DH CAM BIEN va ung dung 820539

Trong ứng dụng y - sinh các bộ cảm biến chuyển tín hiệu sinh học các hiện t†ợng sinh học thμnh tín hiệu điện đ†ợc thể hiện d†ới dạng nμy vμ các hiện t†ợng sinh học sẽ dễ dμng dựa vμo máy

Mục lục

Ch ơng 1: Thiết bị y sinh vμ đo l‡ờng sinh lý học

1.2 Các thiết bị điều khiển tự động 10 1.3 Thiết bị trị liệu ghép d†ới da tự động 12 1.4 Các bộ cảm biến vμ việc đo l†ờng các hiện t†ợng sinh học 13 1.5 Các đặc tính chuyển đổi vμ nguyên lý chuyển đổi 14 1.6 Định chuẩn vμ tiêu chuẩn hoá 17

3.2 điện cảm t†ơng hỗ 62

3.8 L†u tốc dùng sóng bậc thang 75 3.9 Các l†u tốc kế điện từ thông dụng 76

Chơng 4: Cảm biến điện dung

4.3 Các mạch đo l†ờng điện dung 87

4.5 Các đặc tính của cảm biến điện dung 100

Chơng 5: Cảm biến quang điện

6.3 Tạo ảnh hai chiều 191

Chơng 7: Các thiết bị dùng hiệu ứng nhiệt điện

8.5 Các cảm biến PO2 đo d†ới da 229

8.9 Các thμnh phần iôn trong máu 2408.10 Giám sát liên tục thμnh phần hoá học trong máu 2418.11 Các Sensơ hoá học dùng Transistor hiệu ứng tr†ờng 243

9.1 Giao diện điện cực – chất điện phân 288

9.3 Sự ổn định điện thế điện cực 2909.4 Các điện cực bằng clorua bạc 294

9.5 Trở kháng của điện cực 2979.6 Các điện cực trên các đối t†ợng cần đo 3109.7 Trở kháng của các điện cực clorua bạc 3129.8 Điện cực platin đ†ợc paltin hoá 3189.9 Các điện cực dùng để đo các hiện t†ợng điện sinh học 3209.10 Các chất điện phân dùng cho điện cực 3389.11 Phản ứng của mô với các chất điện phân 340

9.29 Sự phân bố mật độ dòng điện của điện cực 4019.30 Quan hệ trở kháng điện cực- đối t†ợng đo dùng cho kích thích 4029.31 Hiện t†ợng điện phân vμ hồ quang 4069.32 Tính chỉnh l†u 408

Lời nói đầu

Điện tử - Y- Sinh lμ một chuyên ngμnh mới nhằm đμo tạo kỹ s† khai thác,

sử dụng vμ sửa chữa trang thiết bị y tế Để bảo đảm cho học viên có tμi liệu tham khảo trong quá trình học tập, nghiên cứu, Bộ môn Điện tử Y Sinh - Khoa KTĐK

tổ chức biên soạn tμi liệu “ Nguyên lý vμ ứng dụng các phần tử đo l†ờng cảm biến

y sinh" Đây lμ tμi liệu mang tính hệ thống vμ t†ơng đối đầy đủ về các chủng loại cảm biến y sinh, rất hữu ích trong việc giảng dạy vμ học tập môn học "Các phần

tử đo l†ờng điều khiển y sinh" nói riêng vμ chuyên ngμnh điện tử y sinh nói chung Cuốn sách đ†ợc hoμn thμnh d†ới sự chủ trì của TS Huỳnh L†ơng Nghĩa

vμ sự tham gia của TS Nguyễn Ngọc Bích (ch†ơng 6, ch†ơng 7, ch†ơng 9) vμ

KS Nguyễn Mạnh C†ờng (ch†ơng 1, ch†ơng 2, ch†ơng 3, ch†ơng 4, ch†ơng 5 vμ

ch†ơng 8)

Tμi liệu nμy thuộc một chuyên ngμnh mới nên bản dịch chắc chắn không tránh khỏi thiếu sót, đặc biệt lμ về các thuật ngữ, vì vậy nhóm tác giả rất mong nhận đ†ợc sự đóng ý kiến phê bình của đọc giả

Xin trân trọng cảm ơn!

Hμ nội 19/03/2006

Ch ơng 1

1.1 Giới thiệu

Các thiết bị trong y- sinh học đ†ợc chia thμnh ba loại cơ bản: thiết bị chẩn

đoán; thiết bị trị liệu vμ thiết bị trợ giúp Thiết bị chẩn đoán thu nhận vμ biểu diễn thông tin giúp cho việc chẩn đoán Về bản chất thiết bị thu thập dữ liệu hay thiết

bị chẩn đoán lμ thiết bị nâng cao khả năng phán đoán của con ng†ời ở đây trong các thiết bị nμy, các bộ cảm biến đóng vai trò mấu chốt Các thiết bị trị liệu đ†ợccác bác sỹ sử dụng hoặc đ†ợc chỉ định để kìm hãm hay điều chỉnh quá trình sinh

lý xảy ra không mong muốn do chấn th†ơng, bệnh tật hoặc các tác nhân khác Mặc dù điều trị bằng d†ợc phẩm lμ ph†ơng pháp thông dụng nhất để chữa bệnh, song các thiết bị nh† máy chiếu tia X điện áp cao (huỷ hoại tế bμo ung th†); các thiết bị tạo nhịp tim (để khởi động nhịp đập tim đều đặn) hoặc các thiết bị khử rung tim (để ngăn chặn bệnh loạn nhịp tim có thể gây tử vong; hay bệnh co tim thất) lμ các ví dụ khá phổ biến của các thiết bị trị liệu Các thiết bị trợ giúp đ†ợc

sử dụng để hỗ trợ các tr†ờng hợp suy giảm chức năng hoặc thay thế cho chức năng vẫn ch†a hoμn toμn phục hồi hoặc bị mất sau khi điều trị bệnh

Có thể thấy rằng các thiết bị trị liệu điện tử d†ới da đang đ†ợc phát triển với số l†ợng ngμy cμng tăng Ví dụ quen thuộc nhất lμ máy tạo nhịp tim, hoặc một số các thiết bị khác nh† máy kích thích cột sống, thiết bị trợ thính (máy nghe) vμ các thiết bị kích thích phát triển x†ơng Máy kích thích cột sống lμ thiết

bị thu vô tuyến rất nhỏ đ†ợc nối tới các điện cực trên dây cột sống Sự kích thích dây thần kinh cột sống tạo ra nhờ thiết bị phát bên ngoμi lμm giảm hoặc mất cảm giác đau trên vùng của điện cực Máy trợ thính lμ một dạng khác của thiết bị thu vô tuyến có các điện cực đ†ợc nối tới 1 dây thần kinh thính giác cho ng†ời khiếm thính Âm thanh môi tr†ờng đ†ợc xác định nhờ một microphone có nhiệm vụ chuyển tín hiệu nhận đ†ợc tới bộ xử lý tiếng nói; bộ nμy kích hoạt thiết bị truyền các tín hiệu tới phía d†ới da Mặc dù việc thiết lập liên lạc cho ng†ời điếc theo cách nμy còn chậm, song các kết quả ban đầu rất khả quan vμ hiện nay nhiều thiết

bị nghe đã đ†ợc sử dụng cho con ng†ời

Bộ kích thích sự phát triển x†ơng (dùng ph†ơng pháp kích thích d†ới da)

lμ nguồn một chiều không đổi Các điện cực đ†ợc gắn tại vị trí x†ơng gãy có tác dụng liên kết các x†ơng lại

Kỹ thuật t†ơng tự cũng có thể áp dụng để kích thích sự phát triển của

x†ơng đối với ng†ời còn trẻ

Có thể nói phạm vi sử dụng lớn nhất của các thiết bị d†ới da lμ trong các thiết bị pha chế thuốc Ví dụ nh† một thiết bị d†ới da dùng để truyền Heparin (thuốc chống đông tụ) đã đ†ợc Black sheav đ†a ra vμo năm 1975 Các hệ thống truyền thuốc d†ới da nh† thuốc Insulin, thuốc chống loạn nhịp tim vμ các thuốc giảm huyết áp đang đ†ợc phát triển Ngμy nay các thiết bị d†ới da cho phép đ†athuốc vμo nhờ kim đặt d†ới da

1.2 Các thiết bị điều khiển tự động

Một số l†ợng lớn các thiết bị chẩn đoán vμ trị liệu đang đ†ợc đ†a vμo trong các hệ thống phản hồi kín để điều khiển tự động chức năng của ng†ời Vấn

đề nμy không phải lμ mới mẻ, luận chứng đầu tiên của nó đã đ†ợc Bickford đ†a ra (1950-1951), ông đã sử dụng điện não đồ (EEG) để điều khiển độ sâu gây mê Khi độ sâu gây mê quá mức, tần số chủ đạo (dominant) của điện não đồ sẽ giảm xuống Với việc sử dụng các mạch thích hợp để xử lý các tín hiệu EEG, Bickford

đã tạo ra tín hiệu điều khiển truyền thuốc gây mê tĩnh mạch Mặc dù vậy điều khiển EEG gặp rất nhiều khó khăn Ví dụ, không phải tất cả các ph†ơng pháp gây

mê nμo cũng gây ảnh h†ởng tới dải phổ tần số EEG trong cùng một cách Thêm vμo đó lμ có nhiều những nhân tố khác nh† việc đ†a máu lên não bị giảm cũng gây ảnh h†ởng tới EEG Vì những lý do đó mμ EEG đã không đ†ợc tiếp tục sử dụng nh† lμ một bộ điều khiển độ sâu gây mê

Điện thế điện cơ (Electromyographic - EMG) đ†ợc sử dụng để điều khiển các thiết bị trợ giúp trong chế độ phản hồi Montgomery (1957) đã sử dụng EMG

từ các cơ hô hấp d† trong ng†ời bệnh tiền bại liệt (port polio) để điều khiển chu

kỳ của máy hô hấp gắn trên ngực Khi bắt đầu hô hấp, tín hiệu EMG lật trạng thái cho máy hô hấp để giúp ng†ời bệnh hít vμo, khi điện thế EMG mất đi thì máy hô hấp lại đ†ợc lật trạng thái để giúp cho việc thở ra Máy hô hấp có chế độ đặt chu

kỳ tự động khi tín hiệu EMG bị lỗi Nguyên lý nμy cũng đ†ợc áp dụng trong máy tạo nhịp tim

