Laborator 9

Determinarea parametrilor şi metode de monitorizare fără contact a sistemului respirator

1. Scopul lucrării

Ideea de bază a acestei lucrări este de a prezenta câteva noţiuni introductive privind anatomia şi fiziologia sistemului respirator precum şi metodele de explorare utilizate - metode standard (ex. spirometrie), respectiv, metode alternative (de exemplu reografie – metodă bazată pe măsurarea unor impedanţe).

2. Descrierea aparatului respirator

Totalitatea organelor care contribuie la realizarea schimburilor gazoase, dintre aerul atmosferic şi organism, constituie aparatul respirator. Aparatul respirator realizează schimburile de gaze dintre organism şi mediul înconjurător. El asigură un aport suficient de O2 şi înlătură CO2 din celule, pe măsură ce acesta se produce. Două sisteme importante concură la îndeplinirea acestei funcţii: sistemul respirator şi sistemul de transport al gazelor în interiorul corpului.

Componentele aparatului respirator sunt după cum urmează: căi extrapulmonare - cavitatea nazală (nasal passage), faringe (pharynx), laringe (larynx), trahee (trachea), bronhii principale (bronchi) – respectiv plămânul (lung). Plămânul este constituit din următoarele unităţi anatomice şi funcţionale: lobi, segmente, lobuli (vezi figura 3) şi acini pulmonari. Arborele bronşic (componentă a plămânului) - format din căile respiratorii extra- şi intra pulmonare -, reprezintă un sistem de tuburi care

92

servesc pentru tranzitul aerului.

Fig. 1. Aparatul respirator

Corespunzător segmentării plămânului bronhiile principale se ramifică şi ele progresiv în: bronhii lobare¸ segmentare, interlobulare din care se formează mai departe bronhiolele terminale (bronchioles). Din acestea iau naştere bronhiolele respiratorii care se continuă cu canalele alveolare ai căror pereţi prezintă dilataţii în formă de saci - saci alveolari – în care se deschid alveolele pulmonare (alveoli), vezi Figura 3.

Fig. 2. Plămânii

Trahea şi bronhiile extralobulare au în pereţii lor inele cartilaginoase (rings of cartilage), cu rolul de a menţine deschise căile respiratorii în condiţiile variaţiilor de presiune din inspiraţie şi expiraţie. Bronhiolele

93

terminale şi respiratorii, lipsite de inelul cartilaginos, conţin un strat muscular dezvoltat, reglând astfel circulaţia aerului în căile respiratorii intrapulmonare.

Fig. 3. Structura lobulului pulmonar

Lobulul pulmonar este o masă piramidală cu baza către suprafaţa externă a plămânului, constituită din ramificaţii ale bronhiolelor şi vase de sânge înconjurate de tesut. Alveolele pulmonare reprezintă suprafaţa de schimb a plămânului (vezi Fig. 4 şi 5).

Fig. 4. Schimbul de gaze la nivelul alveolei pulmonare

Funcţia respiratorie, ca proces metabolic continuu, constă din două etape fundamentale:

- procesul de respiraţie extern sau pulmonar, care asigur aprovizionarea organismului cu O2 şi eliminarea CO2;

- procesul de respiraţie intern tisular care se realizează la nivelul tuturor celulelor.

94

O2 este absorbit de plămân prin procesul de ventilaţie pulmonar . Apoi este transportat de sângele arterial la ţesuturi, unde se produc arderile intracelulare şi rezult CO2. CO2 se întoarce pe calea venoasă spre plămâni şi este eliminat prin aerul expirat. În Fig. 5 este redat procesul de respiraţie şi schimburile de gaze care au loc.

Fig. 5. Schimburile gazoase la nivelul alveolei

3. Parametrii biomecanici folosiţi în explorarea aparatului respirator

Procesul prin care se face circulaţia alternativă a aerului între mediul extern şi alveolele pulmonare, constituie ventilaţia pulmonară.

Orice modificare a volumului de aer din plămâni este provocată de o modificare a volumului cavităţii toracice cu participarea muşchilor respiratori care realizează astfel mişcările de inspiraţie şi expiraţie.

Funcţia respiratorie externă a plămânului (comportamentul mecanic pulmonar) este cuantificată prin următorii parametrii: volume şi capacităţi (statice), proprietăţi mecanice (rezistenţă, compleanţă, elastanţă), debite. Explorarea funcţională pulmonară elucidează diferite aspecte ale fiziopatologiei respiraţiei sau realizează investigaţii profilactice, cu efecte sociale şi economice deosebite, prin depistarea precoce a afecţiunilor şi aplicarea unui tratament corespunzător. Afecţiunile vizate sunt:

• Sindromul obstructiv – afectarea ventilatorie prin creşterea rezistenţei în căile aeriene.

95

• Sindromul restrictiv – afectarea ventilaţiei prin limitarea excursiei peretelui toracic.

• Sindromul mixt - combinarea celor două mecanisme menţionate anterior.

