Při hodnocení tvaru křivky je důležitá strmost vzestupné části. Jako časové ukazatele jsou nejčastěji používány[4]: − doba trvání vzestupné části od patky k vrcholu, tzv. vrcholová doba. Její prodloužení je příznakem aterosklerózy, − reografický index ∆R, vyjádřený v miliohmech pomocí cejchu. Je mírou zúžení nebo rozšíření cév, − index ∆t2, což je poměr vzestupného úseku křivky k celému reogramu, − reografický kvocient, což je hodnota ∆R/R0 , kde R0 je základní odpor. Za normálních okolností je vetší než 0.5 %.
Obr. 9: Reografická křivka [4]
18
3 Čtyřelektrodový impedanční pletysmograf Pro přiblížení struktury čtyřelektrodového impedančního pletysmografu můžeme použít jednoduché blokové schéma na obr. 10, na kterém jsou zobrazeny hlavní části reografu. Blok napájení v tomto schématu představuje napájecí zdroj z elektrovodné sítě, na jehož výstupu předpokládáme stabilizované napětí 15 V a výstupní proud až 200 mA pro napájení vstupních obvodů pletysmografu. Vstupní obvody impedančního pletysmografu, budou podrobněji popsány v následující kapitole. Těmito vstupními obvody máme na mysli napájecí zdroj, elektrody, diferenční zesilovač a filtr. Detektorem je snímána změna napětí na výstupu diferenčního zesilovače, která odpovídá impedančním změnám tkáně v důsledku jejího různého prokrvení. Jako registrační zařízení určené k zobrazení změny impedance prostřednictvím reografické křivky se nejčastěji používá registrační systém elektrokardiografu.
Obr. 10: Blokové schéma čtyřelektrodového impedančního pletysmografu
19
4 Blokové schéma vstupních obvodů reografu K tomu, abychom se přiblížili návrhu vstupních obvodů čtyřelektrodového impedančního pletysmografu, je nutné vytvořit blokové schéma těchto vstupních obvodů.
Obr. 11: Blokové schéma vstupních obvodů čtyřelektrodového pletysmografu
4.1 Zdroj Ze zdroje je pomocí elektrod přiváděn proud do tkáně. Pro čtyřelektrodovou pletysmografii se používají plovoucí zdroj konstantního proudu. Jako zdroj konstantního proudu je možné použít stabilizátor LM317. Tento zdroj proudu je schopen dodávat minimální proud 10 mA a maximální proud 230 mA. Minimální proud je dán hodnotou odporu rezistoru R2. Změnou velikosti tohoto odporu je možné dosáhnout většího, nebo případně ještě menšího minimálního proudu. Pro naše potřeby je vhodné použít velikost odporu R2 minimálně 1 kΩ. Na vstupu byl použit DC/DC konvertor místo oddělovacího síťového transformátoru. DC/DC konvertor typu TMA 1515S požaduje stejnosměrné vstupní napětí 15 V ± 10 % a na výstupu se očekává stejnosměrné napětí 15 V s maximálním výstupním proudem 65 mA, přičemž účinnost konvertoru je 80 %. TMA 1515S má frekvenci spínání 100 kHz, z toho vyplývá, že by neměl způsobovat rušení našeho užitečného kmitočtu 60 kHz. Další pozitivní vlastností je malá teplotní stabilita 0,02 %/°C.[11]
20
Obr. 12: Schéma zapojení stabilizovaného zdroje s obvodem LM317