EMG cũng đ†ợc Geddel vμ cộng sự (1959) sử dụng để giúp cho ng†ời bại liệt chi có thể cử động đ†ợc Trong thiết bị nμy, điện thế EMG từ các nhóm nhỏ các cơ d† đã mở van solenoid cho phép bơm phồng cơ nhân tạo McKibben, đây lμ một đoạn ruột nằm trong ống vải Khi thổi phồng xiphông khiến cho ống vải tăng

đ†ờng kính vμ giảm chiều dμi, việc giảm chiều dμi sẽ giúp chuyển động phần tay nối trên ng†ời bệnh Sự co lại của một nhóm cơ sẽ khởi động “sự co” của các cơ

nhân tạo, còn sự co lại của nhóm khác tạo ra “sự dãn” Theo cách nμy cơ nhân tạo

ở trạng thái co hay dãn đ†ợc quyết định bởi ng†ời bệnh mμ không cần đến các tín hiệu EMG hay khí để thổi phồng

Có rất nhiều ứng dụng để kích thích thần kinh bắp cơ của ng†ời liệt do tổn

th†ơng cột sống Mô hình dịch chuyển chi trên (upper - extremity) của Peckham

vμ Mortiner năm 1977, đạp xe 3 bánh (Pretrofsky vμ cộng sự năm 1983)vμ những kết quả đầu tiên trợ giúp đi lại (Vodovnik 1977, Pretrofsky vμ cộng sự năm 1983)

lμ những ví dụ điển hình Trong nghiên cứu sử dụng xe 3 bánh của Petrofsky thông tin từ các van (throttle) đ†ợc đ†a tới một máy tính nhỏ để điều kích thích Các cơ bốn đầu đ†ợc kích thích từ 2700 đến 900 theo vòng đạp Cơ mông đ†ợckích thích từ 00 đến 1800, 00 ứng với vị trí đạp cao nhất của 1 chân

Những cố gắng đầu tiên giúp cho các bệnh nhân liệt nửa ng†ời đi lại đ†ợc xây dựng vμo năm 1966 tại Nam t† (Vodovnik vμ cộng sự, 1966) Vodovnik (1977) đã tổng kết những nghiên cứu tr†ớc đó vμ của bản thân Bắt đầu với số liệu

định l†ợng về x†ơng vμ dịch chuyển phối hợp của những ng†ời bình th†ờng, ông

đã tạo ra một hệ thống kích thích lập trình trên 6 kênh để nâng cao khả năng đi lại của 10 bệnh nhân liệt bán thân dùng các điện cực đặt trên da vμ đã nhận đ†ợc kết quả rất tốt về khả năng đi lại của những ng†ời nμy nh†ng ông cũng thấy rằng sự lựa chọn bệnh nhân đóng vai trò quan trọng (Vodovnik 1977)

Để lμm khoẻ mạnh cho các cơ của bệnh nhân liệt hai chân sử dụng ph†ơngpháp kích thích điện, Petrofsky vμ Phillips (1983) đã phát triển một hệ thống cho phép ng†ời bệnh đi lại trên mặt phẳng Các nhóm cơ nhận tín hiệu kích thích thông qua các điện cực gắn trên da gần các cơ bốn đầu, vùng x†ơng chậu, vùng phía tr†ớc x†ơng chμy vμ kheo chân Tín hiệu từ các thiết bị chỉ thị vị trí trên hông, đầu gối, mắt cá chân sẽ đ†ợc đ†a tới sensor Các sensor giám sát phụ đ†ợc

sử dụng để giới hạn vận động phối hợp (joint motion) Các sensor áp lực đ†ợc sử dụng để ghi nhận lực d†ới bμn chân Hệ thống đ†ợc kích hoạt nhờ sự chuyển

động của vai, ví dụ khi vai phải nhô ra phía tr†ớc sẽ lμm cho chân phải di chuyển

về phía tr†ớc

Hệ thống do Petrofsky vμ cộng sự phát triển đã tạo ra đ†ợc khả năng đi lại,

nh†ng các nhμ nghiên cứu cũng chỉ ra có nhiều điều cần lμm để hoμn thiện hệ thống Các sensor phụ (ví dụ nh† vị trí cơ thể đ†ợc cảm nhận nhờ một con quay hồi chuyển) sẽ cải thiện dáng đi nhiều nghiên cứu bổ trợ thêm để tạo ra cách thức di chuyển ngang hay lên xuống bậc - những hoạt động nμy lμ một phần quan trọng trong cuộc sống của một ng†ời bình th†ờng Điều đặc biệt cần lμ phải có

ph†ơng án dự phòng để phục hồi lại vị trí thẳng đứng sau khi bị ngã

Kadish (1964) đã thực hiện việc điều chỉnh tự động l†ợng đ†ờng trong máu Hệ thống nμy gồm một bộ phân tích tự động đo l†ợng đ†ờng trong máu vμ hai xilanh đ†ợc điều khiển bởi môtơ, một chiếc cung cấp chất Insulin (chất lμm giảm l†ợng đ†ờng trong máu) vμ một cung cấp chất Glucagon (chất lμm tăng

l†ợng đ†ờng trong máu) Hệ thống điều chỉnh sẽ bắt đầu đ†a Insulin hoặc Glucagon khi l†ợng đ†ờng tăng trên 150mg% hoặc tụt d†ới 50mg% Hệ thống

đ†ợc dùng cho ng†ời bình th†ờng hoặc ng†ời mắc bệnh tiểu đ†ờng

Tự động điều chỉnh l†ợng Glucose trong máu tại gi†ờng bệnh bằng cách

điều khiển Insulin đang ngμy cμng thông dụng Tổng quan về kỹ thuật nμy đ†ợcAlbisser (1979) trình bμy, ông lμ một trong những ng†ời đầu tiên xây dựng thiết

bị sử dụng cho bệnh nhân nằm gi†ờng

ở đây có một vấn đề quan trọng, trong khi đang cần duy trì một mức Insulin cơ bản thì lại có yêu cầu tăng đột biến l†ợng đ†ờng trong máu tại thời

điểm bắt đầu bữa ăn tức lμ yêu cầu l†ợng Insulin lớn Các hệ thống tự động hiện tại khó đáp ứng đ†ợc yêu cầu đó (do độ trễ trong hệ thống) Kraegen vμ cộng sự (1981) đã thiết kết một bộ điều khiển sử dụng thuật toán kép có thể chống lại sự tăng quá mức l†ợng đ†ờng trong máu Bằng cách nμy cả hai nhu cầu th†ờngxuyên vμ tức thời đều đ†ợc thoả mãn

Schade (1973) đã nghiên cứu về việc tự động điều chỉnh huyết áp cho bệnh nhân nằm gi†ờng ông sử dụng thuật toán điều khiển thích nghi nhờ máy tính số

đặt cách xa bệnh viện Từ đó đến nay rất nhiều nghiên cứu đã đ†ợc thực hiện Sheppard(1981) đã sử dụng thuật toán vi - tích phân tỉ lệ (PID) để điều chỉnh huyết áp cho bệnh nhân sau khi phẫu thuật tim bằng cách tiêm chất nitroprusside vμo tĩnh mạch Đến nay hệ thống nμy đã đ†ợc sử dụng cho trên 10.000 bệnh nhân

1.3 Thiết bị trị liệu tự động ghép d ‡ới da

Các hệ thống tự động vừa mô tả ở trên đ†ợc sử dụng thích hợp trong các thiết bị sử dụng ph†ơng pháp ghép d†ới da Tồn tại một trở ngại duy nhất trong

b†ớc cuối cùng lμ thiếu các cảm biến d†ới da có tuổi thọ thích hợp để nhận biết những hiện t†ợng sinh học cần thiết Ng†ời ta đang tập trung nghiên cứu tìm giải pháp cho vấn đề nμy

Mặc dù thiếu hụt các cảm biến cấy d†ới da, các thiết bị trị liệu tự động ghép d†ới da vẫn đang đ†ợc phát triển Thiết bị quen thuộc nhất có lẽ lμ máy tạo nhịp tim, nó sẽ không tác động khi các tâm thất đang co bóp vμ sẽ kích thích một cách nhịp nhμng nếu chúng không co bóp Bộ cảm biến phát hiện nhịp đập tự phát

(hoặc thông th†ờng) lμ một cặp điện cực giống nhau đ†ợc sử dụng để bắt từng nhịp tim Hμng năm trên thế giới tiêu thụ khoảng100.000 chiếc máy tạo nhịp tim

Một thiết bị trị liệu tự động ghép d†ới da khác lμ máy khử rung tim Thiết

bị nμy giám sát hoạt động của tâm thất một cách liên tục Khi có dấu hiệu rối loạn, nó sẽ tạo ra một cú sốc mạnh để phục hồi nhịp đập tim cho tâm thất Hiện nay có khoảng hơn 500 bệnh nhân sử dụng thiết bị nμy

Ng†ời ta cũng đang tiến hμnh nghiên cứu nhằm tạo bộ điều khiển tự động huyết áp cấy d†ới da do chứng tăng huyết áp trở nên phổ biến ở các n†ớc ph†ơngTây Một đánh giá khá chính xác lμ có khoảng hơn 10% dân số Mỹ mắc bệnh cao huyết áp vμ chỉ khoảng 1/4 trong số họ đ†ợc điều trị phù hợp Rõ rμng lμ việc tạo

ra một cảm biến áp suất cấy d†ới da cần đ†ợc quan tâm rất nhiều

Một lĩnh vực mμ ở đó thiết bị tự động cấy d†ới da đang đ†ợc chú trọng lμ

điều trị các bệnh nhân tiểu đ†ờng Các nhμ nghiên cứu đang xúc tiến để tạo ra sensor glucose cấy d†ới da

Rất khó có thể dự đoán sự đột phá sẽ xuất hiện ở đâu trong việc tạo ra các thiết bị trị liệu động cấy d†ới da Các nhμ nghiên cứu có thể sẽ tìm ra những

ph†ơng thức đặc biệt để nhận biết những hiện t†ợng cần điều khiển hoặc những hiện t†ợng liên quan chặt chẽ với chúng

