Содержание к диссертации
Введение
Глава 1 Аналитический обзор методов и приборов измерения температуры биологических объектов 12
1.1 Особенности теплообмена биологического объекта с окружающей средой 12
1.2 Классификация методов измерения температуры человеческого организма 19
1.3 Сравнительный анализ методов измерения температуры 26
1.4 Аналитический обзор разновидностей медицинских термометров 34
Основные результаты и выводы по 1 главе 39
Глава 2. Разработка модели взаимодействия биологического объекта и средства измерения температуры 41
2.1 Анализ процесса взаимодействия чувствительного элемента и биологического объекта 41
2.2 Разработка структуры модели процесса взаимодействия термочувствительного элемента и биологического объекта с учетом БОС 53
2.3 Разработка и исследование модели датчика температуры 64
2.4 Разработка и исследование модели процесса взаимодействия термочувствительного элемента и биологического объекта с учетом БОС 71
Основные результаты и выводы по 2 главе 94
Глава 3. Исследование и разработка способов измерения температуры биологического объекта 96
3.1 Исследование и разработка компенсационного способа измерения температуры 96
3.2 Разработка и исследование итерационного терморезистивного способа измерения температуры 117
3.3 Разработка и исследование способа измерения температуры по интегральным значениям 125
Основные результаты и выводы по 3 главе 135
Глава 4. Разработка медицинских приборов измерения температуры для систем мониторинга параметров человеческого организма 138
4.1 Разработка макета автономного быстродействующего термометра 138
4.2 Разработка и исследование макета термометра с беспроводным интерфейсом для систем мониторинга физиологических параметров человеческого организма 146
Основные результаты и выводы по 4 главе 162
Заключение 164
Литература 167
- Классификация методов измерения температуры человеческого организма
- Разработка структуры модели процесса взаимодействия термочувствительного элемента и биологического объекта с учетом БОС
- Разработка и исследование итерационного терморезистивного способа измерения температуры
- Разработка и исследование макета термометра с беспроводным интерфейсом для систем мониторинга физиологических параметров человеческого организма
Введение к работе
Актуальность работы и состояние вопроса. В настоящее время медицинские системы мониторинга физического состояния человека находят все большее применение. В связи с развитием микроэлектронной базы и средств коммуникации после существенного расширения технических возможностей в развертывании и распространении Интернета, проявляется растущий интерес к беспроводным технологиям и их применению в телемедицине.
Исследования в области средств коммуникации привели к появлению нового вида коммуникационных сетей под названием «Беспроводные сенсорные сети» на основе сетевых датчиков[1]. При этом датчик в составе сети - это сетевой датчик [2](по иностранной терминологии), который имеет радиопередающее устройство, позволяющее передавать информационные сигналы на базовую станцию через беспроводные средства связи.
Лидерами в области производства аппаратуры для беспроводных сенсорных сетей являются: RF Monolithics, Inc. [3], производящая модули приемопередатчиков с низким энергопотреблением, а также компания Crossbow Technologies, частично инвестируемая фирмой Intel, норвежская компания RADIOCRAFTS, выпускающая функционально завершенные радиомодули в малогабаритных корпусах, фирма Telecontrolli (Италия), ООО «Высокотехнологичные системы» (Россия), разрабатывающая аппаратно-программную платформу MeshLogic для реализации беспроводных сенсорных сетей в различных областях применения, в том числе и в медицине.
В конце 2004 г. был ратифицирован единственный на данный момент стандарт в области беспроводных сенсорных сетей — стандарт ZigBee[4], основанный на принятом ранее стандарте IEEE 802.15.4, который описывает физический уровень и уровень доступа к среде для беспроводных персональных сетей WPAN (Wireless Personal Area Networks).
В настоящее время беспроводные сенсорные сети широко используются в системах мониторинга физиологических параметров человеческого ор 5 ганизма. Узким местом таких систем являются сетевые датчики измерения физических величин и, связанные с ними, проблемы точности, быстродействия, потребляемой мощности и информативности измерительных сигналов. Это, в свою очередь, снижает эффективность использования автоматизированных систем диагностики и принятия решения, что сдерживает развитие медицинских систем мониторинга и их массового применения.