4.2 Elektrody K vyhodnocení elektrické aktivity svalové či nervové tkáně se měří napětí mezi dvěma elektrodami. Používají se buď povrchové elektrody umístěné nad vyšetřovaný sval či nerv, anebo vpichové jehlové elektrody zavedené přímo do tkáně. V našem případě budeme uvažovat elektrody povrchové. Pro elektrody které využívají jakýkoliv elektrolyt (vodivé pasty), je charakteristické spojení elektroda-elektrolyt. U těchto elektrod je nutné si uvědomit, že organismus je vodičem druhé třídy, kde je přenos elektrického proudu zprostředkován přenosem iontů. Zatímco spojení mezi vstupem přístroje a elektrodou je vodičem první třídy, u kterého je vedení proudu způsobené přenosem volných elektronů. Na rozhraní elektroda elektrolyt dochází ke změně typu vodivosti. Toto rozhraní je zapojeno v sérii se snímaným signálem, proto mohou nevhodné vlastnosti elektrod nevhodně ovlivnit snímaný signál. Při snímání signálu povrchovými elektrodami hraje důležitou roli rozhraní elektroda-kůže. [2] Dalším důležitým parametrem elektrod je jejich impedance. Celková impedance elektrody je tvořena kapacitancí, odporem povrchu elektrody, elektrolytů a tkáně. Tato impedance kůže a podkožních tkání mezi elektrodami, je také závislá na ploše elektrod. Pro zmenšení impedance se tedy doporučuje použití elektrod větších rozměrů. Impedance kůže a podkoží má kapacitní charakter. Při nízkých frekvencích je energie pohlcována převážně kůží, budeme-li frekvenci zvyšovat, připadne více energie na vnitřní orgány. [3] Impedance povrchových elektrod bez předchozího ošetření kůže je zpočátku velmi vysoká (přesahuje 300 kΩ). Zmenšení odporu kůže můžeme dosáhnout například pevným připevněním elektrod na kůži, použitím elektrodového gelu, vhodná je také kůži odmastit.
21
Nejlépe éterem, alkohol není příliš vhodný, protože kůži vysušuje a tím zvětšuje její impedanci. [3]
Obr. 13: Závislost impedance elektrody na frekvenci
Přiložíme-li na tkáň elektrody a budeme zvyšovat frekvenci, zjistíme, že jejich impedance klesá a proud protéká více přes kondenzátor, a tudíž se impedance jeví jako kapacitní. Navíc při frekvencích v rozsahu 20 kHz až 100 kHz a při proudu 1mA až 10mA je průchod proudu tkání neškodný. Proto se námi zvolená frekvence 60 kHz jeví jako přijatelná. Ri Rg
Ci Obr. 14: Náhradní elektrické schéma elektrod [5]
4.3 Zesilovač Zesilovač pro biopotenciály je vždy stavěn jako zesilovač diferenční. Jeho funkce spočívá v tom, že zesiluje pouze rozdíl napětí přivedených na jeho vstupní svorky. Toho je docíleno zpětnými vazbami v obvodech zesilovače, z nichž nejdůležitější je naznačena na obr. 15 a obr. 16. Máme zde dva tranzistory připojené na zdroj stálého proudu. Jsou-li obě vstupní svorky zesilovače připojené na stálé napětí libovolné absolutní velikosti, bude oběma tranzistory protékat stále stejný proud, protože zdroj stálého proudu jinak nedovolí. Budeme tedy i na zatěžovacích odporech R odebírat stále stejné napětí nezávislé na velikosti vstupního napětí. Soufázový odpor rozhoduje o podílu impedance elektrody.