3.1. Parametrii statici

La determinarea volumelor pulmonare cu ajutorul spirometriei, principalii parametri statici (volume şi capacităţi pulmonare) măsuraţi pot fi prezentaţi după cum urmează:

În inspiraţia normală se introduce în plămâni un volum de aprox. 500 ml aer, care este eliminat prin expiraţie – volum curent (V.C.). Peste volumul curent, o inspiraţie forţată poate introduce în plămîni încă aproximativ 1500 ml de aer - volum inspirator de rezervă (V.I.R.), iar printr-o expiraţie forţată care urmează după o expiraţie obişnuită, se mai pot elimina din plămâni aproximativ 1000-1500 ml aer - volumul expirator de rezervă (V.E.R.) .

V.C. + V.I.R. +V.E.R. = capacitatea vitală (C.V.) (1)

Valoarea C.V. variază în funcţie de vârstă, sex, înălţime şi gradul de antrenament. Plămânii nu se golesc complet de aer nici după o expiraţie forţată, deoarece se găsesc într-o uşoară distensie, volumul pulmonar fiind ceva mai mic decât cel toracic. Volumul de aproximativ 1500 ml aer, rămas în alveole, care poate fi expulzat din plămâni doar prin deschiderea toracelui, poartp numele de volum rezidual (V.R.).

C.V. + V.R. = capacitatea pulmonară totală (C.P.T.) (2)

Cantitatea de aer mobilizată pe minut în repaus este denumită debit ventilator şi reprezintă produsul dintre volumul curent şi frecvenţa respiratorie (16/minut la bărbat şi 18/min la femeie). Debitul ventilator creşte foarte mult în efortul fizic.

Capacitatea funcţională reziduală (C.R.F.) este suma volumului rezidual şi a volumului expirator de rezervă. Capacitatea Inspiratorie(C.I.) conţine volumele inspirate maximal la sfârşitul unei expiraţii normale.

Capacitatea vitală se defineşte şi pe cele două momente ale respiraţiei:

• Capacitatea vitală inspiratorie (C.V.-IN.) este capacitatea vitală măsurată în timpul unei inspiraţii.

96

• Capacitatea vitală expiratorie (C.V.-EX.) este capacitatea vitală măsurată în timpul unei expiraţii.

• Capacitatea vitală forţată inspiratorie (C.V.F.-IN.) este C.V.-IN măsurată în condiţii de inspiraţie forţată.

• Capacitatea vitală forţată expiratorie (C.V.F.-EX.) este C.V.-EX. măsurată în condiţii de expiraţie forţată.

Valori medii pentru un bărbat de 1,70 m: CPT Capacitate pulmonara totala = 6000 ml CV Capacitate vitala = 4500-5000 ml VR Volum rezidual = 1000-1500 ml VC Volum curent = 500 ml VIR Volum inspirator de rezerva = 3000 ml VER Volum expirator de rezerva = 1000-1500 ml VEMS Volum expirator maxim/secunda = 3500-4000 ml VEMS/CV Raport Tiffneau = 70-85% FR Frecventa respiratorie = 12-18/min. V Ventilatie/min. (VC x FR) = 5000-9000 ml/min.

După Dreyer, capacitatea vitală a unui individ sănătos poate fi determinată şi cu relaţia:

KCVW n

= (3)

în care: W - greutatea corpului în Kg; n = 0,72; K - constant cu valoarea 0,690; CV- capacitatea vitală [cm3]

Fig. 6. Volume respiratorii.

97

3.2. Parametrii dinamici (debite ventilatorii)

Se determină de obicei în cursul unei manevre expiratorii maximale forţate; uneori se recurge la înregistrarea unui inspir forţat sau a unei ventilaţii forţate.

Rezultatul se poate exprima: - în debite medii (măsurate pe expirograma forţată) - în debite instantanee (măsurate pe curba flux-volum)

Pe expirograma forţată se determină următorii parametri:

- Volumul expirator maxim pe secundă (VEMS) reprezintă cantitatea de aer eliminat în prima secundă a unei expiraţii forţate şi maxime care urmează unei inspiraţii forţate. VEMS este utilizat sub denumirea de indicele Tiffeneau pentru "permeabilitatea bronşică", având o mare valoare de prognostic pentru evidenţierea tulburărilor ventilatorii obstructive:

CVFVEMSKTIFF

100*= (4)

CVF fiind capacitatea vitală forţată. Uneori se determină volumele expulzate din plămâni în 0.5 secunde (VEM 0.5), 1 secunde (VEM 1) şi 3 secunde (VEM 3). Se mai găsesc sub denumirea echivalentă FEV – Forced Expiratory Volume.

- Volumul inspirator maxim pe secundă (VIMS) este identic cu precedentul, referindu-se la celălalt moment al respiraţiei, inspiraţia, între ele fiind stabilită relaţia:

1,1=VEMSVIMS (5)

Curba flux-volum reprezintă înscrierea grafică a fluxului de aer produs în timpul expiraţiei funcţie de volumul de aer expirat (egal cu capacitatea vitală forţată). Debitele ventilatorii reprezintă volumele de aer ce se ventilează în unitatea de timp şi se definesc în felul următor:

- Debitul ventilatoriu maxim (DVM) este capacitatea respiratorie maximă sau ventilaţia maximă de aer, ce poate fi mobilizată într-un minut.

98

- Debitul de vârf inspirator (DVI) este valoarea maximă a debitului în cursul unei inspiraţii forţate.