Измерение температуры биологического объекта является одной из наиболее частых задач диагностики. В настоящее время существует большое разнообразие приборов для измерения температуры тела человека, выпускаемых целым рядом зарубежных и отечественных фирм: SAAT (Израиль), OMRON (Япония), HEALTH INSTRUMENTS (Китай), ООО "ЭЙ энд ДИ РУС» (Россия). Однако, существующие датчики температуры биологических объектов (ртутные, спиртовые, терморезистивные) обладают недостаточным быстродействием, а инфракрасные - точностью, для решения задач мониторинга в режиме реального времени, во время массовых измерений температуры в период эпидемий, при измерении температуры сельскохозяйственных животных, когда специфика условий измерения требует практически мгновенной реализации этой процедуры.
В связи с этим актуальной задачей является уменьшение времени измерения температуры биологических объектов без потери точности. Перспективным представляется развитие новых методов измерения температуры тела человека, предложенных выдающимся российским ученым Шаховым Э.К. [6-12], в которых, в отличие от традиционных решений, осуществляется не пассивный (от объекта измерения), а активный нагрев термочувствительного элемента. Однако при разработке таких методов следует учитывать эффект изменения температуры объекта измерения после его контакта с термочувствительным элементом средства измерения.
Решение задачи уменьшения времени измерения до 1-2 секунд позволит расширить область применения известного метода теплового тестирования для оценки параметров микроциркуляции крови в капиллярах поверхностного сплетения кожи человека. В настоящее время для оценки состояния кровотока используются ультразвуковые, лазерные, термометрические, фотоплетизмографические, вискозиметрические методы. Существующие стационарные приборы: "Perimed" (Швеция), "Transonic Systems, Inc." (США), "ЛАКК-01" (Россия), «Минимакс-Допплер-К» (Санкт-Петербург) и др., реализующие эти методы, используются лишь для оценки параметров кровотока в крупных и мелких сосудах, а вискозиметрия — для оценки реологических свойств (вязкости) крови, и не предназначены для мониторинга параметров капиллярного кровотока. В связи-с этим актуальной, задачей является разработка быстродействующих термометров с расширенными функциональными возможностями по оценке параметров кровотока в капиллярной сети и использование их в качестве цифровых датчиков в системах мониторинга параметров психофизиологического состояния человека с беспроводными каналами передачи данных.
Задачи исследования. Целью работы является разработка быстродействующих термометров для систем мониторинга параметров человеческого организма. Поставленная цель достигается решением следующих задач:
1. Анализ и классификация современных методов и приборов измерения температуры биологических объектов и путей их технического совершенствования.
2. Разработка модели взаимодействия биологического объекта и средства измерения температуры.
3. Исследование и разработка способов измерения температуры, обеспечивающих более высокое быстродействие по сравнению с существующими аналогами.
4. Разработка и исследование макета быстродействующего термометра.
5. Исследование возможности использования быстродействующих термометров в системах мониторинга физиологических параметров человеческого организма.
Содержание диссертации. Диссертационная работа состоит из введения, четырех глав, заключения, списка литературы и приложений.
Классификация методов измерения температуры человеческого организма
Температура как физическая величина имеет очень большой диапазон изменения. В зависимости от объекта измерения ее значение изменяется от сверхвысоких до сверхнизких температур. Поэтому для каждого объекта измерения должен быть подобран оптимальный метод измерения. В частности, температура биологических объектов имеет очень узкий диапазон, поэтому при классификации методов измерения температуры целесообразно рассматривать лишь методы, которые используются только в этом диапазоне.
Предлагаемая классификация существующих методов измерения температуры представлена на рисунке 1.4 в виде графа (бинарного дерева), узлы которого соответствуют разновидностям известных подклассов методов. Классификация является дихотомической (каждому признаку соответствует две разновидности методов). Одному из подклассов по данному классификационному признаку присваивается индекс «О», другому - индекс «1». Классификационные признаки образуют иерархию подклассов.
Любой подкласс наследует свойства подклассов, находящихся на верхних по отношению к нему уровнях иерархии. Всем возможным реализациям измерителей температуры соответствуют все возможные пути графа от вершины до концевых узлов. Каждой такой реализации соответствует уникальная двоичная комбинация. Например, наиболее распространенным на сегодняшний день жидкостным (спиртовым и ртутным) термометрам соответствует кодовая комбинация 001, так называемым инфракрасным термометрам - комбинация 10 и т.д.