1.4 Các bộ cảm biến vμ việc đo l ‡ờng các hiện t‡ợng sinh học

Nhiệm vụ của các bộ cảm biến lμ chuyển đổi năng l†ợng từ dạng nμy sang dạng khác có lợi hơn Đôi khi các sensor hay detector (bộ phát hiện) đ†ợc sử dụng trong thiết bị để mô tả các hiện t†ợng sinh học Trong ứng dụng y - sinh các

bộ cảm biến chuyển tín hiệu sinh học (các hiện t†ợng sinh học) thμnh tín hiệu

điện đ†ợc thể hiện d†ới dạng nμy vμ các hiện t†ợng sinh học sẽ dễ dμng dựa vμo máy tính vμ các thiết bị hiển thị hiện đại để thể hiện các thông tin nhận đ†ợc d†ới dạng có lợi nhất Với việc biểu diễn các hiện t†ợng sinh học d†ới dạng tín hiệu

điện cho phép l†u giữ các số liệu nμy trong băng từ, đĩa hay bộ nhớ số để có thể xem lại bất cứ lúc nμo Việc giữ chậm vμ tái tạo ở các tốc độ hiển thị khác nhau cho phép kiểm tra dữ liệu đối với các thông tin có thể mất trong quá trình đo các hiện t†ợng sinh học, đồng thời nó trở thμnh công cụ để thu nhận đ†ợc l†ợngthông tin lớn nhất khi đo l†ờng

Rất nhiều các ph†ơng pháp đ†ợc sử dụng để chuyển tín hiệu sinh học sang tín hiệu điện Hiện t†ợng có thể đ†ợc lμm ra để thay đổi trực tiếp hay gián tiếp các đặc tính nh† điện trở, điện dung, điện cảm hay cảm ứng từ giữa hai hay nhiều cuộn dây Các bộ cảm biến quang điện vμ áp điện cũng đ†ợc sử dụng rộng rãi

Các đại l†ợng hoá học có thể đ†ợc xác định nhờ các điện cực mμng hoặc thông qua việc đo dòng chạy qua các dung dịch điện phân Bên cạnh đó ng†ời ta còn sử dụng sự thay đổi mμu sắc nh† một tham số chuyển đổi Các bộ cảm biến năng

l†ợng phóng xạ có vị trí khá nổi bật trong việc phát hiện các hiện t†ợng sinh học

Đôi khi việc thay đổi đặc tính điện của chất liệu sinh học (biological material) cũng đ†ợc sử dụng cho việc chuyển đổi Về nguyên tắc có thể ứng dụng nguyên

lý chuyển đổi cho tất cả các hiện t†ợng dòng electron hoặc ion đi qua chất rắn, lỏng, khí hoặc chân không, song thực tế thì chỉ một vμi hiện t†ợng cho phép dễ dμng sử dụng

1.5 Các đặc tính chất chuyển đổi vμ nguyên lý chuyển đổi

Tr†ớc khi thảo luận về các ph†ơng pháp đ†ợc sử dụng để chuyển các hiện t†ợng sinh học thμnh tín hiệu điện, điều cần thiết lμ phân biệt giữa tính chất chuyển đổi vμ ph†ơng pháp hay nguyên lý chuyển đổi Tính chất dễ biến đổi

đ†ợc định nghĩa nh† lμ đặc điểm riêng của thực thể hay sự kiện mμ có thể đ†ợc

áp dụng một nguyên lý chuyển đổi nμo đó Nguyên lý chuyển đổi lμ một trong nhiều ph†ơng pháp đ†ợc sử dụng để biến tính chất chuyển đổi thμnh tín hiệu

điện Về bản chất thì tính chất chuyển đổi có tính đặc thù, giống nh† dấu vân tay,

nó khác biệt hẳn so với những tính chất xung quanh nó, điều đó có nghĩa nó sẽ lμ dấu hiệu để nhận biết đ†ợc hiện t†ợng Nguyên lý chuyển đổi sử dụng các thiết bị nhận biết đặc tính sinh học vμ biến nó thμnh tín hiệu điện

Ví dụ, nếu khí cácbon điôxit cần đ†ợc phát hiện trong hỗn hợp khí hô hấp (oxi, nitơ, hơi n†ớc), thì tính chất để phân biệt nó lμ khả năng hấp thụ tia hồng ngoại cácbon điôxit hấp thụ các tia phát xạ ở b†ớc sóng 2.7, 4.3, vμ 14.7Pm.Mặc dù hơi n†ớc cũng hấp thụ một l†ợng nhỏ tia phát xạ ở dải gần 2.7Pm, song

sử dụng nguồn hồng ngoại hoạt động ở hai hoặc cả ba b†ớc sóng kể trên vμ một

bộ phát hiện sẽ giúp ta xác định sự hiện diện của cácbon điôxit Nh† vậy khi khí hô hấp đi qua giữa nguồn hồng ngoại vμ bộ phát hiện thì đầu ra cuối cùng sẽ tỷ lệ với l†ợng cácbon điôxit trong khí thở Trong ví dụ trên tính chất chuyển đổi lμ sự hấp thụ hồng ngoại, nguyên lý chuyển đổi lμ sử dụng một nguồn hồng ngoại vμ

bộ phát hiện Nh† vậy rõ rμng lμ độ chính xác (hay độ phân giải) lớn nhất nhận

đ†ợc có liên quan mật thiết đến tính khác biệt của đặc tính chuyển đổi vμ sự lựa chọn nguyên lý chuyển đổi

Cảm biến lμ bộ phận quan trọng trong thiết bị xử lý điện tử Chúng đ†ợcthiết kế với độ nhạy cho từng loại năng l†ợng riêng Do đó khó có thể đánh giá

phẩm chất của những thiết bị nμy theo một cách chung Tuy nhiên một vμi đặc tính của các cảm biến chất l†ợng tốt có thể xem nh† cơ sở đánh giá chúng

Bất luận đo sự kiện gì, sử dụng cảm biến nμo thì đều phải tuân theo nguyên tắc thứ nhất về thiết bị của Kelvin đó lμ thiết bị đo l†ờng không đ†ợc lμm thay đổi sự kiện đang đ†ợc đo l†ờng Trong các nghiên cứu y-sinh thì điều nμy không phải lúc nμo cũng thực hiện đ†ợc mμ luôn phải chấp nhận một mức độ thay đổi nhất định nμo đó Ng†ời ta th†ờng sử dụng ph†ơng pháp đo gián tiếp để tách biệt cảm biến vμ hiện t†ợng cần đo Vì lí do nμy mμ cảm biến cần có độ lựa chọn cao đối với hiện t†ợng cần đo sao cho nó không ảnh h†ởng đến các hiện

t†ợng khác

Các bộ biến đổi cần tuân theo ba tiêu chí để đảm bảo việc tái tạo một cách trung thực nhất Đó lμ : tuyến tính biên độ, đáp ứng tần số phù hợp vμ không méo pha

Tuyến tính biên độ lμ khả năng tạo ra tín hiệu đầu ra tỉ lệ thuận với tín hiệu

đầu vμo Yêu cầu nμy đ†ợc biểu diễn trên hình 1-1 bởi đ†ờng liên tục A- 0 Nếu

nh† hiện t†ợng đ†ợc đo tăng theo h†ớng ng†ợc lại, bộ cảm biến phải cũng phải thể hiện đ†ợc một cách tuyến tính xu h†ớng đó nh† chỉ ra trên đoạn 0-A’

Hình 1-1 ý nghĩa của tuyến tính biên độ

Mặc dù đặc tính vμo - ra của bộ cảm biến đ†ợc biểu diễn nh† một đ†ờngthẳng, khi kiểm tra cẩn thận với các đầu vμo đã biết sẽ thấy xuất hiện những sai lệch nhỏ so với đ†ờng thẳng nμy Trong các bộ cảm biến chất l†ợng cao, xuất hiện một dãy các giá trị nằm ở một phía so với đ†ờng thẳng Hình 1-1 phóng đại

8

2

6 4 10

-10

-3 -2 -1 -4

-2 -4 -6 -8 -5

một tr†ờng hợp điển hình thông th†ờng độ tuyến tính đ†ợc mô tả bằng tỉ lệ phần trăm sai lệch Ví dụ, mức độ tuyến tính r1% nghĩa lμ trong toμn bộ dải hoạt động của thiết bị, sai lệch so với đ†ờng tuyến tính sẽ không lớn hơn 1%

Một thông số khác liên quan đến việc đáp ứng của bộ cảm biến lμ hiện

t†ợng trễ, đây lμ thông số để đánh giá khả năng bám của đầu ra đối với đầu vμo không phụ thuộc vμo sự thay đổi của đầu vμo Trong một hệ thống tuyến tính không có trễ, quan hệ đầu vμo - ra lμ một đ†ờng thẳng đơn Nếu độ trễ xuất hiện

sẽ thu đ†ợc một đ†ờng cong mở nh† hình 1-2 Thông th†ờng ng†ời ta nhấn mạnh tổng thời gian trễ theo phần trăm giá trị toμn thang chia Trong các thiết bị đ†ợcthiết kế tốt lỗi nμy nhỏ hơn 1%

Liên quan đến tuyến tính biên độ cũng cần biết đ†ợc chính xác giới hạn biên độ của một đối t†ợng đo, không nên v†ợt qua các giới hạn vật lý của bộ cảm biến, vì các đầu vμo lớn có thể gây hại cho bộ cảm biến vμ do đó lμm giảm độ tuyến tính vμ tăng sai số trễ

Đáp ứng tần số vμ không méo pha nói đến khả năng cảm biến tạo ra tín hiệu bám theo sự thay đổi ở bất cứ tốc độ nhanh hay chậm của yếu tố đo Đáp ứng tần số tổng phải bằng hoặc lớn hơn so với tần số đ†ợc xác định bởi phân tích

điều hoμ dạng sóng của đối t†ợng đo Để tránh méo pha yêu cầu bộ cảm biến phải duy trì sự khác biệt thời gian trong các thμnh phần tần số nhận đ†ợc nhờ việc

Hình 1- 2 hiện t †ợng trễ.