- Debitul de vârf expirator (DVE) este valoarea maximă a debitului(fluxului) de aer care poate fi generat în cursul unei expiraţii forţate care începe din poziţia inspiratorie maximă (PEF –peak expiratory flow).

- Debitul expirator maxim instantaneu la 25% CVF (MEF25) din capacitatea vitală forţată este valoarea debitului de aer expirat în timpul unei expiraţii forţate, până se ajunge la jumătate din valoarea capacităţii vitale forţate (în mod similar se definesc şi MEF50, MEF75).

Spirometrele sunt aparate utilizate pentru măsurarea debitelor ventilatorii şi a volumelor pulmonare. Spirometrele sunt de două tipuri:

- în circuit închis, în care subiectul expiră şi inspiră într-un volum de aer limitat;

- în circuit deschis, cu ajutorul cărora se măsoară debitele respiratorii, volumul respirator determinându-se prin integrare.

În Tabelul 1 se prezintă o corelaţie între diferite stări patologice şi diferiţi parametri ai sistemului respirator.

Tabel 1. Sindromul funcţional ventilator.

Sindrom CPT VR VR/CPT VEMS VEMS/ CV

Sindrom restrictiv Scăzut Scăzut Normal Scăzut Normal Sindrom de

distensie. Emfizem pulmonar

Crescut Crescut Crescut Scăzut Scăzut

Sindrom obstructiv Normal Normal Normal Scăzut Scăzut Sindrom mixt Scăzut Scăzut Normal Scăzut Scăzut

În figura 7 sunt prezentate respectiv valorile PEF-ului în funcţie de

vârstă şi înălţime cât şi nomogramele de predicţie (Fig. 8) pentru femei (a) şi bărbaţi (b) a unor parametri respiratori utilizaţi în diagnoză. De exemplu parametri funcţionali care exprima mai fidel starea bronhiilor de calibru mic si mijlociu sunt explorate preferenţial prin PEF şi MEF 25-75% (debitul expirator mediu forţat în timpul eliminării porţiunii mijlocii a capacităţii vitale).

99

Fig. 7. Valorile PEF-ului în funcţie de vârstă şi înălţime

Nomograma din Fig. 8(a). corespunde următoarelor formule:

FEV1 FVC

MEF25-75

= 0.0347 x înălţimea – 0.0252 x vârsta – 1.929 = 0.04315 x înălţimea – 0.02185 x vârsta – 2.83 = 2.918 + 0.0125 x înălţimea – 0.034 x vârsta

Nomograma din Fig. 8(b). corespunde următoarelor formule:

FEV1 FVC

MEF25-75

= 0.0553 x înălţimea – 0.036 x vârsta – 4.182 = 0.0713 x înălţimea – 0.0265 x vârsta – 6.463 = 2.683 + 0.0195 x înălţimea – 0.043 x vârsta

3.3. Partea experimentală

Spirometrul cu ajutorul căruia vom face determinările unor parametri caracteristici ai sistemului respirator este de tipul SPIRO 31 furnizând următoarele informaţii: FVC, FEV 0.5, FEV 1.0, FEV 3.0, PEF, MEF25, MEF50, MEF75.

Pentru realizarea măsurătorilor vor fi urmăriţi următorii paşi:

• Nasul subiectului este obstrucţionat cu un mic cleştişor permiţându-se astfel numai respiraţia prin cavitatea bucală

• Pacientul stă pe un scaun sau este în picioare

100

• Este rugat să inspire profund şi la capacitatea maximă să-şi ţină respiraţia pentru un moment şi apoi să expire întreaga cantitate de aer din plămâni cu forţă şi complet

• Pacientului se odihneşte puţin iar paşii anteriori sunt repetaţi de încă două ori

• Cea mai bună achiziţie este utilizată pentru furnizarea măsurătorilor spirometrice

(a) (b)

Fig. 8. Monograme de predicţie a unor parametri ai sistemului respirator pentru (a). femei şi (b). bărbaţi

101

4. Metode de măsură a diferiţilor parametri ai sistemului respirator

Semnalul respirator poate fi obţinut prin variate metode, cum ar fi: reografia (măsurarea impedanţelor), anometrie şi prin senzori şi sisteme pneumo-mecanice (metodă abandonată la ora actuală). Metoda de măsurare prin anemometrie poate fi pusă în aplicare prin folosirea următoarelor tipuri de senzori: anemometru cu fire fierbinţi sau film fierbinte (cea mai precisă), termistor fierbinte (ieftină, dar prezentând neliniarităţi), termistor rece (precizie proastă) şi termocuplu. În această parte a lucrării vom prezenta în mod special modul de funcţionare a senzorului, parte componentă a spirometrului, existent în cadrul laboratorului. Pentru înţelegerea funcţionării acestui senzor vom prezenta o parte din legile care se ocupă de studiul mişcării fluidelor unite sub denumirea de legile dinamicii fluidelor. Mişcarea unui fluid este descrisă complet dacă se cunoaşte viteza şi presiunea fluidului în fiecare punct al său, adică dacă se ştie câmpul de viteze şi respectiv, câmpul de presiuni. Viteza fluidului într-un punct al său, la un moment dat, coincide cu viteza cu care trec particolele de fluid prin acel punct, la momentul respectiv. Curba care în fiecare punct a ei este tangentă la vectorul viteză în acel punct poartă numele de linie de curent. Un mănunchi de linii de curent formează un tub de curent. Dacă viteza fluidului în diferite punte ale sale rămâne constantă în timp, spunem că mişcarea fluidului este staţionară sau în regim permanent. În cele ce urmează vom presupune realizată această condiţie. Se consideră două secţiuni ΔS1 şi ΔS2 ale tubului de curent şi V1, V2 vitezele particulelor în dreptul celor două secţiuni putem scrie ecuaţia de continuitate:

ΔS1· V1 = ΔS2· V2 = const. (6)

Prin urmare, viteza curentului de fluid perfect în dreptul unei secţiuni este invers proporţională cu secţiunea corespunzătoare. Dacă considerăm curgerea unui fluid perfect printr-o conductă reală, aceasta constituie chiar un tub de curent. Din ecuaţia de continuitate rezultă că fluidul care curge în partea mai îngustă a conductei curge mai repede, deci el capătă o acceleraţie; ajungem la concluzia că asupra fluidului ce intră într-o parte mai îngustă a tubului acţionează o forţă din partea fluidului rămas în porţiunea mai largă a conductei. Această forţă ce apare în interiorul volumului fluidului nu se poate datora decât unor diferenţe de presiune între diferitele

102

părţi ale fluidului. Deoarece forţa este dirijată spre partea îngustă a tubului, rezultă că presiunea trebuie să fie mai mare în regiunile mai largi ale conductei şi mai mică în regiunile de îngustare a tubului. Pe lângă această forţă mai trebuie să luăm în consideraţie şi forţele externe care deplasează masa de fluid în lungul conductei, cum ar fi de exemplu forţa de greutate în cazul unei conducte înclinate faţă de orizontală.

Fig. 9. Posibile configuraţii pentru măsurare a debitelor în fluide Ecuaţia în care intervin toate aceste mărimi este cea a lui Bernoulli:

.22 11

21

22

22 constphgVphgV

=++=++ ρρρρ (7)

unde: ρ – densitatea lichidului h – înălţimea la care se află coloana de licid V – viteza de deplasare a lichidului g – constanta gravitaţională

f2f1

V1 V2 S2S1

Senzor(a)

f2f1

V1S1

Senzor (b)

103

Ea ne arată că suma: phgV++ ρρ

2

2

este constantă de-a lungul unei linii

de curent şi deci şi în dreptul oricărei secţiuni. Dacă conducta este dispusă orizontal, deci h1= h2 ecuaţia de mai sus devine:

.22 1

21

2

22 constpVpV

=+=+ ρρ (8)

Configuraţia senzorului nostru se arată în Fig. 9(a). Ecuaţiile care descriu funcţionarea lui se dau mai jos:

( )21

22211

21

2

22

222VVpppVpV

−=−⇒+=+ρρρ

⇒ 2211 VSVS Δ=Δ

⇒⎥⎥

⎦

⎤

⎢⎢

⎣

⎡−⎟

⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛

ΔΔ⋅

=⎥⎥

⎦

⎤

⎢⎢

⎣

⎡−⎟

⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛

ΔΔ⋅

=−= 21

2

121

2

12121 1

22V

SSSV

SSVSffF senssens ρρ

21VKF = (9)

Un alt tip de senzor pentru măsurarea debitelor, de tip turbină, este prezentat in Fig. 10. Principiul de măsură se bazează pe întreruperea unui fascicol de lumină în infraroşu de către palele senzorului. Fig. 10. Un senzor de tip turbină

Fig. 10. Senzor pentru măsurarea debitelor ÎNTREBĂRI: 1. Explicaţi principiul de funcţionare şi scrieţi ecuaţiile ce caracterizează

104

senzorul din Fig. 9(b). 2. Desenaţi o schemă bloc pentru un circuit de măsurare a debitelor

pulmonare având ca senzor turbina din Fig. 10.

5. Metode complementare de monitorizare a activităţii respiratorii Un număr de afecţiuni respiratorii necesită o monitorizare a semnalului respirator pentru subiecţi în vârstă de câteva zile până la mai mult de 80 de ani. Cu toate că există un număr mare de metode pentru detectarea şi măsurarea semnalului respirator nici una nu este acceptată ca standard universal datorită neajunsurilor pe care fiecare metodă le prezintă. În concluzie sunt necesare noi metode de monitorizare a respiraţiei. În continuare prezentăm o metodă prin care încercăm să rezolvăm aceaste probleme cu ajutorul unui senzor care lucrează fără contact cu pacientul.

5.1. Realizarea sistemului

Bazat pe principiul reografiei introducem un sistem pentru monitorizarea respiraţiei unei persoane care stă pe un scaun. Metoda este uşor de aplicat, şi este ieftină. Traductorul este ieftin şi nu necesită un tip special de scaun. Iar metoda de prelevare a semnalului nu este incomodă sau vătămătoare pentru subiect. Mai mult circuitul anex este simplu şi ieftin. Metoda a fost extinsă şi pentru determinarea mişcării globale a mâinii deasupra mous-ului sau în imediata apropiere a tastaturii (Fig. 11).