В классической измерительной технике [38] все методы измерения делятся по признаку сравнения с мерой на два класса: метод непосредственной оценки и метод сравнения. Первый метод характеризуется тем, что значение измеряемой величины определяется непосредственно по отсчет-ному устройству прибора непосредственной оценки, заранее градуированного в единицах измеряемой величины. Определяющим признаком метода сравнения является то, что в процессе каждого данного эксперимента происходит одновременное или разновременное сравнение двух однородных, независимых друг от друга, величин - известной (воспроизводимой мерой) и измеряемой. В работе выдающегося российского ученого Шахова Э.К. [39] предлагается основным существенным с метрологической точки зрения признаком классификации методов измерения считать наличие так называемого опорного канала в структуре средства измерения. При этом подкласс методов измерения без опорного канала полностью совпадает с под 22 классом методов непосредственной оценки. С другой стороны, методы измерения с опорным каналом объединяют в себе более широкий подкласс методов. Метод сравнения входит в этот подкласс как одна из разновидностей. Дело в том, что после того, как в измерительной технике утвердилась классификация, включающая метод сравнения, появились новые методы измерения, например, методы измерения с коррекцией погрешностей, которые, хотя и близки к методу сравнения (по уровню точности), но имеют свои специфические особенности. Понятие метода измерения с использованием опорного канала объединяет в себе и метод сравнения и метод с коррекцией погрешности.
С метрологической точки зрения, наличие опорного канала в структу " ре средства измерений является основным классификационным признаком. Однако при классификации методов измерения температуры на верхнем уровне иерархии целесообразно в качестве основного принять такой классификационный признак, как способ теплообмена объекта измерения с термочувствительным элементом средства измерений. Согласно классификационному графу на рисунке 1.4 по данному признаку будем различать методы измерения с лучевым и кондуктивным способами теплообмена. Методы измерения с лучевым способом теплообмена имеют очень короткую иерархию разновидностей, наследующих свойства данного подкласса.
" Известны всего две такие разновидности - с опорным каналом и без опорного канала. Измерение с опорным каналом реализуются в так называемых яркостных пирометрах, применяемых для измерения высоких температур [40]. Яркость светового излучения нагретого объекта измерения сравнивается с яркостью свечения нити накаливания электрической лампочки. В процессе измерения вручную или автоматически изменяют яркость свечения нити накаливания до тех пор, пока она перестает быть видимой на фоне раскаленного объекта измерения. При этом функцией температуры является регулируемый ток, текущий через лампу накаливания. Ясно, что данная разновидность метода с лучевым способом теплообмена не находит применения для измерения температуры тела человека. Поэтому на схеме классификации соответствующая ветвь и узел графа изображены серым цветом (в последующем аналогично будут помечаться другие неиспользуемые для измерения температуры человека методы измерения).
Напротив, метод измерения с лучевым теплообменом без опорного канала находит все более широкое распространение для измерения температуры тела человека. Основу реализации метода составляет использование датчика инфракрасного излучения, воспринимающего тепловое излучение от объекта измерения.
Методы измерения температуры с использованием опорного канала в подклассе методов с кондуктивнои теплопередачей предложены недавно [41-43] и являются одним из объектов исследования в настоящей работе.
В зависимости от характера физической величины, изменяющейся в результате теплового воздействия на чувствительный элемент, предложено различать методы измерения температурозависимых параметров механических и электрических величин. [44].
Методы измерения, основанные на зависимости параметров механических величин, в частности, объема вещества, нашли широкое применение в промышленных и бытовых жидкостных термометрах. Недостатки этих термометров общеизвестны и заключаются в том, что они имеют низкое быстродействие (время ожидания на установление теплового баланса термочувствительного элемента и объекта измерения составляет около 10 минут), не отвечают элементарным требованиям экологической безопасности, а также отличаются достаточно неудобной индикацией результата измерения.
В зависимости от типа изменяемого под воздействием температуры параметра электрических величин различают методы измерения с активными (термопары) и пассивными (терморезисторы) параметрами. Первые применяются для измерения высоких температур. Для измерения температуры биологических объектов применяются исключительно термометры сопротивления [45], где в качестве чувствительного элемента используются терморезисторы и термисторы (полупроводниковые термосопротивления).