đ ầu vμo

đ ầu ra

phân tích điều hoμ Các ví dụ về méo pha khi không thoả mãn các chỉ tiêu vừa nêu trên đ†ợc dẫn ra trong ch†ơng 16

Mặc dù mong muốn nhận đ†ợc các tín hiệu tuyến tính trong tất cả các bộ cảm biến song không phải lúc nμo cũng có thể thực hiện đ†ợc Đôi khi bộ cảm biến tạo ra tín hiệu không tỉ lệ thuận so với yếu tố đo Ví dụ nh† sự thay đổi điện trở trong nhiệt kế không tuyến tính so với nhiệt độ ở đây điều kiện tuyến tính hoá lμ rất cần thiết, trừ khi yếu tố đo có thể đ†ợc chấp nhận với việc định chuẩn không tuyến tính Cũng có khi tín hiệu không tuyến tính lμ do bản chất sự kiện

đ†ợc đo, ví dụ nh† mμu đỏ của máu phản ánh mức độ bão hoμ oxi, đ†ợc tính thông qua tỉ số logarit giữa sự truyền ánh sáng đỏ vμ ánh sáng hồng ngoại trong những điều kiện nμy cần có những thiết bị xử lý đặc biệt để tạo ra tín hiệu quan

hệ tuyến tính với độ bão hoμ Oxi

1.6 Định chuẩn vμ tiêu chuẩn hoá

bộ cảm biến (hoặc hệ thống hiển thị) cho đầu ra không tuyến tính, thì cần định chuẩn theo nhiều điểm để tạo ra một đ†ờng cong định chuẩn sao cho biên độ hiển thị có thể biểu diễn đ†ợc các đại l†ợng sinh lý học

Cảm biến không phù hợp với việc định chuẩn trực tiếp trên cơ sở đại l†ợngsinh lý học có giá trị hạn chế, song nó có thể cung cấp thông tin có ý nghĩa về

mặt thời gian Ví dụ dạng sóng vμ mối quan hệ thời gian với đại l†ợng khác tạo nên cơ sở để phân tích dữ liệu đ†ợc thu thập nhờ các cảm biến không có khả năng

định chuẩn

Các cảm biến có thể khá đắt, do đó khi lựa chọn các kiểu cảm biến đặc biệt cần chú ý xem xét khả năng kết hợp của nó với hệ thống hiển thị vμ xử lý Cũng cần chú ý thiết kế hệ thống có khả năng t†ơng thích với nhiều cảm biến với nhiều chức năng khác nhau

Cuối cùng, các đại l†ợng sinh lý học sau khi biến đổi sẽ đ†ợc biểu diễn

liệu quyết định mức độ chính xác đ†ợc yêu cầu Độ chính xác vμ giá thμnh luôn

đi liền nhau vμ th†ờng lμ cơ sở để thoả hiệp

1.6.2 Chuẩn hoá

Trong nhiều thiết bị, việc tiền định chuẩn đ†ợc kết hợp trong tr†ờng hợp

sự kiện đ†ợc đo l†ờng tuân theo một định luật vật lý đã biết tr†ớc Mặc dù vậy cần thiết lập điểm lμm việc chuẩn cho thiết bị mỗi lần bật máy Đây đ†ợc hiểu lμ

sự chuẩn hoá thiết bị vμ thực hiện theo nhiều cách khác nhau từng loại thiết bị Hầu hết các thiết bị đều yêu cầu thiết lập “0” ở những lần bật máy khác việc đ†amột tín hiệu đầu vμo (do nhμ sản xuất qui định) tạo nên quá trình chuẩn hoá Rất nhiều các thiết bị quang điện đ†ợc chuẩn hoá nhờ ứng dụng bộ lọc hoặc bộ phản xạ đã biết tr†ớc các đặc tính Một số các cảm biến áp suất cũng đ†ợc chuẩn hoá nhờ ứng dụng một tín hiệu t†ơng đ†ơng với một áp suất biết tr†ớc Cần chú ý rằng đây lμ chuẩn hoá chứ không phải lμ định chuẩn

Tóm tắt

Chuyển đổi tín hiệu sinh học trung thực hay không phụ thuộc vμo việc lựa chọn tính chất chuyển đổi vμ lựa chọn nguyên lý chuyển đổi để áp dụng Có rất nhiều các tính chất chuyển đổi vμ cũng có rất nhiều các nguyên lý chuyển đổi

đ†ợc áp dụng cho các đại l†ợng sinh lý học đặc biệt Quá trình lựa chọn tính chất chuyển đổi vμ nguyên lý chuyển đổi ngoμi việc tuân thủ các tiêu chuẩn cần kết hợp nhiều yếu tố khác nhau nh† hiệu quả chuyển đổi, tính trung thực của tín hiệu, khả năng kinh tế

Đã có rất nhiều thiết bị điện tử đ†ơc sử dụng để xử lý vμ hiển thị tín hiệu

điện song còn thiếu các cảm biến phục vụ cho đo l†ờng các hiện t†ợng y sinh,

đặc biệt lμ các bộ cảm biến đáp ứng nhanh áp dụng cho các hiện t†ợng hoá học Chính vì vậy các nhμ nghiên cứu y sinh đã phải tận dụng các cảm biến công nghiệp, hoặc phải tự sáng chế những cảm biến cho riêng họ Vẫn ch†a có một

ch†ơng trình toμn diện nμo đ†ợc đ†a vμo nhằm sản xuất các cảm biến phục vụ cho nghiên cứu y sinh

Ch ơng 2 cảm biến điện trở

2.1 Giới thiệu

Sự biến thiên của điện trở đ†ợc sử dụng rộng rãi để chuyển đổi nhiệt độ vμ các dịch chuyển cơ học sang tín hiệu điện Điện trở vật dẫn dù ở thể rắn, lỏng hay khí đều phụ thuộc vμo chất liệu, cấu trúc hình học vμ nhiệt độ Các tế bμo thể khí

đ†ợc dùng để phát hiện năng l†ợng phát xạ Còn hầu hết các bộ cảm biến hoạt

động theo nguyên lý điện trở đều dùng thể rắn hoặc thể lỏng, song thể rắn đ†ợc

sử dụng nhiều hơn

2.2 Điện trở nhiệt (Thermoresistor)

Do điện trở của hầu hết các kim loại phụ thuộc rất lớn vμo nhiệt độ, nên có thể dễ dμng xây dựng các bộ cảm biến nhiệt độ Các điện trở đ†ợc thiết kế cho mục đích nμy đ†ợc gọi lμ các nhiệt kế điện trở Mặc dù có thể sử dụng bất kỳ vật dẫn kim loại nμo, song việc lựa chọn chất liệu cần dựa vμo độ tuyến tính hoặc độ nhạy của đặc tính điện trở – nhiệt độ Sự biến thiên điện trở của hầu hết các kim loại gần nh† tuyến tính ở nhiệt độ phòng vμ đ†ợc biểu diễn bằng mối quan hệ sau:

D0: Hệ số nhiệt điện trở ở nhiệt độ T0.

Bảng 2-1 đ†a ra điện trở suất vμ hệ số nhiệt D của một số kim loại th†ờnggặp Những số liệu nμy cho thấy ở hầu hết các kim loại khi nhiệt độ tăng thì điện trở tăng (hệ số D d†ơng); giá trị D th†ờng nằm trong khoảng 0,3y0,5%, tức lμ

điện trở thay đổi từ 0,3 đến 0,5% khi nhiệt độ thay đổi 1oC Platin có hệ số nhiệt

lμ 0,37%/0C vμ th†ờng đ†ợc sử dụng vì dải tuyến tính rộng

Các nhiệt kế điện trở th†ờng có điện trở thấp, từ vμi : đến vμi trăm : Do

độ nhạy nhiệt của chúng thấp, nên th†ờng phải sử dụng cầu Wheatstone (hình 1a) với bộ chỉ thị để chỉ ra nhiệt độ của phần tử nhiệt (RD) Cầu Wheatstone có thể hoạt động với dòng một chiều hoặc xoay chiều

Bảng 2-1

Điện trở suất vμ hệ số nhiệt D (tại 20 o C)

Vật liệu Điện trở suất Hệ số nhiệt [:/:( 0 c)]

Để giảm thiểu những sai số do sự thay đổi điện trở của dây nối từ nhiệt kế

điện trở đến cầu, cần phải sử dụng dây dẫn bù Ph†ơng pháp nμy đ†ợc mô tả trên hình 2-1b Ban đầu RD vμ RC đ†ợc lμm bằng nhau ở nhiệt độ tham chiếu Khi RD

đ†ợc dùng để đo nhiệt độ vμ nhiệt độ của dây dẫn nối từ RD tới cầu thay đổi, một l†ợng điện trở bằng nhau sẽ đ†ợc bổ sung vμo RC vμ RD; bằng cách nh† vậy sẽ giảm thiểu đ†ợc sai số gây ra do gradient nhiệt độ tồn tại dọc theo dây dẫn Với cách nμy nhiệt độ có thể đ†ợc đo với độ chính xác tới vμi % độ C Hiện có nhiều linh kiện điện trở cỡ nhỏ với nhiệt dung thấp vμ thời gian đáp ứng ngắn Chỉ một lần đ†ợc hiệu chuẩn các bộ phát hiện nμy sẽ lμm việc rất ổn định

R

R R R R R R

Có một số điểm cần chú ý khi sử dụng nhiệt kế điện trở Nếu nó đ†ợc đặt trong dung dịch điện phân, cần ngăn ngừa việc hấp thụ dung dịch hoặc ngắn mạch Đồng thời, nếu phần tử nhiệt bị ảnh h†ởng bởi từ tr†ờng (đối với một số kim loại), việc sử dụng chúng có thể dẫn đến sai số đo nhiệt độ Các hiệu ứng nμy

sẽ đ†ợc mô tả kỹ d†ới đây Chú ý quan trọng nhất lμ cần tránh đốt nóng nhiệt kế

điện trở bởi chính dòng dùng để đo điện trở của nó

Hình 2-1 mạch cầu Wheatstone (a) vμ mạch bù nhiệt (b).

2.3 Thermistor

2.3.1 cấu tạo vμ hoạt động.