22
Vstupní napětí, při kterém jsou svorky zesilovače připojeny na stejné napětí, nazýváme soufázové napětí.[1]
Obr. 15: Schéma zapojení pro soufázový signál [1]
Obr. 16: Schéma zapojení pro diferenční signál [1]
Připojíme-li však na vstupní svorky zesilovače dvě rozdílná napětí, bude celkový proud protékající oběma tranzistory opět dán zdrojem stálého proudu, avšak každým z tranzistorů bude protékat jiná jeho část. Čím vetší bude rozdíl napětí na vstupních svorkách zesilovače, tím vetší bude rozdíl v proudech a tedy i v odebíraném zesíleném napětí na odporech R. Současně s tímto rozdílovým (diferenčním) signálem je přenášen také signál společné oběma vstupním svorkám (soufázové napětí). O kvalitě zesilovače rozhoduje činitel potlačení soufázového signálu. Ten udává, kolikrát musí být součtové napětí připojené na obě vstupní svorky zesilovače vyšší než napětí připojené
23
diferenčně, aby na výstupu zesilovače bylo stejné diferenční výstupní napětí. Definuje se jako diskriminační činitel.[9] CMRR = k d = 20 log
Arozdíl Asouf
(14)
Kde Arozdíl je zesílení rozdílového signálu a Asouf je zesílení soufázového signálu. U velmi dobrých diferenčních zesilovačů se dosahuje hodnoty až 120 dB. Dalším důležitým parametrem zesilovače je jeho vstupní odpor. Ten rozhoduje mimo jiné o tom, pro jaký účel se dá zesilovač použít. Obecně lze říct, ze vstupní odpor musí být mnohonásobkem vnitřního odporu zdroje signálu. Tím je zajištěno, že eventuelní změny impedance elektrod nebudou mít vliv na zesilované napětí. Pomocí zesilovačů nejen zvyšujeme úroveň signálu v rámci dostatečného rozsahu frekvence, tak aby byl vhodný pro další zpracování, ale provádíme i impedanční přizpůsobení vstupu přístroje zdroji signálu, dokážeme potlačit nežádoucí rušení síťovým napětím, potlačit soufázové napětí a rychle obnovit svou funkci po přetížení. Většina zesilovačů se konstruuje jako zesilovače střídavé, to znamená, že obsahují alespoň jednu kapacitně odporovou vazbu, jak je naznačeno na obr. 17. Tím se odstraní přenesení stejnosměrné složky do dalšího stupně zesilovače za touto vazbou. Použití předzesilovače v tomto případě není nutné, protože zvolený zesilovač je vícestupňový a má dostatečné zesílení.[1] ∆e3
Re1
∆e1
Ri1
C1
C3
em
ei
∆e2
Ri2
C2
Rv
1.ST
s
2.ST
Re2
C4 ∆e4
Obr. 17: Schéma zapojení vstupní obvod zesilovače [1]
Význam symbolů na obr. 17: Ei - zdroj biopotenciálu. Ri1, Ri2, C1, C2 - odporově kapacitní členy charakterizující impedanci tkáně. Re1, Re2, C3, C4 – odporově kapacitní 24
členy
charakterizují
přechod
elektroda-tkáň.
Rv
-
vstupní
odpor
zesilovače.
∆e1 a ∆e2 - úbytky napětí na impedanci tkáně, ∆e3 a ∆e4 - úbytky napětí na přechodu elektroda-tkáň. Em - měřené napětí, tedy napětí na vstupním odporu zesilovače. 1.ST první stupeň zesilovače, 2.ST - druhy stupeň zesilovače. S - spínač pro vybití vazebních kondenzátorů. Shrnutí požadavků na zesilovač pro biopotenciály: − vysoký vstupní odpor (106-1010 Ω) – souvisí s poměrně vysokým odporem elektrod (Rin>>Rel), − měnitelnou hodnotu napěťového zesílení (10-1000000), − diskriminační činitel (CMRR - common mode rejection ratio). V praxi se požaduje hodnota až 120 dB. CMRR je závislý na frekvenci (60 Hz), − otřebný kmitočtový rozsah, který je dán vlastnostmi měřeného signálu, − minimální vlastní šum. Pro naše potřeby je vhodný operační zesilovač OP07E. Tento zesilovač splňuje potřebné požadavky. Typická hodnota diskriminačního činitele dosahuje 123 dB. Dále má malý offset, malé zkreslení a splňuje požadovaný frekvenční rozsah.[13]
Obr. 18: Operační zesilovač OP07E [13]
4.4 Kalibrace Při každém měření se musíme přesvědčit o tom, jak velké napětí vlastně registrujeme. To se provádí tak, že se srovnává signál se signálem kalibračním. Kalibračním signálem je stejnosměrné napětí o známé velikosti, například 1 V. Jako zdroj stejnosměrného napětí se dá například použít zapojení na obr. 19.