Основной проблемой измерения температуры человека (и любых других теплокровных организмов) является повышение быстродействия. При измерении значительной части параметров, характеризующих его состояние, воздействие средства измерения оказывает искажающее влияние на естественные процессы жизнедеятельности. Это в полной мере относится к измерению температуры тела.
При прикосновении термочувствительного элемента к поверхности кожного покрова происходит так называемое холодовое раздражение соответствующего участка кожного покрова. В ответ на холодовое раздражение сосуды поверхностного сплетения, как правило, суживаются, а глубокого, наоборот, расширяются. Это ведет к снижению температуры наружных слоев кожи, а, следовательно, к уменьшению теплоотдачи, тем самым как бы увеличивается тепловая изоляция организма от стороннего предмета. Другими словами, кожа становится хорошим теплоизолятором. Именно этими особенностями теплообмена организма с окружающей средой объясняется известный феномен, заключающийся в том, что при использовании в качестве термочувствительного элемента термистора с собственной постоянной времени порядка единиц секунд время установления его температуры при измерении температуры тела человека исчисляется минутами.
Разработка структуры модели процесса взаимодействия термочувствительного элемента и биологического объекта с учетом БОС
Рассмотренный в предшествующем разделе механизм теплообмена живого организма с окружающей средой позволяет представить процесс взаимодействия чувствительного элемента и биологического объекта в виде простейшей имитационной модели, изображенной на рисунке 2.9 [60].
Далее приведены результаты разработки имитационных моделей каждого элемента структуры (рисунок 2.9) с необходимой степенью детализации. Параметры теплообмена поверхности кожи с окружающей средой в переходном процессе являются, во-первых, непрерывно изменяющимися во времени и, во-вторых, пространственно распределенными величинами. В модели же параметры являются сосредоточенными, а изменение их происходит скачкообразно в момент установления теплового контакта между объектом измерения и термометром, до и после чего параметры остаются неизменными. Несмотря на указанное упрощение, предлагаемая модель может использоваться не только для объяснения феномена удлинения переходного процесса при измерении температуры биологических объектов, но и для оценки погрешности в установившемся режиме процесса теплообмена.
При моделировании были приняты следующие допущения: неоднородная структура континуального объекта заменена набором дискретных однородных элементов, имеющих свою теплоемкость и теплопроводность. Каждый однородный участок, представляется в виде электрической RC-цепи (рисунок 2.10), где U(x,t) - напряжение, соответствующее текущей температуре, i(x,t) — ток, соответствующий тепловому потоку, E(t) — э.д.с, соответствующая температуре внешней среды, Z„- комплексное сопротивление следующего участка, хо - длина однородного участка, Ах - длина элемента, N=X(/Ax - количество элементов, R- сопротивление однородного участка, AR=R/N - сопротивление элемента (теплопроводность), С - емкость однородного участка, AC-C/N- емкость элемента (теплоемкость). стационарного режима работы достаточно представить модель однородного участка, изображенную на рисунке 2.10, без емкостных элементов (рисунок 2.11), где RT - теплопроводность между «ядром» тела человека с температурой 37,2 С (Ев„,с=24 В) [14] и телом человека, имеющего температуру 36,6 С (UT=36,6В); RK - теплопроводность между телом человека и поверхностью кожи, в данном случае имеющей температуру 34 С (UK =34 В); Ren с - теплопроводность внешней среды, имеющей температуру 24 С.
Так как человеческий организм обладает свойством гомойотермно-сти, т.е. как и все теплокровные животные, поддерживает постоянной температуру «ядра» своего тела в условиях изменяющейся температуры внешней среды [50], то UT -36,6 В в процессе терморегуляции за счет влияния БОС.
Учтем в модели многослойную структуру кожи. Как показано в первой главе, кожа состоит из трех слоев, каждый из которых можно считать однородным, имеющим свою теплопроводность и теплоемкость. Соответ 56 ствующая модель представлена на рисунке 2.12, где RK], RK2 ,ЯКЗ - теплопроводности эпидермиса, дермы и подкожной жировой клетчатки соответственно, причем Rh! Ф RK2 RK3 ; Uсі и Uc2 - напряжения, соответствующие температуре на границах слоев.
Рассмотрим подробнее моделирование локального участка кожи в динамическом режиме. Согласно рисунку 2.10, теплоемкость объема участка кожи моделируется набором электрических емкостей. Исходя из условия симметрии, каждая емкость подключается к средней точке резисторов. В соответствии с этим рисунок 2.11 можно представить в следующем виде (рисунок 2.14), где Ст, Сю Свнх, - теплоемкости тела, кожи и внешней среды соответственно.