Fig. 11. (a) Montare senzorilor de proximitate în tastatură şi mouse,

(b) Poziţionarea senzorilor pe scaun pentru prelevarea semnalului respirator

senso r senso r

m ou se

Sensor

105

Pentru a sesiza şi înlătura artefactele date de mişcarea subiectului, a mişcării de balans ale acestuia când stă pe scaun mai mult de un traductor este necesar. Astfel un sistem de patru traductoare în partea de jos a scaunului cât şi acelaşi sistem în spătar ar fi potrivit pentru aplicaţie (Fig. 11). Senzorii sunt plasaţi simetric pe scaun şi montaţi în perechi astfel încât datorită semnalului generat de un cuplu de astfel de senzori să se poată pună în evidenţă mişcarea de tip balans.

5.2. Principiul de funcţionare al senzorului

Senzorul rezonant este compus dintr-o spiră planară care este construită de o aşa natură încât să maximizeze capacitatea şi inductanţa sa parazite care sunt senzitive la existenţa obiectelor conductive, neconductive, magnetice sau nemagnetice din imediata vecinătate. Senzorul este apoi conectat într-o reţea divizoare astfel încât să schimbe nivelul de tensiune cules de pe aceasta o dată cu schimbarea frecvenţei de rezonanţă a acestui senzor datorată de obiectele din imediata proximitate.

Fig. 12. Schema bloc de principiu pentru interfaţarea senzorului

În Fig. 12 se prezintă schema de principiu pentru utilizarea unui astfel de senzor care include un oscilator (1) urmat de un circuit driver (9) care are rolul de a separa partea de senzor faţă de cea de oscilator astfel încât în momentul modificării impedanţei senzorului datorită obiectelor din proximitate acesta să nu influenţeze frecvenţa de oscilaţie a generatorului (prin încărcarea acestuia). Divizorul de tensiune este alcătuit dintr-un rezistor (2) şi sistemul paralel rezonant format din inductanţa senzorului (4)

4

Repetor Repetor

Oscillator

Ieşire

Circuit driver

6

1

9

2

3

7

8

5

106

şi capacitatea parazită a acestuia plus eventual o altă capacitate (6) care se conectează în momentul în care se doreşte reducerea frecvenţei de rezonanţă a senzorului. Astfel se formează un divizor de tensiune carte va furniza în punctul median al acestuia o tensiune care este direct proporţională cu poziţia sau mişcarea unui obiect (3). În mod general obiectul (3) care se află în proximitatea senzorului determină schimbarea frecvenţei de rezonanţă a senzorului rezonant paralel (5) care cauzează o schimbare corespunzătoare a impedanţei sale şi în concluzie a tensiunii care este luată mai departe de pe el.

Pentru a minimiza încărcarea senzorului rezonant (5) un repetor de înaltă impedanţă urmează având o capacitate de intrare cât mai mică urmează. În continuare se prelucrează semnalul obţinut cu un bloc detector care extrage valoarea de vârf sau media anvelopei tensiunii rezultate.

Fig. 13. O posibilă implementarea a senzorului şi modelul cu elemente distribuite ale acestuia

În Fig. 13 este prezentată o posibilă implementare a senzorului

rezonant (5) din Fig. 12 care include o spiră planară (4) ca parte a unui cablaj care poate fi depusă, lipită, imprimată sau obţinută prin corodare pe un substrat dielectric (5) care poate fi planar dar tot atât de bine şi curb pentru a se adapta ca formă unui suport. Substratul dielectric este de preferat să aibă o constantă dielectrică ε cât mai mică în domeniul 1.0 … 5.0 pentru a îmbunătăţi sensibilitatea senzorului la materiale dielectrice. Spira planară (4) trebuie să aibă o lăţime destul de mare şi un spaţiu cât mai mic între spire (3) pentru a se obţine o capacitate mare între spire şi evident o

107

capacitate totală echivalentă mare a senzorul rezonant. Raportul între spaţiul (3) şi lăţimea conductorului trebuie ţinut jos (1:1 sau mai mic) pentru a maximiza capacitatea distribuită a senzorului rezonant. Totodată se doreşte ca, câmpul electric să fie cât mai uniform în zona în care se face determinarea, acest câmp facilitând sesizarea obiectelor dielectrice (neconductive şi nemagnetice). Forma câmpului este dată în principal de dimensiunile şi forma senzorului rezonant.

În contrast cu circuitele convenţionale de tip inductor/capacitor (“LC”) care în mod intenţionat caută să minimizeze capacitatea parazită şi cea de cuplaj cu obiectele din imediata vecinătate, senzorul rezonant prezentat aici caută din contra să maximizeze capacitatea parazită şi cea de cuplaj chiar folosindu-se de acestea în principiul de funcţionare.