25
Obr. 19: Schéma zapojení kalibračního zdroje
Na vstup je přivedeno nestabilizované napětí z centrální sítě. Na výstupu pomocného stabilizátoru 78L05 je referenční napětí, v tomto případě 5 V. Trimrem P nastavujeme výstupní napětí. Operační zesilovač má funkci pouze jen jako „výkonový zesilovač“, který zesiluje napětí z běžce trimru P. Vstupní napětí však musí být dostatečně velké, aby byla zaručená správná funkce stabilizátoru a aby bylo referenční napětí stabilní. Zpravidla stačí, když je vstupní napětí alespoň o 3 V větší než referenční napětí. Je-li potenciometr P nastaven na maximum, je výstupní napětí určeno rezistory R1 a R2. U0 = UR ⋅
(R
1
+ R2 ) R2
(15)
Kde U0 je výstupní napětí a UR je referenční napětí. Výběru operačního zesilovače je třeba věnovat zvláštní pozornost. Zde je možné použít běžný operační zesilovač typu MAA741. Aby bylo možné regulovat zdroj od 0 V, je nutné k jeho napájení ještě připojit záporné napětí nejméně 3 V. Kladné napájecí napětí operačního zesilovače je připojeno ke vstupu zdroje. Na vstupu tohoto zesilovače jsou bipolární tranzistory typu NPN. Pokud se přeruší spojení běžce potenciometru a jeho odporové dráhy, přestane téci do vstupu operačního zesilovače proud a napětí na výstupu klesne k nule. Jako spouštěcí obvod kalibračního zdroje je použit monostabilní klopný obvod[10].
26
Obr. 20: Schéma zapojení monostabilního klopného obvodu [10]
4.5 Filtr Hlavní funkce filtrů pro naše potřeby je potlačení části spektra mimo námi uvažované frekvenční pásmo. Výpočet užitečné šířky frekvenčního pásma je uvedeno níže. Dalšími funkcemi použitého filtru je redukce šumu, potlačení artefaktů a rušivých potenciálů Nízkofrekvenční filtry (horní propust) zeslabují pomalé komponenty vln. Zvýšení hranice frekvenčního pásma těchto filtrů způsobuje ztrátu počáteční amplitudy pomalého signálu, zkreslení vln, ale co je ještě důležitější, také snížení latence vrcholu vlny a přináší také artefakty (například v oblasti koncové části akčních potenciálů motorických jednotek) Vysokofrekvenční filtry (dolní propust) zeslabují vysoké frekvence. Snížení horní hranice frekvenčního pásma vede k redukci amplitudy a doby náběhu amplitudy (rise time). Při použití příliš nízké horní hranice není systém schopen adekvátně zaznamenat vzestup potenciálu. Pak může, snížit amplitudu, redukovat počet fází a prodloužit trvání hlavní komponenty vrcholu signálu. Úzkopásmový filtr je speciálním typem pásmové zádrže. V elektrofyziologii je běžně užíván ke snížení rušení z elektrovodné sítě (50 či 60 Hz). Neměl by být normálně používán, protože většina neurofyziologických signálů obsahuje podstatné komponenty v této frekvenci. Navíc se fáze mění v blízkosti kmitočtu, který filtr potlačuje a tak může docházet k deformaci tvaru vlny. [6]