Модель включает в себя: Rd- сопротивление, соответствующее теплопроводности между чувствительным элементом и корпусом датчика, имеющего температуру Ед (э.д.с), Ячэ, Счэ - сопротивление и емкость, соответствующее теплопроводности и теплоемкости чувствительного элемента, Ечэ- э.д.с, соответствующая температуре чувствительного элемента в момент касания; RmK- сопротивление теплового контакта корпуса датчика с чувствительным элементом; I(t) - управляемый источник тока, моделирующий нагрев чувствительного элемента под воздействием проходящего через него тока в режиме измерения и в режиме нагрева. Ключи Кл1, Кл2, КлЗ предназначены для моделирования процесса измерения температуры, начиная с момента касания, который задается функцией управления F. Логическое состояние F"=l соответствует началу процесса измерения, т.е. моменту касания чувствительным элементом поверхности кожи. При этом ключи Кл1 и КлЗ размыкаются, Кл2 замыкается. Таким образом, тепловой поток от поверхности кожи переключается с внешней среды на чувствительный элемент.
Недостатком данной модели является то, что она не дает возможность решить задачу оптимизации массогабаритных размеров термочувствительного элемента и элементов теплоизоляции. Для решения этой задачи необходимо учесть пространственные характеристики чувствительного элемента путем перехода от одномерной к двумерной модели. Это позволяет промоделировать краевые эффекты, возникающие в момент касания датчиком объекта измерения и приводящие к возникновению погрешности измерения температуры, связанные с градиентами температур параллельно поверхности кожи. Двумерная модель датчика температуры рассмотрена в следующих параграфах.
Важнейшим элементом модели является моделирование процесса кровотока в капилляре кожи. Процесс перемещения крови по капилляру является непрерывным, а при моделировании он заменяется дискретным процессом как по времени, так и в пространстве. На рисунке 2.16 показано, перемещение порции крови массой Am по капилляру на расстояние Ах за фиксированное время At (временной шаг расчета) со скоростью V. В соответствии с этим допущением за время At порция крови массой Am перемещается из точки с координатами xt к точке с координатами Х,+А-, где і и і+2к - это участки, примыкающие к части капилляра с порцией крови.
Разработка и исследование итерационного терморезистивного способа измерения температуры
Недостатком рассмотренного выше компенсационного способа измерения температуры (рисунок 3.4) является трудности настройки, связанные с обеспечением устойчивости системы стабилизации температуры терморезистора [42].
Упростить реализацию позволяет рассмотренный ниже итерационный терморезистивный способ измерения температуры, основанный на активном нагреве терморезистора, находящегося в тепловом контакте с объектом [67]. После теплового контакта с объектом измерения определяются значения (9у, 02, @з температуры терморезистора на границах двух одина 118 ковых последовательных интервалов времени длительностью At, меньшей тепловой постоянной времени терморезистора, вычисляется первая оценка измеряемой температуры по формуле: xl 2 20г-0х-0ъ Затем импульсом тока терморезистор нагревается до температуры, равной 0хі Л0, где А0 — величина, равная максимальной погрешности первой оценки, определяются значения 04, 05 температуры терморезистора на границах интервала длительностью At, примыкающего к заднему фронту импульса нагрева.
Затем импульсом тока терморезистор нагревается до температуры, равной 0х1-Л0, определяются значения 0б, 07 температуры терморезистора на границах интервала длительностью At, примыкающего к заднему фронту второго импульса нагрева.
Процесс измерения поясняется временной диаграммой на рисунке 3.10, где прямой 1 представлена измеряемая температура 0Х, кривой 2 -температура терморезистора и кривой 3 - импульсы нагревающего тока.
Ключ 5 размыкается в момент t4, когда температура терморезистора достигла значения 04—0хГЛ0 , где Л0 - величина, превышающая максимально возможную ошибку определения первой оценки 0xi измеряемой температуры. Конкретное значение Л 0 не имеет принципиального значения, например, оно может быть принято равным Ю/}0Кв, где Л0кв- основная составляющая погрешности оценки 0х1 значения измеряемой температуры, обусловленная ошибкой квантования АЦП.