În aceeaşi Fig. 13 dar în partea (b) se prezintă circuitul echivalent al senzorului rezonant care este de dorit să aibă pierderi mici, deci un Q cât mai mare, iar circuitul rezonant paralel LC să aibă o capacitate şi o inductanţă distribuită cât mai mare dar un factor de disipare cât mai mic care evident contribuie la o mărire a sensibilităţii prin mărirea gradului de cuplaj electric şi magnetic cu obiectele din proximitate. În particular capacitatea totală echivalentă CE este suma capacităţilor distribuite CD în mod identic şi pentru LE care este suma inductanţelor individuale distribuite LD.

Factorul de calitate Q este invers proporţional cu RD care este suma dintre pierderile capacitive RC şi cele inductive RL. În cazul acestui senzor toate aceste elemente distribuite sunt dependente de obiectele din imediata proximitate a senzorului şi contribuie la sensibilitatea acestuia. Elementele distribuite de pierdere RC şi RL care sunt afectate de pierderile în obiectele din imediata proximitate, determină Q şi implicit sensibilitatea senzorului în legătură cu obiectele dielectrice.

Pentru o sensibilitate la o paletă cât mai largă de materiale este de preferat ca senzorul rezonant să aibă o formă de o aşa natură astfel încât capacitatea distribuită CD să crească dar de o aşa manieră astfel încât nici capacitatea echivalentă CE şi nici inductanţa echivalentă LE să nu domine impedanţa senzorului rezonant în jurul frecvenţei de rezonanţă. Desigur că este de dorit să se minimizeze pierderile date de RC şi RL astfel încât senzorul să aibă un factor de calitate cât mai mare în domeniul 30 … 100. Desigur că un Q mai mare de 100 este de dorit dar este greu de obţinut tehnologic.

În Fig. 14 se prezintă efectul factorului de calitate Q asupra sensibilităţii senzorului rezonant. Din Fig. 14 se observă că tensiunea furnizată este direct proporţională cu impedanţa senzorului la frecvenţa de rezonanţă. Astfel în figura 14 se arată două reprezentări ale factorului de calitate Q versus frecvenţă pentru un senzor rezonant LC având frecvenţa de

108

rezonanţă FR. La frecvenţa de rezonanţă FR circuitul cu Q cel mai mare (70) are impedanţa ZRH în timp ce cel de al doilea senzor are impedanţa ZRL. La cea de a doua frecvenţă F2 circuitul cu factor de calitate mare Q (10) are impedanţa Z2H în timp ce cel cu factor de calitate mic (72) are impedanţa Z2L. Iar după cum se observă diferenţa între ZRH şi Z2H versus Z2H şi Z2L este în favoarea circuitului cu un Q mai mare. Deci şi diferenţa de tensiune pe care o va da divizorul este în favoarea circuitului cu un Q mai mare.

În Fig. 15 se prezintă efectul apropierii unui corp în proximitatea senzorului, astfel dacă prin curba (80) se prezintă un senzor neîncărcat care prezintă impedanţa Z0 la frecvenţa sa de rezonanţă şi un factor de calitate Q mare în momentul în care obiectul se apropie se observă o deplasare a frecvenţei de rezonanţă faţă de frecvenţa de operare F0 cât şi o posibilă micşorare a factorului de Q datorată pierderilor de cuplaj cu obiectul respectiv. Din grafic rezultă şi micşorarea impedanţei funcţie de încărcarea senzorului la aceeaşi frecvenţă de lucru Z1 pentru (82) şi Z2 pentru (84). Mutarea curbei spre frecvenţe de rezonanţă mai mici sau mai mari faţă de frecvenţa de operare este dată configuraţia senzorului, aplicaţie şi de corpul din vecinătate putând furniza informaţii suplimentare.

Fig. 14. Fig. 15. Dacă senzorul este utilizat în modul de sesizare a obiectelor din imediata proximitate, este de preferat să avem o ieşire digitală iar în acest caz frecvenţa de rezonanţă trebuie să fie egală cu frecvenţa de operare F0. Dacă senzorul este folosit pentru a măsura distanţele o ieşire analogică este de preferat care să ne dea prin proporţionalitatea valorii de ieşire cu distanţa

109

la care se află obiectul valoarea de măsură. În acest caz frecvenţa de rezonanţă a senzorului trebuie să fie diferită faţă de frecvenţa de lucru. Senzorul rezonant poate opera în mai multe moduri de sesizare a obiectelor. Astfel când în imediata proximitate nu se află nici un obiect atunci impedanţa senzorului este foarte mare ca în Fig. 15, curba (80) şi în consecinţă tensiunea de la ieşirea divizorului va fi mare. Când un obiect magnetic va fi în proximitatea senzorului, inductanţa echivalentă a senzorului LE va creşte, micşorând frecvenţa de rezonanţă şi în consecinţă tensiunea dată de divizorul rezistiv va scădea. În mod similar când un obiect dielectric se apropie în proximitatea senzorului capacitatea sa echivalentă creşte CE scăzând frecvenţa de rezonanţă în raport cu frecvenţa de operare F0 şi din nou tensiune luată de pe divizor va scădea. Pentru apropierea unui obiect conductiv de senzorul de proximitate CE creşte simultan cu creşterea lui RD care determină scăderea lui Q şi a frecvenţei de rezonanţă rezultând din nou scăderea tensiunii luată de pe divizorul rezistiv. Oricum indiferent de materialul din care este făcut obiectul respectiv care se apropie de senzor acesta determină o scădere a impedanţei şi/sau a factorului de calitate la frecvenţa de lucru F0 urmată de o scădere a nivelului tensiunii obţinute de la divizorul rezistiv.