27
Obr. 21: Teoretická charakteristika filtru, návrh tolerančního schématu
Základní parametry pro návrh filtru s Besselovou aproximací[7]: − f0 = 60 kHz − B = 5 kHz − -∆ k = 3 dB − Bp = 15 kHz − R = 800 Ω Výpočty fs1, fs2, fc1, fc2: fs1 =
fs 2 =
fc1 =
fc 2 =
B 2 + 4 ⋅ f 02 − B
=
2 B 2 + 4 ⋅ f 02 − B 2
2
(5 ⋅ 10 3 )2 + 4 ⋅ (60 ⋅ 10 3 )2 + 5 ⋅ 10 3
=
B p 2 + 4 ⋅ f 02 − B p 2 B p 2 + 4 ⋅ f 02 + B p 2
(5 ⋅ 10 3 )2 + 4 ⋅ (60 ⋅ 10 3 )2 − 5 ⋅ 10 3
2
=
=
= 52,967 kHz
= 67,967 kHz
(15 ⋅ 10 3 )2 + 4 ⋅ (60 ⋅ 10 3 )2 − 15 ⋅ 10 3 2
(15 ⋅ 10 3 )2 + 4 ⋅ (60 ⋅ 10 3 )2 + 15 ⋅ 10 3 2
28
= 57,552 kHz
(16)
(17)
(18)
= 62,552 kHz (19)
Výpočet řádu filtru: Fs1 =
Fs 2 =
fs12 − f 02 fs1 ⋅ B fs 2 2 − f 02 fs 2 ⋅ B
=
=
(52,967 ⋅ 10 3 )2 − (60 ⋅ 10 3 )2 (52,967 ⋅ 10 3 ) ⋅ (5 ⋅ 10 3 ) (67,967 ⋅ 10 3 )2 − (60 ⋅ 10 3 )2 (67,967 ⋅ 10 3 ) ⋅ (5 ⋅ 10 3 )
= 2,999969 ≅ 3
= 3,000023 ≅ 3
Odečtením z grafu, jsme získali řád filtru n=8. Normovaná dolní propust osmého řádu a hodnoty ze Saalova katalogu[7]:
− c1 = 0,1257 − l2 = 0,3722 − c3 = 0,5898 − l4 = 0,7400 − c5 = 0,9588 − l6 = 2,5869 − c7=0,6805 − l8 = 0,2952
Obr. 22: Normovaná dolní propust osmého řádu [7]
Transformace a odnormování normované dolní propusti.[7]
Obr. 23: Pásmová propust osmého řádu [7]
29
(20)
(21)
Výpočet koeficientů a jednotlivých prvků obvodu:
KL =
R0
ω0
=
R0 800 = = 2,12206 ⋅ 10 −3 2π ⋅ f 0 2π ⋅ 60 ⋅ 10 3
(22)
KC =
1 1 1 = = = 3,31572 ⋅ 10 − 9 ω 0 ⋅ R0 2π ⋅ f 0 ⋅ R0 2π ⋅ 60 ⋅ 10 3 ⋅ 800
(23)
KB =
f 0 60 ⋅ 10 3 = = 12 B 5 ⋅ 10 3
(24)
C1 = K C ⋅ K B ⋅ c1 = 3,31572 ⋅ 10 −9 ⋅ 12 ⋅ 0,1257 = 5,0014 nF
(25)
KL 2,12206 ⋅ 10 −3 L1 = = = 1,407 mH K B ⋅ c1 12 ⋅ 0,1257
(26)
L 2 = K L ⋅ K B ⋅ l 2 = 2,12206 ⋅ 10 −3 ⋅ 12 ⋅ 0,3722 = 9,478 mH
(27)
C2 =
KC 3,31572 ⋅ 10 −9 = = 742,4 pF 12 ⋅ 0,3722 K B ⋅ l2
(28)
C 3 = K C ⋅ K B ⋅ c3 = 3,31572 ⋅ 10 −9 ⋅ 12 ⋅ 0,5898 = 23,4674 pF
(29)
KL 2,12206 ⋅ 10 −3 = = 299,8 µH L3 = 12 ⋅ 0,5898 K B ⋅ c3
(30)
L 4 = K L ⋅ K B ⋅ l 4 = 2,12206 ⋅ 10 −3 ⋅ 12 ⋅ 0,7400 = 18,844 mH
(31)
KC 3,31572 ⋅ 10 −9 C4 = = = 373,4 pF K B ⋅ l4 12 ⋅ 0,7400
(32)
C 5 = K C ⋅ K B ⋅ c5 = 3,31572 ⋅ 10 −9 ⋅ 12 ⋅ 0,9588 = 38,1493 nF
(33)
KL 2,12206 ⋅ 10 −3 L5 = = = 184,4 µH K B ⋅ c5 12 ⋅ 0,9588
(34)
L6 = K L ⋅ K B ⋅ l 6 = 2,12206 ⋅ 10 −3 ⋅ 12 ⋅ 2,5896 = 65,8747 mH
(35)
KC 3,31572 ⋅ 10 −9 C6 = = = 106,8 pF K B ⋅ l6 12 ⋅ 2,5896
(36)
C 7 = K C ⋅ K B ⋅ c7 = 3,31572 ⋅ 10 −9 ⋅ 12 ⋅ 0,6805 = 27,0762 nF
(37)
30
KL 2,12206 ⋅ 10 −3 L7 = = = 259,8 µH K B ⋅ c7 12 ⋅ 0,6805
(38)
L8 = K L ⋅ K B ⋅ l 8 = 2,12206 ⋅ 10 −3 ⋅ 12 ⋅ 0,2952 = 7,5172 mH
(39)
KC 3,31572 ⋅ 10 −9 = = 936 pF C8 = 12 ⋅ 0,2952 K B ⋅ l8
(40)
Filtr byl nasimulován s vypočítanými hodnotami v programu PsSpice. V rozpisce součástek budou použity nejbližší hodnoty k vypočítaným z řady E 24.