Do hệ số nhiệt cao, thermistor đ†ợc dùng rộng rãi để đo nhiệt Đây lμ dụng

cụ loại gốm cứng đ†ợc hình thμnh từ hỗn hợp nung vμ nén của các các ôxit kim loại nh†: mangan, niken, coban, đồng, titan, magiê vμ một số kim loại khác

Іợc đúc theo dạng hạt, que, đĩa hoặc vòng …, chúng có hệ số nhiệt lớn gấp nhiều lần so với kim loại nguyên chất Hơn thế, hệ số nhiệt thậm chí còn có giá trị âm, nghĩa lμ khi tăng nhiệt độ thì điện trở của thermistor giảm Hệ số nhiệt của hầu hết các thermistor khoảng 4y6% Hình 2-2 so sánh sự thay đổi điện trở của

đồng với một thermistor điển hình Mối quan hệ của nhiệt độ vμ điện trở của thermistor tuân theo hμm mũ nh† trong công thức sau:

) / 1 / 1 ( 0

0

T T ȕ t

R :Điện trở tại nhiệt độ To0 K;

Đa số các thermistor dùng trong y-sinh rất nhỏ, do đó giảm thiểu đ†ợcl†ợng nhiệt vμ thời gian đáp ứng Dải điện trở nằm từ vμi trăm : đến cỡ M: Đối

với các nhiệt kế điện trở, cần hết sức chú ý giới hạn dòng điện đi qua phần tử nhiệt để giảm sai số do sự nung nóng Trong nhiều thiết bị chuẩn, nếu sự tiêu hao

Sự hấp dẫn của hệ số nhiệt cao đ†ợc trả giá bởi tính phi tuyến trong biến thiên

điện trở lμ một vấn đề đáng quan tâm khi gặp phải những tr†ờng hợp có điện trở biến thiên lớn Nếu cần thang tỉ lệ tuyến tính thì phải sử dụng các kỹ thuật tuyến tính hoá Một trong những ph†ơng pháp đơn giản nhất lμ mắc song song với thermistor một điện trở có giá trị phù hợp

Để khắc phục hiện t†ợng phi tuyến ng†ời ta còn sử dụng các sensơ nhiệt gồm các cặp thermistor Các mạch sử dụng loại sensơ nh† vậy (hình 2-3) cho phép thu đ†ợc đặc tính điện trở nhiệt độ hoặc điện áp nhiệt độ tuyến tính trong dải thay

đổi nhiệt độ khoảng 1000C Trong những sensơ tuyến tính nhiệt nμy độ lệch tuyến tính cực đại nhỏ hơn 0,20C Việc tuyến tính hoá cũng có thể nhận đ†ợc nhờ sử dụng thermistor lμm một phần của mạch phản hồi trong bộ khuêch đại thuật toán

Một dạng thermistor khác lμ posistor, đ†ợc lμm từ gốm titan vμ bari có hệ

số điện trở nhiệt d†ơng rất lớn nằm trong dải nhiệt độ từ -50 đến +1000C Trong

POSISTOR (3) (TYPE T)

một thiết kế, tại nhiệt độ phòng, điện trở có thể tăng lên gấp 10 lần khi nhiệt độ tăng 600C Đặc tr†ng nhiệt điện trở của posistor kiểu T đ†ợc biểu diễn trên hình 2-2

Hình 2-3 Các mạch dùng để nhận đặc tính nhiệt tuyến tính bằng các thermistor tuyến tính nhiệt (a) mạch điện áp tuyến tính theo nhiệt độ, (b) mạch

điện trở tuyến tính theo nhiệt độ

Hình 2-4 mô tả một số cấu hình thermistor khác nhau Hình 2-4a mô tả dạng ống dùng trong các tr†ờng hợp liên quan đến trực trμng hoặc thực quản, 2-4b dùng trong đo nhiệt độ không khí, 2-4c dùng trong các bộ phận d†ới da, 2-4d dùng trong loại ống mềm, 2-4e để đo nhiệt độ bề mặt, 2-4f đ†ợc phủ một lớp thuỷ tinh chịu nhiệt để dùng trong môi tr†ờng ăn mòn

2.3.2 Các ứng dụng y-sinh

Nhiệt kế điện trở đ†ợc sản xuất từ các kim loại nguyên chất vμ thermistor đ†ợcứng dụng nhiều trong y sinh Thông dụng nhất lμ các bộ cảm biến điện trở đo nhiệt độ da vμ nhiều vùng khác trên cơ thể Ví dụ, do nhiệt độ khí thở ra lớn hơn nhiệt độ khí hít vμo, việc đặt sensơ nhiệt trên tuyến hô hấp sẽ tạo ra tín hiệu cho phép giám sát tần số hô hấp Simon (1962) đã sử dụng ph†ơng pháp nμy để ghi lại

sự hô hấp của phi công Đôi khi, ng†ời ta sử dụng các thermistor đ†ợc sấy nóng lμm thiết bị đo vận tốc luồng khí Іợc đặt trong luồng khí thở để thu nhận tín hiệu hô hấp, các thermistor nμy cho ra tín hiệu với hai pha ứng với mỗi nhịp thở vì

đ†ợc lμm lạnh bởi sự thở ra vμ hít vμo

Ledig vμ Lyman (1927) đã sử dụng nhiệt kế điện trở platin để biến đổi các khí cácbon điôxit CO2 vμ ôxy O2 thμnh tín hiệu điện bằng cách đo độ dẫn nhiệt của các khí nμy Với nguyên tắc t†ơng tự, Lamson vμ Robbins (1928) đã đo l†ợngtetraclorit cacbon CCl4 trong khí thở, khi một l†ợng rất nhỏ chất nμy đ†ợc bơm vμo khoang ruột Có nhiều ứng dụng của điện trở nhiệt cho thấy có thể đạt đ†ợc

thời gian đáp ứng ngắn chấp nhận đ†ợc Hill (1920-1921) đã chỉ ra lμ: khi đặt một sợi nung dμi 11Pm ngang qua lòng ống nối tới thiết bị thu nhận hình nón đặt trên mạch đập, nhịp đập nhanh của luồng khí lμm thay đổi nhiệt độ của dây nối

vμ do đó lμm thay đổi điện trở của nó Thời gian đáp ứng đủ ngắn để thấy đ†ợckhoảng cách giữa hai đỉnh xung ghi lại trong đồ thị mạch đập Bộ phát hiện xung nμy còn đ†ợc Bramwell vμ những ng†ời khác (1923) sử dụng trong nghiên cứu vận tốc của nhịp đập Anrep vμ những ng†ời khác (1927) đã sử dụng dây dẫn nóng để chỉ ra sự thay đổi l†u l†ợng máu động mạch vμnh trong chu kì tim

Katsura vμ những ng†ời khác (1959) đã mô tả một kiểu cảm biến vận tốc l†u huyết khác Dụng cụ nμy gồm hai thermistor, thermistor thứ nhất đ†ợc gắn ở một đầu của ống dẫn, thermistor còn lại đặt ở đầu xa của ống Một thermistor lμm nhiệm vụ xác định nhiệt độ của máu, trong khi thermistor kia đ†ợc duy trì tại một nhiệt độ cao hơn một chút so với máu Sự thay đổi của dòng lμm nguội bớt thermistor có nhiệt độ cao hơn vμ dòng điện tăng thêm đ†ợc đ†a vμo để hoμn lại nhiệt độ của nó Nh† vậy, bản ghi sự tăng dòng điện duy trì khác biệt nhiệt độ có liên quan tới l†u l†ợng máu Mellander vμ Rushmer (1960) đã mô tả l†u huyết kế

đẳng nhiệt với cải tiến lμ giữ cho đầu dò luôn ở giữa mạch máu bằng lò xo

Hình 2-4 Các đầu dò Thermistor

9/64”D 3/16” max

1/2"D 1/4"D

1 7/ 8”

(b)

Dụng cụ với thermistor gắn cách vμi cm so với đầu ống dẫn dạng quả cầu th†ờng

đ†ợc dùng để xác định l†u huyết trong động mạch phổi Hình 2-5 mô tả kỹ thuật nμy: đextroza lạnh (5%) trong n†ớc (D5W) hoặc dung dịch muối đ†ợc tiêm vμo trong tâm nhĩ phải vμ sau đó xác định mức giảm nhiệt trong động mạch phổi (hình 2-6) Quả cầu đ†ợc bơm phồng lên ở đầu ống thông giúp cho ống dễ dμng tr†ợt vμo động mạch phổi Khi đã ở trong, quả cầu đ†ợc xịt hơi

Hình 2-5 Ph †ơng pháp bơm chất chỉ thị vμo tâm nhĩ phải vμ xác định sự thay đổi

nhiệt độ theo chu kì thời gian trong động mạch phổi.

L†u huyết của tim phải đ†ợc tính toán từ thể tích Vi vμ nhiệt độ Ti của thiết bị chỉ thị, nhiệt độ của máu (Tb) vμ diện tích A của đ†ờng cong giảm nhiệt

L†u huyết tim phải (CO) lμ:

) / ( ).

( 60

phut ml A

K T T V

ở đây; Vi: Thể tích chất chỉ thị đ†ợc bơm vμo (ml),

Ti: nhiệt độ của chất chỉ thị (0C),

Tb: nhiệt độ của máu (0C),

A: diện tích đ†ờng cong giảm nhiệt (0C-S)

K: hệ số phụ thuộc vμo tỷ số giữa tích của tỉ nhiệt vμ mật độ chất chỉ thị, của máu vμ độ hấp thụ nhiệt của thμnh ống dẫn

Thông th†ờng (60K = 53,5) => K= 0,98167 do đó công thức đ†ờng cong giảm nhiệt trở thμnh:

A

T T V

CO 53 , 5 i( b  i)Trong đ†ờng cong mô tả ở hình 2-6, diện tích A lμ 1.59 0C-s, Tb=370C,1,590Cs Ti=00C, vμ Vi=5ml; do đó l†u huyết của tim có giá trị lμ 6225 ml/phút

Nguyên lý dựa trên sự giảm nhiệt lần đầu tiên đ†ợc Fegler thực hiện (1954) Nó lμ sự cải tiến của ph†ơng pháp sử dụng ống dẫn đã trình bμy ở trên, vμ

đ†ợc Swan vμ Ganz đ†a vμo thực nghiệm lâm sμng năm 1970 Mặc dù hoạt động dựa trên lý thuyết song ph†ơng pháp nμy gặp phải nhiều khó khăn khi đ†a vμo thực nghiệm Việc lμm nóng chất chỉ thị bằng dòng nhiệt t†ơng đ†ơng với việc lμm tổn thất nó vμ do đó dẫn đến sự đánh giá v†ợt quá mức

Hình 2-6 Đ †ờng cong giảm nhiệt của chất chỉ thị.

