Использование пьезоэлектрических преобразователей в датчиках артериального давления

Разработка и применение датчиков давления — это область, имеющая довольно долгую историю развития и широкую номенклатуру датчиков, основанных на различных физических принципах: от жидкостных манометров до современных полупроводниковых датчиков. Решающими преимуществами последних являются очень малые габариты, дешевизна (при серийном производстве) и простота эксплуатации.

Эти преимущества обратили внимание целого ряда фирм на пьезорезистивные датчики. При этом почти все фирмы, производящие полупроводниковые датчики давления, предусматривают их использование в традиционной схеме моста Уитстона, имеющей ряд серьёзных недостатков:

• — схема имеет 4 подбираемых резистора;
• — принципиально необходимы подбор или подстройка резисторов;
• — нужны сложные схемы температурной компенсации;
• — устаревшая технология (наличие подборных элементов не позволяет встроить резисторы в микросхему);
• — необходимость нескольких источников питания (отдельный источник питания для усилителя). Все эти недостатки заставили фирму Motorola вести активный поиск альтернативного решения, который и увенчался успешной разработкой принципиально нового запатентованного датчика давления, имеющего торговую марку X-ducer™ (рис. 6.9).

Рис. 6.9. Структура датчика X-ducer™

Это решение имеет следующие преимущества перед датчиками, выполненными в виде моста Уитстона:

• — датчик представляет собой монолитный элемент, не требующий регулировки;
• — улучшенные линейность и гистерезис;
• — термокомпенсация реализуется простыми средствами;
• — патентованная технология.

Элемент «Х-ducer™», названный так из-за Х-образной формы датчика, представляет собой монолитный кремниевый измеритель давления, который развивает на выходе напряжение, пропорциональное приложенному давлению. Элемент имеет высокие показатели линейности, повторяемости, воспроизводимости, чувствительности и отношения сигнал — шум.

Простейшим типом датчиков являются некомпенсированные датчики. В этих недорогих базовых датчиках в состав ИС входит только элемент X-ducer. Семейство зависимостей выходного напряжения от разницы давлений приведено на рисунке 6.10. При постоянной температуре характеристика может быть выражена уравнением:

где и_пш — напряжение питания, подводимое к входным контактам датчика; к • U_nm — чувствительность датчика, выражаемая в В/кПа; 1/_см — напряжение смещения или просто смещение, напряжение на выходе датчика при нулевом давлении.

В диапазоне давлений от нуля до максимального измеряемого давления, являющегося основным параметром для данного типа датчика, характеристика изменяется в соответствии с уравнением (6.13). Этот диапазон давлений является рабочим диапазоном датчика. Этому диапазону соответствует определённый диапазон выходных напряжений, изменяющихся от напряжения смещения до максимального рабочего напряжения. Разницу между этими двумя напряжениями будем называть диапазоном выходных напряжений, или просто диапазоном.

Как видно из рисунка 6.10, чувствительность, смещение и диапазон зависят от температуры. Кроме того, эти три параметра имеют и технологический разброс от образца к образцу, поэтому на рисунке 6.10 показаны лишь типовые характеристики. Типичное значение диапазона выходного напряжения составляет 60 мВ при максимальном измеряемом давлении. Некомпенсированные датчики дешевле всех остальных.

Простота и низкая цена некомпенсированных датчиков приводят к тому, что на плечи потребителей ложится обеспечение целого ряда функций (рис. 6.11), которые в более сложных датчиках берёт на себя разработчик прибора.

Существует несколько схемотехнических способов реализации функций, показанных на рисунке 6.11, для некомпенсированных датчиков.

Первый из них осуществляется с помощью управляемого усилителя (усилителя с регулируемым коэффициентом усиления).

Рис. 6.10. Зависимость выходного напряжения от давления.

Структурная и принципиальная схема такого решения приведена на рисунке 6.12. При этом в сумматоре 2 усиленный сигнал датчика складывается с сигналом смещения, формируемым программно с помощью калибровочных данных, записанных в перепрограммируемом запоминающем устройстве ППЗУ, встроенном в блок процессора, а температурная компенсация осуществляется за счёт дискретного регулирования коэффициента усиления. Для реализации такой структуры необходим датчик температуры, сигнал которого подаётся на вход ADC0 микропроцессора (рис. 6.12).