Obr. 24: Schéma zapojení filtru v PsSpice
Obr. 25: Frekvenční charakteristika filtru v PsSpice
Z obr. 25 je vidět, že jsme při návrhu postupovali správné, protože filtr potlačuje signál mimo propustné pásmo a v oblasti okolo 60 kHz užitečný signál propouští.
31
5 Závěr Úkolem bakalářské práce bylo navrhnout vstupní obvody čtyřelektrodové impedanční pletysmografie. Čtyřelektrodová impedanční pletysmografie slouží k měření změny elektrické vodivosti tkáně při jejím různém prokrvení. K měření se využívá zdroj konstantního proudu. Dvěma elektrodami je do tkáně přiváděn proud a dalšími dvěmi je snímán úbytek napětí na měřené tkáni. Tento úbytek napětí je zaznamenáván registračním zařízením, jehož výstupem je křivka nazývaná reogram. Z blokového schématu vstupních obvodů reografu se může návrh rozdělit na dvě části, a to na část napájecí a část výstupní. Napájecí část jsem realizoval pomocí stabilizátoru LM317. V tomto obvodu jsem měl v úmyslu navrhnout síťový oddělovací transformátor, po vypočítání všech potřebných parametrů jsem ale zjistil, že činitel plnění je pro naše požadované parametry příliš malý a tedy návrh byl nevhodný. Namísto tohoto transformátoru jsem použil DC/DC měnič, který byl pro oddělení 1:1 s maximálním výstupním proudem 65 mA hodil vhodnější. Měnič navíc plní i funkci galvanického oddělení a jeho průrazné napětí je U=2 kV, což je pro medicínské přístroje výhodou. Část výstupní je realizována operačním zesilovačem OP07E, jenž má hodnotu diskriminačního činitele vetší než 120 dB dále má malé zkreslení a splňuje požadovaný frekvenční rozsah. Kalibračním zdrojem udáváme referenční napětí, zobrazující se v reogramu, toto kalibrační napětí je spouštěno náběžnou hranou monostabilního klopného obvodu. Signál vycházející ze zesilovače je ještě filtrován. Tuto filtraci jsem realizoval filtrem osmého řádu s Besselovou aproximací. Filtr jsem navrhoval tak, aby propouštěl signály na kmitočtech okolo 60 kHz. Filtr jsem navrhl i nasimuloval v programu PsSpice.
32
6 Seznam literatury [1]
VRÁNA, Milan, NETUŠIL Miroslav. Lékařská elektrotechnika. 1. vyd. Praha: Aviceum, zdravotnické nakladatelství, 1975. 328 s. ISBN 08-017-75.
[2]
CHMELAŘ, Milan. Lékařská přístrojová technika I. Brno: Akademické nakladatelství CERM, 1995. 192 s. ISBN 80-85867-63-X.
[3]
ROZMAN, Jiří. Terapeutická technika. 1. vyd. Brno: MJ servis, 2000. 126 s. ISBN 80-214-1488-X.
[4]
VRÁNA, Vratislav. Biologické systémy. 1. vyd. Praha: SNTL – Nakladatelství technické literatury, 1981. 218 s. ISBN 05-104-81.
[5]
BIČIŠTĚ, Jan. Biofyzika, učební texty. Brno: Střední průmyslová škola elektrotechnická, 1996.
[6]
DEUSCHEL, G, EISEN, A. Doporučení pro praxi v klinické neurofyziologii: Standardy Mezinárodní federace klinické neurofyziologie. Elektroencephalography and Clinical Neurophysiology, 1999, č. 52, strana 1-16, 20-23.