Taylor vμ những ng†ời khác (1982) đã đánh giá đ†ợc độ chính xác của

ph†ơng pháp giảm nhiệt bằng cách dùng mô hình luân chuyển cho phép xác định

l†u l†ợng máu một cách chính xác Sử dụng thiết bị giảm nhiệt th†ơng phẩm họ

đã so sánh l†u l†ợng máu với chất chỉ thị ở nhiệt độ phòng vμ nhiệt độ n†ớc đá Thí nghiệm cho thấy lμ: sai số với chất chỉ thị ở nhiệt độ n†ớc đá lμ: r 16,6% vμ ở nhiệt độ phòng lμ 12,4%

Ster vμ những ng†ời khác (1982) chỉ ra rằng cần thực hiện 5 phép đo độ giảm nhiệt vμ tính l†u l†ợng theo giá trị trung bình của 3 kết quả hợp lý nhất

Một vấn đề khác xuất hiện trong thực tế lμ đ†ờng cong giảm nhiệt bị bóp méo khi thermistor tiếp xúc với thμnh mạch Một số ph†ơng án đang đ†ợc nghiên cứu để giữ cho thermistor nằm đúng trục

Độ chính xác của ph†ơng pháp giảm nhiệt trong ứng dụng lâm sμng đ†ợcWeissed vμ những ng†ời khác khảo sát Họ đã chỉ ra lμ ph†ơng pháp giảm nhiệt cũng cho các giá trị giống nh† khi dùng ph†ơng pháp lμm nhạt (giảm) mμu

Thermistor lμ lý t†ởng để đo độ t†ới máu mô (ml/ phút/g mô) Kỹ thuật nμy đòi hỏi lμm nóng lớp mô để tăng nhiệt độ của nó lên một chút Khi việc lμm nóng kết thúc, nhiệt độ giảm theo hμm mũ Tốc độ giảm nhiệt độ tỉ lệ với l†ul†ợng máu tại đó Độ t†ới máu mô (ml/ phút/g mô) xấp xỉ bằng mật độ mô P

10

' T( o C) 0,3

vμ máu, nếu bỏ qua tổn thất nhiệt do truyền dẫn Hình 2-7 mô tả nguyên tắc nμy Perl (1962), Bowman(1975), Valvano (1985) vμ những ng†ời khác đã đ†a ra lý thuyết vμ những xác nhận cho ph†ơng pháp thanh nhiệt nμy

Hình 2-7 Ph †ơng pháp thanh nhiệt xác định độ t†ới máu mô.

Nhiệt đ†ợc đ†a tới mạch máu, sau đo ngắt nguồn nhiệt Độ t†ới máu mô w

sẽ tỉ lệ nghịch với hằng số thời gian nhiệt W:

C T

P w

W

ở đây: w = độ t†ới máu mô [ml/(phút)],

P = mật độ mô (g/ml),

W = hằng số thời gian thanh nhiệt (phút),

Ct, Cb= nhiệt dung riêng của mô vμ máu

Các ph†ơng pháp lμm nóng mô bao gồm ph†ơng pháp đ†a đầu chứa phần

tử nhiệt vμo mô, sử dụng các điện cực truyền dẫn để đ†a dòng cao tần vμo trong mô, dùng phép nhiệt điện dung, nhiệt điện cảm hoặc năng l†ợng vi sóng Độ tăng nhiệt cho mô đ†ợc duy trì ở mức thấp để tránh gây ra dãn mạch do nhiệt có thể lμm tăng l†u l†ợng máu

Hensel vμ Ruef (1954) đã chế tạo đầu thanh nhiệt sử dụng cho cơ bắp Chen vμ Holmes (1980) đã mô tả đầu nhiệt từ phần tử điện trở có đ†ờng kính 0,3

mm Đầu tiên, phần tử lμm nóng mô cục bộ; sau đó dòng lμm nóng đ†ợc ngắt đi

vμ điện trở (tức lμ nhiệt độ) của đầu đo đ†ợc ghi lại, trong khi dòng máu chảy mang bớt nhiệt đi Hằng số thời gian của đồ thị giảm nhiệt theo hμm mũ cho phép

đánh giá độ t†ới máu cho mô

'T o

0,37'T o

Thời gian (phút) T

HEAT

T o

Valvano vμ những ng†ời khác đã phát triển xa hơn các đầu dò nhiệt có khả năng xác định đ†ợc các đặc tính của mô vμ độ t†ới máu mô Sau khi thermistor

d†ới dạng hột nhỏ đ†ợc đ†a vμo trong mô, nó đ†ợc dùng để đo nhiệt độ Sau đó một nguồn điện điều khiển phụ đ†ợc cấp để tăng nhiệt độ lên một l†ợng nhỏ vμ không đổi trong thời gian khoảng 30s Dựa vμo các mối quan hệ về thời gian – công suất vμ tốc độ giảm nhiệt độ, ng†ời ta có thể xác định đ†ợc đặc tính vμ độ

t†ới máu của mô

Hình 2-8 Tốc độ đập vμ nhiệt độ máu trong tâm thất phải của chó tr †ớc, trong vμ sau khi vận động (chú ý rằng tốc độ đập tăng vọt bắt đầu từ khi nhiệt độ trong

máu ở tâm thất tăng, vμo khoảng 40 giây sau khi vận động)

Jolgren vμ những ng†ời khác (1983, 1984) đã sử dụng thermistor gắn vμo

đầu ống thông tạo nhịp tim để cảm nhận nhiệt độ máu trong tĩnh mạch th†ờngtăng khi vận động Việc tăng nhiệt độ lμm cho bộ tạo nhịp tâm thất tăng nhịp đập của nó, dẫn đến tăng sức chịu đựng của ng†ời bệnh khi vận động Hình 2-8 mô tả nhiệt độ của máu ở tâm thất trái vμ tốc độ nhịp của tim tr†ớc, trong vμ sau khi tập thể dục trên bμn đạp Vμi s sau khi bắt đầu tập, nhiệt độ máu trong tâm thất phải (tĩnh mạch) tăng lên vμ trong khoảng 40s, nhịp đập chuyển từ tốc độ nghỉ 80 B/s sang tốc độ hoạt động 113 B/s Sau khi ngừng tập, nhiệt độ máu tĩnh mạch bắt

đầu giảm xuống, vμ bộ tạo nhịp lại quay trở về tốc độ nghỉ 82 B/s

2.4 Các bộ đo sức căng kim loại

2.4.1 Cấu tạo vμ hoạt động

ứng dụng thông th†ờng của nguyên lý thay đổi điện trở lμ phát hiện các dịch chuyển cơ học nhỏ, mμ qua đó lực gây ra dịch chuyển có thể đ†ợc xác định trực tiếp Tomlison (1876-1877) tìm ra rằng khi các dây dẫn đ†ợc kéo căng, chiều dμi tăng lên vμ đ†ờng kính giảm đi, những thay đổi kích th†ớc nμy lμm tăng điện

trở đáng kể Còn khi vật dẫn bị nén ép sẽ nhận đ†ợc kết quả ng†ợc lại Các phần

tử điện trở đ†ợc lμm từ các hợp kim đặc biệt mμ điện trở của chúng thay đổi lμ do

sự kéo dãn hay biến đổi diện tích, đ†ợc gọi lμ các cảm biến sức căng Mặc dù hầu

nh† bất kỳ một vật dẫn kim loại nμo đều có thể đ†ợc sử dụng lμm cảm biến sức căng, song cần quan tâm đến những đặc tính cần thiết lμ:

- Hệ số dãn - điện trở cao

- Độ thay đổi điện trở vμ thay đổi kích th†ớc thấp trên 1 đơn vị nhiệt độ

- Độ nhạy cao đối với sức căng theo h†ớng đo vμ thấp đối với sức căng vuông góc với h†ớng đo

Có 2 kiểu cảm biến sức căng th†ờng đ†ợc sử dụng: liên kết vμ không liên kết Trong kiểu cảm biến liên kết, phần tử điện trở đ†ợc gắn chặt vμo đế có kích th†ớc cỡ con tem th†, sau đó đế đ†ợc gắn vμo cấu trúc sẽ biến dạng Thông qua gắn kết, phần tử điện trở trở thμnh một phần tích hợp của cấu trúc Trong kiểu cảm biến không liên kết, dây dẫn đ†ợc kéo căng giữa các trụ Trong cả hai kiểu nμy, vật biến dạng cần đo đ†ợc ghép cặp với phần tử cảm biến sức căng vμ lμm thay đổi chiều dμi vμ thiết diện của dây dẫn

Các cảm biến sức căng kim loại th†ờng lμm từ các dây dẫn có đ†ờng kính 0,001 inch (0,00254cm)

Đại l†ợng th†ờng đ†ợc sử dụng để đặc tr†ng cho sự thay đổi điện trở của vật liệu đo sức căng khi bị kéo dãn lμ hệ số G đ†ợc tính bằng tỉ số giữa sự thay

đổi điện trở vμ sự thay đổi chiều dμi:

L L R

R G

' '

R, L t†ơng ứng lμ điện trở vμ chiều dμi

Hệ số G của một số các kim loại đ†ợc đ†a ra ở bảng 2-2 Những số liệu nμy cho thấy hệ số G của hầu hết các kim loại đều xấp xỉ 2, trong khi hệ số G của silicon lớn gấp 60 lần Đối với silicon hệ số G phụ thuộc vμo ph†ơng pháp chế tạo

vμ có thể nhỏ hơn hoặc lớn hơn 120 Hệ số nhiệt hơi cao th†ờng lμm nó mất †uthế khi sử dụng trong môi tr†ờng có nhiệt độ thay đổi lớn Ngoμi việc thay đổi

điện trở, hệ số G còn hơi giảm khi nhiệt độ tăng đối với silicon

Trong sinh lý học, các bộ đo sức căng liên kết vμ không liên kết lμ các thiết bị đồng kích th†ớc cho phép đo những chuyển dịch nhỏ Sự kéo dãn trong giới hạn cho phép phụ thuộc vμo vật liệu vμ phải đáp ứng t†ơng quan sau:

E

f L L

'

ở đây f lμ sức kéo căng của vật liệu, E lμ trị số suất Young Bảng 2-3 đ†a

ra các giá trị điển hình vμ sức căng của một số vật liệu Nếu cần đo các chuyển dịch lớn, thì biên độ của các chuyển dịch nμy phải đ†ợc lμm giảm bằng các biến