Этот сигнал обрабатывается микропроцессором также с использованием информации, записанной в ППЗУ.

Второй способ осуществляет чисто программную реализацию температурной компенсации и компенсации смещения. При этом способе используется только один дифференциальный усилитель. Сигнал с датчика температуры используется для программной корректировки усиленного сигнала датчика. При этом также используются калибровочные данные, записанные в ППЗУ.

Как видно из приведённых структурных и принципиальных схем, от пользователя требуется достаточный опыт как в применении согласующих операционных усилителей, так и в разработке программного обеспечения для микропроцессоров.

Рис. 6.11. Распределение функций датчиков давления и измерительной системы.

Существенно облегчить задачу пользователя могут датчики с температурной компенсацией/калибровкой.

Высокоомные датчики с температурной компенсацией и калибровкой включают кроме элемента X-ducer встроенные в кристалл тонкоплёночные резисторы и термисторы, калиброванные с помощью лазерной подгонки, способные сформировать температурно-независимый выходной сигнал при высоком входном сопротивлении.

Смещение при нулевом давлении и диапазон калибруются с тем, чтобы обеспечить незначительный разброс между образцами. Типичное напряжение при номинальном давлении для этих приборов составляет 40 мВ. Стоимость этих датчиков также умерена, они могут включаться по схемам, приведённым на рисунке 6.12.

«Верхом искусства» среди датчиков давления фирмы Motorola являются датчики со стандартным выходным сигналом, в ещё большей степени облегчающие задачи пользователя. Эти датчики содержат кроме элементов X-ducer и встроенных в кристалл элементов температурной компенсации и калибровки схему усилителя для увеличения выходного сигнала до стандартной величины в 4,5 В при номинальном давлении. Характеристики этих датчиков подобны характеристикам компенсированных датчиков, за исключением того, что диапазон выходного напряжения составляет уже не десятки милливольт, а величину примерно в 4 В, что позволяет подключить их непосредственно на вход АЦП микроконтроллера без всякого усилителя.

Рис. 6.12. Измерение давления с помощью управляемого усилителя.

Эти датчики, конечно, несколько дороже компенсированных, но они требуют минимальных усилий от пользователя и в наибольшей степени приближаются к идеальным датчикам. Структурные схемы для включения таких датчиков чрезвычайно просты.

В зависимости от давления с внутренней стороны диафрагмы различают дифференциальные и абсолютные датчики.

Дифференциальные датчики давления (рис. 6.13 а) используются тогда, когда необходимо измерить разницу между двумя точками приложения давления.

Типичным применением дифференциального датчика является измерение падения давления воздуха в воздушной трубке фильтра. Если подсоединить два входа датчика, подведённых к обеим сторонам диафрагмы фильтра, то измеряемое давление будет равно падению давления на фильтре. Если фильтр чист, то это давление будет близко к нулю. При загрязнении фильтра датчик покажет некоторую разницу, и это будет означать, что фильтр пора менять.

Относительный датчик (рис. 6.13 б) — это тот же дифференциальный датчик, одной стороной открытый в атмосферу. Примером такого датчика является медицинский измеритель давления крови.

Рис. 6.13 Дифференциальный и относительный датчики давления.

В абсолютном датчике давления доступна только одна сторона (рис. 6.14). На второй стороне позади диафрагмы внутри кристалла имеется откачанный вакуумный промежуток, давление в котором и является опорным. Абсолютные датчики давления используются в барометрах, высотомерах, измерителях давления в трубах, на метеостанциях и воздушных шарах для метеоисследований.

Рис. 6.14. Абсолютный датчик давления.

Рассмотрим, как отражается специфика применения на построении системы и программном обеспечении на примере такого широко применяемого прибора, как измеритель давления крови. Базовая конструкция датчика давления, предназначенного для этих целей, показана на рисунке 6.15.