5.3. Funcţionarea schemei electronice de comandă a senzorului

Sistemul electronic de interfaţare a senzorului este cel prezentat în Fig. 16. Toate rezultatele prezentate în următoarele două capitolele, în care se înfăţişează caracteristicile statice şi cele dinamice ale senzorului rezonant, au fost măsurate la ieşirea circuitului prezentat în Fig. 16. Acest circuit este o implementare a schemei bloc prezentată în Fig. 12 având în plus un sistem de preprocessare a informaţiei format din două filtre realizate cu amplificatoare operaţionale, un circuit de amplificare şi unul de axare. În schema din Fig. 16 cu ajutorul tranzistorului Q1 şi a componentelor aferente este realizat un oscilator de tip Colpitts în care elementul activ este un tranzistor bipolar. Cuadripolul de reacţie, de tip π, este realizat cu C5, cu capacitatea echivalentă ce rezultă din punerea în paralel a lui C1 şi C2 şi dintr-o inductanţă L rezultantă din circuitul oscilant format din C4 şi L1 care trebuie să aibă un caracter inductiv, deoarece reactanţa rezultată trebuie să fie de semn contrar faţă de reactanţa conectată

110

între emitorul tranzistorului şi masă şi cea dată de C5 pentru respectarea condiţiilor de fază impuse pentru oscilaţie. Utilizându-se aceste elemente pulsaţia oscilatorului (ωosc = 2 ⋅ π ⋅ f osc) este dată de:

Fig.

16.

Circ

uitu

l ele

ctro

nic

de in

terf

aţar

e şi

com

andă

a se

nzor

ului

111

21

321osc

111ω⎥⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛+=

CCCL (10)

Următorul etaj, care are rol de separare între oscilator şi amplificatorul în clasă D, este construit cu un tranzistor cu efect de câmp funcţionând într-o schemă cu polarizare automată şi a cărei amplificare este dată de:

mLU gXRA )( 27−= (11) unde

⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛−

−=

∂∂

=P

GS

P

DSS

GS

Dm V

VVI

VIg 12 (12)

Cu toate că acest etaj funcţionează ca amplificator, principala lui funcţie este aceea de a încărca cât mai puţin şi de a izola etajul oscilator pentru a se obţine o cât mai bună stabilitate a frecvenţei de oscilaţie. Circuitul realizat cu tranzistoarele Q3 şi Q4 este un amplificator în clasa D, cu randament ridicat, la care tranzistoarele lucrează ca nişte comutatoare (închis (saturat) – deschis (blocat)) în contratimp, la frecvenţa fosc şi care sunt cuplate la un circuit acordat de ieşire paralel (senzorul rezonant). Unghiul de conducţie a curentului de colector este αC = 2 ⋅ θC = 180°. Circuitul de ieşire (senzorul rezonant) este acordat în jurul frecvenţei fosc de comutaţie a tranzistoarelor (fosc este situată pe una din regiunile liniare a caracteristicii de transfer a circuitului rezonant LE,CE – conform cu Fig. 15, una din regiunile marcate cu 86) comportându-se astfel ca un filtru trece bandă şi înlăturând armonicile. Astfel datorită acestei sarcine (care este tocmai senzorul) se obţine o tensiune sinusoidală la bornele traductorului rezonant. Deoarece unul dintre parametrii cei mai importanţi pentru orice amplificator este randamentul, prin creşterea acestuia se obţin rezultate benefice: reducerea dimensiunile de gabarit şi a greutăţii crescându-se astfel puternic fiabilitatea. Datorită acestor avantaje s-a ales topologia anterior prezentată, amplificator în clasă D, care prezintă un randament ridicat. În codiţii ideale de funcţionare pentru acest etaj de amplificare, UCesat = 0 şi timpi de comutaţie egali cu zero, randamentul este ηC = 100 %.

Tranzistoarele Q5 şi Q6 (compun blocul repetor, care se conectează după divizorul rezistiv conform Fig. 12) conectate în conexiune repetoare pe emitor, au rolul de a încărca cât mai puţin senzorul rezonant şi de a se realiza astfel un factor de calitate global al circuitului cât mai mare. Această

112

conexiune de conectare la divizorul rezistiv al blocului repetor prezentată în Fig. 16 (şi în detaliu în Fig. 17) a evoluat dintr-un simplu etaj de tip colector comun care a fost utilizat la început în configuraţia standard. S-a observat că pentru configuraţia colector comun standard, chiar în situaţia în care se folosea un tranzistor cu factor de amplificare mare datorită rezistoarelor care polarizau etajul se obţinea o scădere a impedanţa de intrare a repetorului. Această scădere de impedanţă determinând simultan şi scăderea factorului de calitate global al senzorului prin rezistenţa de intrare a repetorului reflectată în schema echivalentă a senzorului rezonant. Ulterior s-a proiectat configuraţia prezentată în Fig. 17. În acest mod, în semnal, senzorul (modelat prin inductanţa LE şi capacitatea CE) este conectat direct în baza tranzistorului Q5. Rezistenţa cu care este “încărcat” senzorul de către repetor devenind astfel:

rπ Q5 + (β Q5 +1) R echiv C (13)

şi nemaifiind în paralel cu rezistoarele de polarizare a etajului (R11 şi R12). În această situaţie se pot atinge uşor impedanţe de 1 MΩ sau chiar mai mari, observându-se o creştere a sensibilităţii faţă de cazul repetorului pe emitor în configuraţia standard.