Третья оценка будет точнее второй, так как значения 07, 06 известны с точностью, определяемой разрядностью АЦП, т.е. определяется с погрешностью оценки величины коэффициента к уже не само значение температуры, а его приращение, выражаемое вторым слагаемым формулы (3.25).
Согласно предлагаемому способу операция измерения трех значений 01, 02 и 03 температуры терморезистора и вычисления температуры объекта повторяется несколько раз со сдвигом по времени на шаг, меньший интервала между измерениями. Температура объекта вычисляется как среднее значение отсчетов температуры. Сдвиг по времени серий из трех измерений делается равным полупериоду сетевой помехи и каждое из значений температуры терморезистора вычисляется как среднее из п измеренных значений, взятых с весами, пропорциональными коэффициентам бинома Ньютона степени п. Это обеспечивает высокую помехоустойчивость способа в условиях наличие во входных цепях сетевых помех. Ошибка определения измеряемой температуры по формуле (3.13) практически отсутствует, что свидетельствует о методической корректности этой формулы. В текстовых окнах панели «Результаты разового измерения» выводятся значения трех последовательных оценок температуры объекта, полученных в соответствии с вышеизложенным алгоритмом с учетом ошибки квантования АЦП. На нижней панели приведен график изменения погрешности измерения по диапазону измерения от 37 до 41С. Как видно, при принятых параметрах модели (вполне приемлемых при практической реализации способа) максимальная абсолютная погрешность не превышает 0,07е С
Время измерения температуры с использованием предлагаемого способа напрямую зависит от параметров терморезистора. Если использовать в качестве терморезистора термисторы, например, типа В5731IV фирмы «EPCOS», у которых тепловая инерционность характеризуется постоянной времени порядка 4 секунд, то при выборе отношения Atlx=0,l общее время измерения не превысит 1,5 секунд.
Таким образом, по сравнению с предыдущим способом при равных условиях за счет усложнения алгоритма измерения и использования более точного АЦП мгновенных значений преобразуемого напряжения, время измерения уменьшается до 1,5 секунды, а абсолютная погрешность измерения во всем диапазоне (35-42 С) не превышает 0,07 С для АЦП с разрядностью 11 бит.
Предложенный итерационный способ измерения температуры защищен патентом РФ [42]. Практическая реализация этого способа позволит создать медицинский термометр высокой точности и с временем измерения порядка одной секунды.
Основной недостаток рассмотренного выше итерационного способа измерения температуры (рисунок 3.9) состоит в том, что для его реализации требуется высокоточный аналого-цифровой преобразователь (АЦП) мгновенных значений преобразуемого напряжения, что удорожает стоимость термометра, реализующего данный способ. При применении менее точного АЦП соответственно снижается точность измерения.
Для решения этой проблемы предлагается экспресс способ измерения температуры по интегральным значением с использованием высокоточного интегрирующего сигма-дельта АЦП [43].
Функциональная схема (рисунок 3.12) включает мостовую измерительную цепь 1 (ИЦ), состоящую из источника 2 опорного напряжения (ИОН), резисторов 3 (Rj), 4 (R2), источника нагревающего напряжения 5 (ИНН), переключатель 6 (Кл) резистора 7 (Дз), и терморезистора 8 (Re ), дифференциальный усилитель 9 (ДУ), Д-АЦП 10, микроконтроллер 11 (МК) и отсчетное устройство 12, цифрами 13, 14, 15 обозначены соответственно кодовый вход микроконтроллера, вход компаратора микроконтроллера и шина управления микроконтроллера. Причем питающая диагональ измерительной цепи 1 подключена через переключатель 6 к выходам источников опорного 2 и нагревающего 5 напряжений, измерительная диагональ мостовой измерительной цепи 1 подключена ко входу дифференциального усилителя 7, выход которого подключен к входу А-АЦП 8, выход которого соединен с кодовым входом 13 микроконтроллера 9, вход 14 компаратора микроконтроллера подключен к выходу дифференциального усилителя 7, а управляющая шина 15 — к управляющему входу ключа 6.