Во-первых, в этом случае недостаточно измерить только одну величину. При измерении давления крови необходимо измерить два давления и, кроме того, желательно измерить и частоту пульса. Вторым усложнением системы является то, что датчик при неинвазивных применениях (без проникновения во внутренние полости организма) не может быть расположен непосредственно внутри системы, в которой измеряется давление. Поэтому пришлось разработать нестандартную систему измерений, в которой датчик помещается внутри манжеты, надеваемой на руку (или ногу) пациента. При этом измеряется медленно изменяющееся давление внутри манжеты, на которое наложены небольшие по амплитуде и более быстрые пульсации, соответствующие изменению давления в кровеносной системе.

Рис. 6.15. Базовая конструкция датчика давления.

С внешней стороной этого метода измерения давления крови, называемого осциллометрическим, знакомы практически все. При этом рука сжимается кольцевой надувной манжетой, накачиваемой вручную. Затем вентиль манжеты слегка приоткрывается, отчего давление в манжете постепенно падает. Когда оно становится близким к артериальному давлению, амплитуда пульсации давления возрастает. Пульсации давления определяются работой сердца. В момент сокращения левого желудочка кровь выбрасывается в артерию, давление повышается. Это максимальное давление называется систолическим (SBP, systolic blood pressure, систола — сокращение сердца). При расслаблении сердца, которое называется диастолой, давление падает до минимального уровня, называемого диастолическим (DBP, diastolic blood pressure, диастола — расслабление).

Когда давление в манжете изменяется от систолического до диастолического, пульсации давления достаточно велики, за границей этого диапазона они резко снижаются. Определить этот диапазон можно, прослушивая манжету с помощью стетоскопа, но, имея датчик давления, лучше превратить пульсации давления в электрический сигнал и далее анализировать его с помощью микропроцессорного устройства.

Такой электрический сигнал на протяжении всего времени измерения представлен на рисунке 6.16 а.

Сначала идёт этап ручной подкачки манжеты (на рис. 6.16 а видны повышения давления при каждом нажатии груши), затем в момент t_] прекращается подкачка и открывается вентиль. Давление, которое в момент t_l превышает систолическое, постепенно понижается.

В то же время, как это видно из рисунка 6.16 а, на определённом участке пульсации давления растут, но относительная величина этих пульсаций очень невелика по сравнению с усреднённой величиной давления. Чтобы было удобно работать с сигналом пульсаций, необходимо отфильтровать низкочастотную усреднённую составляющую и усилить сигнал пульсаций. Это можно сделать с помощью активного фильтра на базе операционного усилителя. Такой отфильтрованный и усиленный сигнал представлен на рисунке 6.16 б в диапазоне, выделенном на рисунке 6.16 а прямоугольником.

Рис. 6.16. Диаграммы измерения кровяного давления Диаграммы рисунка 6.16 б хорошо иллюстрируют основную идею измерения давления крови, которая состоит в получении и анализе массива данных, отражённых в таблице 6.1.

Для измерения собственно давления важны величины, отображённые в колонках 3 и 4 таблицы. При этом амплитуда пульсаций (колонка 3) не интересует пользователя и является вспомогательной величиной, анализ временной зависимости которой просто помогает определить, какое именно из значений колонки 4 может быть идентифицировано как систолическое, а какое — как диастолическое давление.

Фиксация моментов амплитуды импульса (колонка 2) позволяет вычислить частоту пульса, которая также является полезной информацией при обследовании пациента.

Таблица 6.1

Результат измерения кровяного давления.

Возможный алгоритм вычислений, позволяющих получить все измеряемые величины, представлен на рисунке 6.17. Этот алгоритм основан на сравнении производной амплитуды пульсаций с заданными положительным и отрицательным порогами. Значения давления в манжете, соответствующие выходу производной за пределы зоны, ограниченной этими порогами, записываются в память контроллера вместе с усреднённым значением частоты пульса.

Рис. 6.17. Схема алгоритма вычисления артериального давления.

Схема цифрового измерителя с жидкокристаллическим дисплеем на базе датчика X-ducer™ представлена на рисунке 6.18.