R

'

Bảng 2-2

Đặc tính của một số vật liệu dùng lμm cảm biến sức căng

Tên vật liệu Hệ số Gauge(G) Hệ số nhiệt (:/:; 0 C)

Platin 6,0 0.003

Hệ số modun Young đối với độ đμn hồi E vμ sức kéo căng an toμn f đ†ợc

đ†a ra trong bảng 2-3 có thể dùng để tính mức kéo dãn lớn nhất vμ sự thay đổi

điện trở t†ơng ứng Tuy nhiên, trên thực tế sự thay đổi điện trở do độ kéo dμi an toμn cực đại th†ờng nhỏ hơn 1%

Do có thể gặp phải sai số nhiệt độ, nên th†ờng không sử dụng phần tử đo sức căng đơn Để giảm sai số nhiệt độ, ng†ời ta sử dụng các cặp đo sức căng trong các mạch cầu, ứng lực theo các h†ớng ng†ợc nhau đ†ợc đ†a tới các nhánh cầu cạnh nhau nh† trên hình 2-10a

Đặc tính cơ học của một số vật liệu dùng lμm cảm biến sức căng

Tên vật liệu Độ bền sức căng tối đa

[psi x 10 3 ]

Môđun Young E [Psi x 10 6 ]

Rg (hình 2-10a), đồng thời coi sự thay đổi điện trở 'R không đáng kể so với R, ở

đây R R A R B R C R D, thì dòng chạy qua Rg khi sức căng tác động sẽ lμ:

R R

E R

R I

Thông th†ờng ng†ời ta sử dụng 1 bộ khếch đại đầu vμo trở kháng cao để tăng điện áp gây ra do sức căng xuất hiện trên cầu Trong hình 2-10 b, điện áp Vg

đ†a tới bộ khuếch đại lμ:

R

R E

a)

Hình 2-10

Hình 2-10 Một số loại cảm biến sức căng (a) Cảm biến sức căng bốn phần

tử hoạt động đ †a dòng I g tới bộ khuêch đại với trở kháng đầu vμo lμ R g (b) Cảm biến sức căng bốn phần tử hoạt động đ†a điện áp V g tới bộ khuêch đại với trở kháng đầu vμo cao (c) Cảm biến sức căng hai phần tử hoạt động đ †a điện áp V g

tới bộ khuêch đại với trở kháng đầu vμo cao

Nếu chỉ có 2 trong số các bộ đo sức căng hoạt động nh† trong hình 2-10c, thì điện áp đ†a tới bộ khuêch đại lμ: á

V g

2Cả hai loại cầu: cầu với 4 phần tử hoạt động vμ cầu chỉ có 2 phần tử hoạt

động đều đ†ợc sử dụng Cỗu 2 phần tử hoạt động đ†ợc dùng trong các cảm biến

áp suất đầu ống Vì cả 2 bộ đo hoạt động đều ở trong đầu ống, nên sự thay đổi

điện trở của RC vμ RD do nhiệt độ sẽ không lμm mất cân bằng cầu

2.4.2 ứng dụng trong Y tế

Một trong những ứng dụng đầu tiên của bộ đo sức căng đ†ợc Hay vμ Grundfest (1945) áp dụng; các ông đã gắn bộ đo lên một cánh tay đòn cứng để tạo ra máy điện cơ đồ đồng kích th†ớc Lambert vμ Wood (1947) đã sử dụng các phần tử đo sức căng tạo ra cảm biến nhạy với chuyển động của mμng cứng d†ới tác động của huyết áp Nhiều cảm biến huyết áp th†ơng phẩm hoạt động dựa trên nguyên lý nμy

Các nhμ sinh lý học đã có nhiều nỗ lực tìm hiểu lực co thắt cơ tim Để đo tham số nμy của chức năng tim trên một cơ hình nhú, Garb (1951) đã cải tiến vμ

sử dụng máy điện cơ đồ áp dụng nguyên lý đo sức căng qua điện trở Boniface vμ những ng†ời khác (1953) đã sáng chế ra bộ đo sức căng hình cung (hình 2-11) Khi gắn vμo thμnh trái hoặc phải của tâm nhĩ, thiết bị cho phép ghi liên tục lực gây ra bởi các sợi cơ tim nằm giữa hai chân của bộ đo sức căng Các phiên bản sau đ†ợc gắn vμo một số động vật thí nghiệm để nghiên cứu sự đáp ứng của tim khi cơ thể hoạt động hoặc dùng thuốc Cotton vμ Maling (1957) đã sử dụng cảm biến

thể tạo sức căng tr†ớc cho các sợi cơ tim để khảo sát đáp ứng đối với tải tâm

tr†ơng, tức lμ hiệu ứng tăng lực kéo dãn khi tăng lực co tim Đáp ứng nμy liên quan tới định luật Starling về tim

Hình 2-11 Các bộ cảm biến sức căng đo lực co thắt của các sợi cơ tim

Cảm biến sức căng hình cung.

Các bộ đo sức căng có kích th†ớc rất nhỏ đ†ợc gắn trực tiếp lên x†ơng để

đo sức căng trong x†ơng khi đi lại ở đây cần chuẩn bị kỹ bề mặt vị trí x†ơng

đ†ợc gắn bộ đo vμ yêu cầu chất kết dính cũng nh† chất phủ đặc biệt để đảm bảo

bộ đo có thể lμm việc trong cơ thể một thời gian dμi

a)

Hình 2-12 (a) cách gắn cảm biến sức căng vμ các điện cực.

Hình 2-12 (b) bản ghi về EMG vμ áp điện của x †ơng (trên) vμ sức căng (d†ới).

Cochran đã đo sức căng của x†ơng khi đi lại của chó Ông nối bộ đo sức căng vμo x†ơng quay vμ ở hai bên bộ đo nμy ông gắn hai điện cực bạc clorít nh†trên hình 2-12a Bộ đo sức căng đ†ợc đ†a tới cầu Wheatstone vμ thiết bị ghi; các

điện cực đ†ợc nối tới bộ khuêch đại vμ kênh khác của thiết bị ghi Một đoạn x†ơng khuỷu khoảng 2cm đ†ợc cắt đi để tăng tải cho x†ơng quay Trên hình 2-12b đ†a ra dữ liệu do Cochran nhận đ†ợc Bản ghi độ chênh lệch về điện thế giữa các điện cực chỉ ra đáp ứng áp điện của x†ơng đối với tải (hình trên), đồng thời có tín hiệu điện cơ đồ chồng lên Đồ thị d†ới lμ một bản ghi về ứng lực (sức căng)

Nh† đã trình bμy ở trên, để ghi lại ứng lực cần có sự chuẩn bị cẩn thận bề mặt của x†ơng nơi gắn thiết bị đo Bên cạnh đó cần phải chống thấm cho dây dẫn

vμ thiết bị đo Dây dẫn cần đ†ợc bọc kỹ vμ đ†a ra ngoμi da theo đ†ờng ống đã

đ†ợc chuẩn bị bằng phẫu thuật Thông th†ờng các đầu dây dẫn đ†ợc để lại d†ới

da vμ đ†ợc phục hồi lại bằng cách phẫu thuật khi cần tiến hμnh đo

2.5 Các cảm biến dạng ống dẫn

Các phần tử đo sức căng đ†ợc sử dụng rộng rãi trong các bộ cảm biến để

đo huyết áp Hình 2-13 mô tả cấu tạo của hai loại điển hình ở các thiết bị nμy 4 phần tử đo sức căng đ†ợc đặt theo mạch cầu, trong đó ứng lực cùng h†ớng đ†ợc

đ†a vμo các nhánh cầu đối diện Nhiệt độ thay đổi ảnh h†ởng tới điện trở, song cầu đ†ợc giữ cân bằng do cả bốn phần tử bị ảnh h†ởng nh† nhau

b)

Hình 2-13b Bộ cảm biến áp suất sức căng theo mô hình của Bell

Hình 2-13b mô tả bộ cảm biến áp suất sức căng theo mô hình của Bell vμ Howell Các dây đo sức căng đ†ợc quấn quanh bốn trụ đặt trên cơ cấu lò xo theo hình chữ thập áp suất tác động vμo mμng đ†ợc h†ớng vμo giữa chữ thập, lμm cong nó, dẫn đến sức căng dây đo ở phía trên chữ thập tăng lên vμ ở phía d†ới thì giảm xuống Các phần tử nμy đ†ợc đặt trong một mạch cầu Đầu ra có độ nhạy khoảng 5PV/1V khi tác động kích thích lμ 1 mmHg

Hình 2-14 mô tả một loại cảm biến áp suất thể rắn mới, dùng một lần Nó bao gồm mμng silicon trên đó gắn các phần tử đo sức căng Mμng silicon đ†ợcphủ bằng vật liệu cách điện để bảo vệ nó khi tiếp xúc với chất lỏng vμ bảo đảm độ cách điện Mặt sau của mμng silicon đ†ợc đấu thông với áp suất không khí qua ống đặt trong cáp chứa các dây dẫn từ cầu tới đầu nối độ nhạy đầu ra th†ờng lμ

8PV/1V khi tác động kích thích lμ 1mmHg

Cảm biến nμy bao gồm tổ hợp bốn bộ đo sức căng áp trở hoạt động trên mμng silicon hình tròn Lực căng đ†ợc áp vμo cặp điện trở h†ớng tâm vμ lực nén áp vμo hai điện trở tiếp tuyến

Tham số có giá trị của cảm biến áp suất lμ thể tích dịch chuyển Vd của nó,

đ†ợc định nghĩa lμ số mm khối chất lỏng cần đ†a vμo để tạo ra áp suất lμ 100mmHg Do chuyển động của chất lỏng vμo bộ cảm biến gây ra lực cản ma sát, nên thể tích dịch chuyển cùng với khối l†ợng chất lỏng trong cảm biến vμ phần tử chuyển động quyết định thời gian đáp ứng của nó

Hình 2-14 Cảm biến huyết áp dùng 1 lần

Cần chú ý rằng các bộ cảm biến đ†ợc nối tới vị trí đo áp suất nhờ một ống chứa chất lỏng (bảng 2-4 đ†a ra một số kích th†ớc thông dụng) lμm tăng thêm khối l†ợng vμ sự dịch chuyển có ma sát Các khối l†ợng nμy vμ lực ma sát cùng với thể tích dịch chuyển quyết định thời gian đáp ứng vμ đáp ứng tần số dạng sóng sin Để nhận đ†ợc sóng huyết áp có độ chính xác cao, cần sử dụng cảm biến với thể tích dịch chuyển nhỏ