Процесс измерения поясняется временной диаграммой на рисунке 3.13, где кривой 1 представлена зависимость температуры терморезистора от времени [68]. В качестве примера изображен случай четного числа N= 8 интегральных значений температуры терморезистора. Пусть перед началом измерения температура 0ОС терморезистора равна температуре окружающей среды (хотя это не является условием, ограничивающим реализацию способа). Процесс измерения начинается в момент, когда по команде микроконтроллера 11 переключатель 6, устанавливается в положение, при котором на питающую диагональ мостовой цепи подается напряжение от источника нагревающего тока 5. Это напряжение выбирается таким, чтобы под действием тока, протекающего через терморезистор, происходило быстрое нагревание терморезистора. Сопротивления мостовой цепи подобраны таким образом, чтобы при температуре терморезистора, равной значению 0О, мост приходил в равновесное состояние, т.е. чтобы выполнялось условие: R1&6 = 0H = 2 3, (3.28) где через &в=&н обозначение сопротивление терморезистора при температуре 0О. Значение 0о целесообразно установить равным нижнему пределу диапазона измерения температуры, в случае измерения температуры тела человека, например, 0О = 34,5С. Такое значение начальной температуры терморезистора позволит уменьшить влияние эффекта холодового раздражения кожного покрова в месте его контакта с термочувствительным элементом термометра. Как только мост приходит в состояние равновесия, срабатывает компаратор микроконтроллера и переключатель 5 устанавливается микроконтроллером в положение, при котором к питающей диагонали моста подключается источник опорного напряжения 2. Его напряжение подбирается исходя из условия необходимой минимизации погрешности от самонагрева терморезистора протекающим через него током.
Разработка и исследование макета термометра с беспроводным интерфейсом для систем мониторинга физиологических параметров человеческого организма
Разработанный макет автономного быстродействующего термометра имеет достаточно малое время измерения, что позволяет получать результат путем короткого касания термочувствительного элемента с кожным покровом в месте измерения температуры. Это обстоятельство делает возможным перейти от варианта конструкции, который предусматривает всесторонний контакт термочувствительного элемента с объектом измерения к варианту конструкции с односторонним контактом с объектом измерения, обеспечивающим максимальное использование эффекта БОС. Такой вариант конструкции термочувствительного элемента в сочетании с беспроводной технологией передачи информации дает возможность решить задачу массового обслуживания (например, контроль температуры авиапассажиров на пограничных терминалах во время эпидемий; мониторинг состояния здоровья детей [71] в дошкольных и школьных учреждениях и т.д.).
Конструкция термочувствительного элемента с односторонним контактом представлена на рисунке 4.10, фотография термочувствительного элемента - на рисунке 4.9. Корпус термочувствительного элемента изготовлен из материала с малой теплопроводностью для уменьшения потерь энергии. В конструкции в углублении корпуса из теплоизоляционного мате риала, форма и размеры которого соответствуют форме и размерам датчика, находится пластина (на рисунке 4.10 обозначена как нижняя) из алюминиевой фольги. Датчик находится в углублении, образованном стенками нижней пластины и накрыт верхней пластиной. Лепестки пластин приклеены к корпусу термочувствительного элемента. Формы верхней и нижней пластин показаны внизу рисунка. Пластины находятся в тепловом контакте с датчиком и обеспечивают расширение площади контакта термочувствительного элемента с объектом измерения.
Измерение температуры биологического объекта осуществляется с использованием термочувствительного измерительного моста. В первоначальный момент времени осуществляется нагрев терморезистора до заданной температуры с помощью источника нагревающего напряжения (ИНН), подключаемого через ключ Кл. При достижении заданной температуры компаратор срабатывает и на его выходе формируется логический сигнал запуска режима измерения. В режиме измерения ключ Кл подключает к измерительному мосту источник опорного напряжения ИОН. Сигнал с измерительного моста в цифровой форме через ХД-АЦП поступает в блок сбора данных (БСД), для последующего сравнения с моделью ( блок БСМ), которая рассчитывается в блоке модель датчика (МД). Результатом являются количественные значения параметров модели, которые совпадают с
149 данными измерения. Блок аппроксимации (БА) осуществляет алгоритм линеаризации функции преобразования согласно алгоритму линеаризации, изложенному выше. Блок упаковки данных (БУД) используется для подготовки данных к передаче по интерфейсам проводной или беспроводной связи.