Напряжение, представленное на рисунке 6.16 а, состоит из сигнала, пульсирующего с частотой * 1 Гц, наложенного на медленно изменяющийся сигнал (< 0,04 Гц). Для того чтобы выделить и усилить первую составляющую, применяется активный фильтр высокой частоты.

Активный фильтр (рис. 6.18) собран на базе ОУ LM324N. Фильтр состоит из двух ЯС-цепей, которые определяют две частоты среза. Эти две частоты тщательно рассчитываются, чтобы избежать искажения или потери сигнала колебания и надёжно отфильтровать низкочастотную составляющую.

Микроконтроллер МС68НС05В16 обрабатывает, таким образом, два сигнала, каждый из которых подаётся на свой вход АЦП. Первый из сигналов пропорционален давлению в манжете, которое в один из моментов равно систолическому, а в другой — диастолическому. Моменты, в которые идентифицируются эти давления, определяются микроконтроллером путём обработки усиленного сигнала пульсаций. Кроме того, обработка этого же сигнала позволяет измерить частоту пульса.

Измерение и обработка данных согласно алгоритму рисунка 6.17 не исчерпывают функций, выполняемых измерителем.

В процессе измерения контроллер взаимодействует с пользователем при помощи музыкального тона, создаваемого динамиком, частота которого сигнализирует о ситуации, сложившейся в процессе измерений. Этот динамик подключён к выходу встроенного в контроллер модулятора длительности импульсов.

Кроме того, светодиодом, подключённым к выходу другого модулятора длительности импульсов, создаётся световой сигнал, пульсирующий при измерении в такт с биением сердца пациента.

Программа управляющей системы включает в себя алгоритм вычисления, показанный на рисунке 6.17, в качестве составной части (алгоритм рис. 6.19). После включения (подачи питания) происходит инициализация программы и всех устройств системы. Затем на дисплее высвечивается сигнал «CAL», показывающий, что система готова к измерениям. После этого микроконтроллер ждёт накачки манжеты, осуществляя циклическую проверку окончания накачки. Когда сигнал датчика уменьшается в течение более чем 0,75 секунд, это свидетельствует, что пользователь больше не накачивает манжету, и микроконтроллер начинает анализировать сигнал колебания.

Пороговый уровень для измерения частоты импульсов установлен равным 1,75 В, чтобы устранить шумы или всплески. Как только амплитуда пульса идентифицирована, микроконтроллер игнорирует сигнал в течение 450 мс, чтобы предотвратить любую ложную идентификацию из-за наличия промежуточного максимума колебания. Следовательно, этот алгоритм может только измерять давление при частоте пульса, меньшей чем 133 удара в минуту. Затем все данные записываются в ОЗУ для дальнейшего анализа. Если микроконтроллер обнаруживает.

Рис. 6.18. Схема цифрового измерителя артериального давления.

Рис. 6.19. Алгоритм программы, управляющей измерителем давления нетипичную форму колебаний, он выдаёт сообщение об ошибке («Егг») на дисплее и генерирует низкочастотный сигнал ошибки с частотой 122 Гц. После этого пользователь должен полностью выпустить воздух из манжеты прежде, чем заново её накачивать. Алгоритм построен таким образом, что, если воздух из манжеты до конца не спущен, измерение при новой накачке не происходит. В противном случае венозная кровь, попадающая в сосуд при низком давлении, может повлиять на последующее измерение. Поэтому пользователь должен уменьшить давление в манжете насколько возможно, дав возможность восстановиться нормальному кровообращению в руке.

В том случае, когда измерение прошло успешно, генерируется высокочастотный музыкальный тон (1,953 кГц). Различия в высоте тона указывают на различие в состоянии системы.

После измерения на дисплее последовательно высвечиваются частота пульса, систолическое и диастолическое давление, на чём цикл измерения заканчивается.

Начать новый цикл можно, только спустив весь воздух из манжеты, после чего необходимо снова накачать её, и после прекращения накачки система вновь может произвести измерение.

Как видно из описания, программное и аппаратное обеспечение для реальной разработки усложняется, что определяется более сложными требованиями, предъявляемыми к функциям, которые должно реализовать устройство.