Fig. 17. Detaliu al schemei de interconectare a repetorului la divizorul de impedanţă

Sistemul de achiziţionare a semnalului respirator funcţionează

utilizând această topologie a schemei repetorului. Pentru Joystick-ul Virtual am utilizat un alt tip de repetor conectat la divizorul de impedanţă care ne-a permis creşterea şi mai mult a impedanţei de intrare şi de aici a sensibilităţii senzorului.

În semnal impedanţa de intrare conexiunii prezentate în Fig. 17 nu mai poate fi crescută semnificativ datorită încărcării capacitive a senzorului

113

dată de capacitatea bază-emitor a tranzistorului Q5 în paralel cu capacitatea bază colector al aceluiaşi tranzistor. Prin folosirea unui amplificator operaţional în locul repetorului pe emitor, pentru interconectarea cu toţi cei trei senzori ai Joystick-ul Virtual, s-a obţinut astfel o creştere a impedanţei de intrare a repetorului. Datorită frecvenţelor mai de lucru care ajung până la 33 MHz, pentru doi din cei trei senzori ai Joystick-ului Virtual, puţine amplificatoare operaţionale pot lucra în acest montaj. Soluţia adoptată are la bază amplificatorul operaţional LT 1229, cu reacţie în curent, care are o lăţime de bandă de 100 MHz. Intrarea, conform foii de catalog, poate fi modelată cu un rezistor de 25 MΩ în paralel cu o capacitate de 3 pF. Încărcarea capacitivă redusă este de dorit, în plus, şi deoarece senzorul rezonant va păstra astfel o sensibilitate sporită la materialele dielectrice.

Blocul de redresare dublă alternanţă şi de extragere anvelopei care urmează furnizează semnalul către două filtre Bessel, analogice, trece jos, de ordin trei folosite cu scop antialias. Acestea realizate cu operaţionalele U1B şi U5A au o frecvenţă de tăiere de 60 Hz. S-a optat pentru acest tip de filtru, în principal, datorită răspunsului în fază liniar şi în ciuda faptului că rata de atenuare este mai scăzută – pentru compensare s-au înseriat două astfel de filtre.

Fig. 18. Topologia de bază pentru filtrul analogic de tip Bessel de ordin trei

În Fig. 18 se prezintă topologia de bază a filtrului trece jos de tip

Bessel. Pentru determinarea valorilor componentelor, se pleacă de la frecvenţa de tăiere a filtrului fT considerânduse Ra = Rb = Rc = R şi impunându-se de la început valoarea rezistorului R, condensatoarele s-au determinat cu:

RfC

Ta ⋅=

1572.0 (14) Rf

CT

b ⋅=

2265.0 (15) Rf

CT

c ⋅=

04039.0 (16)

Amplificatorul operaţional U5C are rolul de amplificator neinversor şi sumator (al ieşirii filtrate a semnalului dat de divizorul de impedanţă cât şi a

U1

2

6

3

-

OUT

+

Cb

Ca

Ra Rb

Cc

Rc

114

unei componente continue, stabilizate, reglabilă manual furnizată la ieşirea amplificatorul operaţional U5B). Astfel semnalul va fi amplificat şi componentă continuă poate fi înlăturată sau putem obţine o axare a semnalului conform necesităţilor şi cerinţelor dispozitivelor care se cuplează la ieşire sistemului (osciloscop, placă de achiziţie, sau/şi se continuă procesarea hardware).

5.4. Partea experimentală

Având la dispoziţie sistemul noncontact de înregistrare a semnalului respirator, prezentat mai sus, efectuaţi următorii paşi:

1. Identificaţi blocurile funcţionale prezentate anterior, schiţate în Fig. 16, pe montajul experimental;

2. Porniţi complexul bio-instrumental noncontact utilizat în înregistrarea semnalului respirator (partea hardware şi aplicaţia software);

3. Efectuaţi câteva înregistrări ale activităţii respiratorii normale şi forţate fără a vă mişca corpul sau unul din membrele superioare;

4. Efectuaţi câteva înregistrări ale activităţii respiratorii normale şi forţate mişcându-vă lent corpul. Ce observaţi în înregistrările obţinute? Imaginaţi-vă o metodă de înlăturare a acestor artefacte.

5. Efectuaţi câteva înregistrări ale activităţii respiratorii normale şi forţate mişcându-vă unul din braţe. Ce observaţi în înregistrările obţinute? Imaginaţi-vă o metodă de înlăturare a acestor artefacte.

6. Există deosebiri între artefactele obţinute la punctul 4 şi la punctul 5? Puteţi folosi particularităţile acestor două clase de artefacte pentru a implementa metode specifice de înlăturare a lor?