Do tính nén của n†ớc lμm đầy bộ cảm biến, nên không thể đặt áp suất

d†ơng 100 mmHg, rồi đo thể tích chất lỏng đi vμo bộ cảm biến để xác định thể tích dịch chuyển Để minh hoạ điều nμy, hãy thấy lμ độ nén đẳng nhiệt của 1 ml n†ớc ở 200C lμ 0,006 mm3 khi tác động một áp suất lμ 100 mHg Mặt vòm của bộ cảm biến chứa khoảng 0,3 y1ml chất lỏng Do đó thể tích chất lỏng đ†a vμo bộ cảm biến khi tác động một áp suất d†ơng 100 mmHg thể hiện độ nén của chất lỏng vμ thể tích dịch chuyển của bộ cảm biến

Sai số do tính nén của chất lỏng có thể hạn chế nhờ tác động một áp suất

âm 100 mmHg không khí vμo phía sau mμng đμn hồi nh† chỉ ra trên hình 2-15, sau đó đo thể tích chất lỏng đi vμo bộ cảm biến

Việc sử dụng kỹ thuật nμy để đo thể tích dịch chuyển thực tế đ†ợc tiến hμnh theo 2 b†ớc đơn giản Đầu tiên, bộ cảm biến áp suất vμ thiết bị ghi số liệu

không khí lμ đủ) Đầu ra trên thiết bị chỉ thị đ†ợc đánh dấu sao cho sau nμy có thể

đọc ra áp suất 100 mmHg Sau đó bộ cảm biến đ†ợc ghép tới một kim khoan nhỏ (cỡ 30) vμ một ống nhựa đ†ờng kính 0,28mm)

Іờng kính trong(mm)

Іờng kính ngoμi (mm)

Іờng kính trong (mm)

Hình 2-15 Ph †ơng pháp đo độ dịch chuyển thể tích của cảm biến huyết áp

Ph†ơng pháp trình bμy ở trên đã đ†ợc áp dụng trong nhiều cảm biến thông dụng (Geddes vμ những ng†ời khác 1984) Bảng 2-5 đ†a ra một số kết quả đạt đ†ợc

2.6 Cảm biến đầu ống (Catheter tip transducers)

Millar vμ Baker (1973) đã mô tả cảm biến đo sức căng dạng ống nh† trên hình 2-16 Mμng silicon nhạy áp suất đ†ợc gắn trên đầu ống (đ†ờng kính 1,65 mm) vμ đ†ợc nối tới hai phần tử đo sức căng có điện trở lμ 1500: D†ới tác dụng của áp suất một phần tử bị kéo dãn, phần tử khác bị nén Các phần tử đo sức căng tạo thμnh một nửa mạch cầu, nửa còn lại đ†ợc đặt trong bộ nối điện với điện trở chuẩn cung cấp tín hiệu t†ơng đ†ơng với 100 mmHg Hiện t†ợng trôi do nhiệt độ

phần tử đo sức căng Mặt sau của hệ thống đo sức căng liên thông với áp suất không khí tại đầu nối

Hình 2-16 Cảm biến áp suất kiểu ống MIKRO-TIP, (a) cấu tạo vị trí đặt cảm biến trong tâm thất trái, (c) Bản ghi tín hiệu áp suất tâm thất vμ tỷ số dp/dt,

(d) áp suất ghi tại các vị trí khác nhau dọc theo động mạch chủ

Các đặc tính của cảm biến áp suất dạng ống MIKRO-TIP khá tốt Ví dụ,

đầu ra th†ờng lμ 25 mV khi áp suất thay đổi r300 mmHg, với điện áp kích thích 3,5V một chiều hoặc xoay chiều Điện áp kích thích lớn nhất lμ 10V (một chiều hoặc xoay chiều) Hệ số tuyến tính vμ trễ nằm trong khoảng r0,5% trong dải áp suất từ -300 đến +400 mmHg Độ ổn định nhiệt bằng r0,5 mmHg trong khoảng thay đổi nhiệt độ từ 250 đến 400C Độ ổn định toμn bộ lμ 1 mmHg/h

Các đặc tính đáp ứng động của bộ cảm biến MIKKO-TIP cho phép ghi lại

áp suất ngắn hạn với độ chính xác cao tại bất kỳ điểm nμo trong hệ thống mạch máu Nó đặc biệt hữu ích trong việc đo các gradient áp suất nhỏ ngang qua các van vμ dọc theo thμnh mạch Thể tích chiếm chỗ lμ 10-3mm3/100 mmHg Tần số cộng h†ởng thực tế của hệ thống cảm biến áp suất th†ờng lμ 35 kHz trong không khí vμ 30 kHz trong n†ớc, bảo đảm thời gian đáp ứng đủ ngắn để phát hiện ra các

âm thanh nội mạch An toμn điện cũng lμ một đặc tính quan trọng: dòng dò nhỏ hơn 0,5 PA đối với điện áp 180V một chiều do đó trở kháng cách ly lớn hơn 360

Cảm biến MIKKO-TIP có nhiều kiểu cấu hình khác nhau Một số loại có cổng để rút máu hoặc bơm chất lỏng tại vị trí đo áp suất Số khác sử dụng đến sáu sensơ áp suất, vμ có vμi loại sử dụng sensơ l†u l†ợng siêu âm hoặc điện từ Hình 2-16d biểu diễn dữ liệu ghi đồng thời trong ống dẫn chứa nhiều cảm biến đặt trong động mạch chủ Hãy chú ý sự khác nhau trong cả dạng sóng lẫn độ trễ ngμy cμng tăng trong động mạch khi máu đi vμo động mạch chủ

2.7 Các dạng sóng huyết áp

hình 2-17 mô tả dạng sóng huyết áp trong động mạch chủ nhận đ†ợc nhờ

bộ cảm biến áp suất chất l†ợng cao Có 3 áp suất quan trọng: tâm thu (cực đại), tâm tr†ơng (cực tiểu) vμ giá trị trung bình sự khác nhau giữa áp suất tâm thu vμ tâm tr†ơng lμ áp suất mạch (nhịp đập) áp suất trung bình đ†ợc định nghĩa bằng diện tích giới hạn bởi sóng nhịp đập chia cho chu kỳ áp suất trung bình nhỏ hơn giá trị trung bình của áp suất tâm thu vμ tâm tr†ơng phụ thuộc vμo dạng sóng (nhịp đập) Thông th†ờng áp suất trung bình bằng áp suất tâm tr†ơng cộng với tích hệ số k nhân với áp suất mạch Giá trị k phụ thuộc vμo dạng sóng, mμ đến

l†ợt mình dạng sóng lại phụ thuộc vμo vị trí đo áp suất Ví dụ, k đối với động mạch chủ lμ 0,4, đối với động mạch đùi lμ 0,3 Khi xung (nhịp đập) đi từ tâm thất trái ra ngoại biên, dạng xung trở nên nhọn hơn (peak) nh† trên hình 2-16d vμ 2-19

Trên thực nghiệm có thể xác định đ†ợc áp suất trung bình bằng cách dùng kẹp vít lμm giảm đ†ờng kính của ống dẫn liên thông áp suất với cảm biến

Hình 2-17 Biểu đồ vμ định nghĩa của áp suất tâm tr †ơng, tâm thu vμ áp suất trung bình (áp suất nhịp đập lμ độ chênh lệch giữa áp suất tâm thu vμ tâm tr†ơng).

Hình 2-18 mô tả kĩ thuật nμy Chú ý rằng khi ống bị nhỏ lại thì độ nhớt sẽ biểu hiện rõ, áp suất mạch đập nhỏ đi vμ các chi tiết tinh tế của dạng sóng biến mất Khi độ dao động của nhịp đập hầu nh† bị triệt tiêu thì áp suất trung bình lμ khoảng 120 mmHg Trong động vật đ†ợc khảo sát, áp suất tâm thu lμ 180 vμ tâm

tr†ơng lμ 105; do đó giá trị k trong tr†ờng hợp nμy sẽ lμ: (120-105)/(182-105) = 0,195 Hình 2-19 biểu diễn một số dạng sóng điển hình vμ các giá trị k t†ơng ứng Giá trị k còn phụ thuộc vμo áp suất

Hình 2-18 áp suất động mạch trung bình đ †ợc ghi lại khi giảm dần đ†ờng kính

ống dẫn đến cảm biến

Hình 2-19 Dạng áp suất nhịp đập của động mạch chủ, động mạch đùi, động

mạch l †ng vμ giá trị k t†ơng ứng

2.8 Các bộ cảm biến biến trở

Có thể sử dụng các biến trở tuyến tính kiểu dây quấn hoặc lõi cacbon lμm cảm biến hiệu quả cao để xác định chuyển động của một vật thể khi quá trình chuyển động tạo ra một lực vừa phải mặc dù hiện nay chỉ mới có một số ứng dụng sinh lý học cho kiểu cảm biến nμy, song chắc chắn nó sẽ đ†ợc áp dụng rộng rãi hơn với hiệu quả cao Adam đã ứng dụng trong nghiên cứu hô hấp từ những năm 1962: ông đã đo sự thay đổi vòng ngực bằng việc nối biến trở quay tới ngực của con khỉ Geddes (1966) vμ một số ng†ời khác đã mô tả thiết bị cho phép ghi lại sự co của cơ x†ơng trong bộ cảm biến nμy (hình 2-20), biến trở xoắn đóng vai trò lμ trục quay cho compa đo với các cánh tay ôm lấy phần bắp cơ Khi cơ co giãn sẽ thay đổi độ rộng giữa hai cánh tay của compa vμ biến trở sẽ đo chuyển

Biến trở tuyến tính xoắn gắn vμo đai quấn của một phế dung kế (hình 21) cho phép ghi lại thể tích khí l†u thông trong khi thở

2-Hình 2-20 Điện cơ đồ kiểu compa.

Sự dịch chuyển của xilanh trong phế dung kế phản ánh thể tích khí mỗi lần thở có thể đ†ợc ghi lại d†ới dạng đồ thị trên hình 2-21 Khi phế dung kế đ†ợc gắn