Для повышения точности и помехоустойчивости при работе термометра в условиях воздействия сетевых помех в макете использован описанный в третьей главе способ измерения температуры по интегральным значениям преобразуемого напряжения терморезистора. Требованиям по точности и помехоустойчивости для реализации данного метода удовлетворяют Д-АЦП, которые в настоящее время широко используются в медицинских приборах. При использовании 16-разрядного Д-АЦП максимальное значение погрешности измерения температуры не превышает 0,01 С, а длительность интервала интегрирования составляет 0,1 секунды, а оптимальное значение количества последовательных интервалов времени интегрирования N по критерию обмена точности на быстродействие лежит в интервале от 6 до 10.
Питание мостовой схемы осуществляется постоянным стабильным током. Формирователь с токовым выходом реализован на микросхемах DA1.1, DA1.2 (AD823). Управление величиной тока производится с выхода ЦАП микроконтроллера программным способом. За счет этого реализовано управление мультипликативной составляющей погрешности датчика при изменении внешних факторов. Значение тока в импульсном режиме может быть большим (ограничивается в основном источником питания) и достаточным даже для реализации режима подогрева чувствительного элемента. Таким образом, возможен ключевой режим начального подогрева чувствительного элемента без использования аппаратных ресурсов (аналоговых ключей).
Выходной сигнал датчика с диагонали моста поступает на вход инструментального усилителя DA3 (AD627), в котором резистором R16 задается основной коэффициент усиления, необходимый для сопряжения со шкалой внутреннего АЦП.
Испытания макетного образца подтвердили полученные теоретические результаты о возможности уменьшения времени измерения за счет использования в алгоритме измерения влияния БОС. Получено время измерения 1-2 секунды при точности измерения 0,1 С.
Полученные в диссертационной работе результаты внедрены при выполнении НИР «Обнова» в ФГУП НИИ физических измерений (г.Пенза) и при обосновании перспектив создания цифровых датчиков температуры в рамках Федеральной космической программы до 2010 г.
В настоящее время получили широкое распространение системы мониторинга физиологических параметров человеческого организма, такие как система мониторинга электрокардиосигналов [63], система наблюдения за психофизиологическим состоянием человека-оператора [71] и т.д. Все они основаны на достижениях современной микроэлектроники и широко используют различные датчики физических величин (давления, температуры, электрокардиосигналов). Представляется перспективным использовать разработанный автономный быстродействующий термометр с беспроводным каналом передачи данных для регистрации температуры тела человека, как части общей беспроводной сенсорной системы мониторинга, и получения диагностических признаков ряда заболеваний (диабет, атеросклероз сосудов и т.д.), связанных с процессом микроциркуляции крови в поверхностном сплетении кожи человеческого организма [72-75].
В течение последнего десятилетия для оценки состояния кровотока в сосудах все большее применение находит методика лазерной допплеров-ской флоуметрии (ЛДФ), которая позволяет оценить состояние кровотока [79,80].
Суть этого метода заключается в том, что монохроматический пучок света малой интенсивности, излучаемый лазерным диодом, встроенным в допплеровский лазерный флоуметр, проходит по гибкому световоду и через наконечник датчика освещает исследуемую ткань. В ткани свет рассеивается отражающими частичками. Часть света отражается обратно и по приемному световоду попадает на внутренний фотоприемник аппарата. В соответствии с эффектом Доплера, только движущиеся частицы (главным образом эритроциты) приводят к частотному сдвигу. Спектр принятого сигнала обрабатывается в аппарате в соответствии с алгоритмом, полученном Боннером для такого типа отражения, и рассчитывается объем потока (мл/мин/100 г ткани). Таким образом, в основе метода ЛДФ лежит измерение допплеровской компоненты в спектре отраженного лазерного сигнала, рассеянного на движущихся в сосудах форменных элементах крови. В настоящее время аппаратно-программные системы с датчиками, основанными на методике лазерной допплеровской флоуметрии производят фирмы "Perimed" (Швеция), "Transonic Systems, Inc." (США), "ЛАКК-01" (Россия).
В системах мониторинга кровотока, для оценки такого физического параметра, характеризующего процесс микроциркуляции крови в коже, как ее вязкость, используется также метод вискозиметрии [80]. Вязкость крови представляет собой коэффициент пропорциональности между силой напряжения и коэффициентом трения (внутреннее трение слоев движущейся жидкости) или отношение силы напряжения к коэффициенту трения. Приборы, реализующие метод вискозиметрии, - это вискозиметры.