[7]
DOSTÁL, Tomáš. Elektrické filtry. 1.vyd. Brno: FEKT VUT, 2004. 136 s. ISBN 80214-2561-X.
[8]
VRBA, Radomír. Elektrotechnické přístroje. 1. vyd. Brno: FEKT VUT, 1989. 220 s. ISBN 55-618-89
[9]
PUNČOCHÁŘ, Josef. Operační zesilovače v elektronice. 5. vyd. Praha: Nakladatelství BEN-technická literatura, 2005. 496 s. ISBN 80-7300-059-8
[10] KOLOUCH, Jaromír, BIOLKOVA, Viera. Impulsová a číslicová technika: elektronické texty. Brno: FEKT VUT, 2003. 187 s. [11] Traco power: DC/DC converters [online]. 10/2005 [citováno 2008-06-06]. Dostupné z WWW:
. [12] ČACKÝG, Přemysl. GM Electronic[online]. 5/2008 [citováno 2008-06-06]. Dostupné z WWW: . [13] Mitopencoursevare [online]. 5/2008 [ citováno 2008-06-06]. Dostupné z WWW: .
33
PŘÍLOHY
Příloha A: CELKOVÉ SCHÉMA NAVRHOVANÉ ČÁSTI Na obrázku A. 1 je schéma zapojení vstupní části, přesněji části napájecí. Na obrázku A. 2 je druhá část, a to část výstupní.
Obr. A. 1: Schéma zapojení napájecí část
II
Obr. A. 2: Schéma zapojení výstupní části
III
Příloha B: ROZPISKA SOUČÁSTEK
Součástka
Hodnota
Pouzdro
Poznámka
R1, R2
1 kΩ
*
0,25 W
R3, Rb1, Rb2
10 kΩ
*
0,25 W
R4, Rc2
4,7 kΩ
*
0,25 W
R5, R6
820 Ω
*
0,25 W
Rc1
100 kΩ
*
0,25 W
C1
2200 µF
rozteč 5 mm
elektrolitycký
C2, C5, C6, C7
100 nF
rozteč 7.5 mm
svitkový
C3
10 µF
rozteč 1.5 mm
elektrolitycký
C4
1 µF
rozteč 1.5 mm
elektrolitycký
C8
4,7 nF
rozteč 5 mm
keramický
C9
680 pF
rozteč 5 mm
keramický
C10
22 nFh
rozteč 2.5 mm
keramický
C11
390 pF
rozteč 5 mm
keramický
C12
39 nF
rozteč 5 mm
keramický
C13
100 pF
rozteč 5 mm
keramický
C14
27 nF
rozteč 5 mm
keramický
C15
1nF
rozteč 5 mm
svitkový
D1, D2, D3, D4
DO-35
D5, D6
59-10
LED P1
2,2 kΩ
4312-SMD-2k2
otočný
P2
10 kΩ
4312-SMD-10k
otočný
L1
1,5 mH
09P-152J
tlumivka radialní
L2
10 mH
09P-103J
tlumivka radialní
L3, L7
330 µH
0P9-331K
tlumivka radialní
L4
18 mH
09P-183J
tlumivka radialní
L5
220 µH
T220A3
miniaturní
L6
68 mH
rozteč 5mm
miniaturní
L8
10 mH
09P-103J
tlumivka radialní
IV
Součástka
Pouzdro UL 94V-0
Poznámka
DC/DC
Hodnota TMA1515S
IO1
LM317
TO-220
plastikový
IO2
78L05
TO-92
plastikový
IO3
MAA741
DIP8
plastikový
IO4
OP07E
DIP8
plastikový
T1
KC 237
NPN
T2
KC 509
NPN
T3
KF 507
NPN
* Rezistory R1 – R6, a Rb1, Rb2, Rc1,Rc2 jsou miniaturní s roztečí 5mm a příkonem 0,25W. Hodnota 0,25 W není v zapojení u žádného z rezistoru překročena. Hodnoty C a L byly voleny z řady E 24.
V