Claims (2)
Недостатками указанного датчика вл етс то, что из-за выполнени термочувствительного элемента из термистора и принципиальной невоз3 можности обеспечени быстрого изменени температуры всей его массы, а также из-за наличи у термистора изол ционной оболочки из стекла, ухудшакзщий процесс теплопередачи между нагревателем, термистором и потоком крови, не обеспечиваетс не обходима мала теплова инерционность датчика, что не позвол ет изм р ть мгновенные значени скорости кровотока; из-за выполнени датчика без средств, уменьшающих паразитные утечки тепла от термистора ло его токопроводам, не обеспечиваетс изотропность теплового пол термистора при регистрации быстропеременных значений скорости кровотока , что предопредел ет недостаточ ную точность измерений. Цель изобретени - уменьшение тепловой инерционности датчика и повышение точности измерений. Поставленна цель достигаетс тем, что термочувствительный элемен выполнен в виде дифференциальной металлополупроводниковой термопары опорный спай которой снабжен аккумул тором , масса mg которого выбрана из соотношени , где mi - масса полупроводника, выполнен ного в виде стержн с соотношением его длины к диаметру как 20:1. На чертеже приведена принципиаль на схема датчика. Катетерный датчик дл измерени линейной скорости кровотока содержит термочувствительный элемент, выполненный в виде металлополупроводниковой термопары из поликристал ла 1, нап1эимер теллурида висмута, в форме стержн с соотношением его длины к диаметру не менее, чем 20:1, и медные токопровода 2. Термо пара имеет два спа 3 и 4. Спай 3, контактирующий с кровью, ввиду токсичности материалов термопары, покрыт никелем. Непосредственно у спа 3 на поверхности поликристалла 1 расположен нагреватель 5. К нагревателю 5 присоединены токопровод щие провода 6. Небольша часть поликристалла 1 вместе со спаем k помещена в тепловом аккумул торе 7, изготовленным в виде сплошного медного цилиндра со сквозными отверсти ми дл токопроводов 2 и 6 и несквоз ным отверстием под поликристалл 1. Масса теплового аккумул тора 7 долж на превосходить массу поликристалла Ьне менее чем в 8 раз, чтобы обеспечить тепловой дрейф сигнала не более 15 мкВ/мин; Термочувствительный элемент помещен- в катетер 8 и загерметизирован в нем с помощью полиуретана 9, причем спай 3, контактирующий с кровью, остаетс открытым. Конечные размеры датчика определ ютс , в основном, габаритами поликристалла 1 и диаметром катетера . Длина катетерного датчика вместе с токопроводами 2 и 6 не критичны и выбираютс по необходимости , так как датчик вл етс активным устройство с очень малым внутренним сопротивлением, пор дка нескольких долей Ома, и обладает высокой электромагнитной совместимостью. Датчик работает следующим образом . После введени датчика через поверхностно располо5кенные артерию или вену в глубоко лежащий сосуд, поликристалл 1 со спа ми 3 и в течение kO-6Q с приобретает температуру крови, например, . Затем от источника питани со стабилизированным напр жением 1,2 В по токопрово- , дам 6 подводитс электрический ток к нагревателю 5, котдоый повышает температуру спа 3 ДО 38-38,. В результате возникшей на спа х 3 и разницы температур в 1-1,, термопг ра датчика генерирует термо ЭДС, вл ющуюс полезным сигналом. При наличии в сосуде кровотока срай 3 охлаждаетс кровью и величина генерируемого сигнала уменьшаетс по обратно пропорциональной зависимости от скорости кровотока. Иными словами , чем интенсивнее кровоток, тем интенсивнее охлаждение спа 3 термопары и тем меньше величина генерируемого сигнала. Сигнал от датчика по токопроводам 2 передаетс непосредственно на регистратор. Использование принципа работы термопары, заключающегос в нагревании или охлаждении только ее спа , позвол ет получать у датчика заданную частотную характеристику, так как масса спа 3, контактирующего с кровью, весьма мала и необходимые в процессе измерений температурные изменени этого спа происход т с незначительной тепловой инерционностью .Спай Л, наход щийс внутри катетера, выполн ет функцию опорного спа дифференциальной термопары и посто нство его температуры обеспечиваетс как формой поликристалла 1, так и наличием теплового аккумул тора 7, который уменьшает неблагопри тные действи возникающих тепловых флуктуации,, в результате чего повышаетс точность измерений и уменьшаетс до 101 ,5 мкВ/мин тепловой дрейф сигнала. Конструкци датчика и использованные при его изготовлении материалы, контактирующие с кровью, позвол ют осуществл ть стерилизацию датчика как промывкой дезинфецирующими раст ворами, так и в паровых и воздушных стерилизаторах. Датчик работоспособен практически сраёу после его введени в кровенос| ый сосуд, а также в течение длительного времени режиме работы. Ввиду незначительного перегрева спа 3 датчика по отно шению к крови и применени .низковол . ного питани дл нагревател 5 пользование датчика практически безопасно дл пациентов. Благодар указанному выполнению термочувствительного элемента датчи ка, введению в его конструкцию тепл вого аккумул тора, а также использованию высокоэффективного термоэлектрического материала, обеспечиваетс в 5-10 раз,повышение точности измерений быстропеременных значе ний сигнала, в 30-50 раз быстродействие датчика и существенное упрощение схем усилени и регистрации сигнала. Таким образом, изобретение может найти широкое применение в медицинс ком приборостроении в качестве датч ка дл регистрации скоростей движени биожидкостей в организме чело 96 века,и животных, в частности дл регистрации линейной скорости кровотока в кровеносных сосудах как больших , так и малых диаметров, включа сосуды головного мозга, почек и других органов, а также легких и сердца . Простота конструкции датчика, его малые габариты, его невысока стоимость , обеспечение измерени как средних, так и мгновенных значений скорости кровотока с повышенной точностью датчика, его функционирование как активное устройство выгодно отличают предлагаемое устройство от известных . Формула изобретени Катетерный датчик дл измерени линейной скорости кровотока, содержащий катетер, в котором размещен термочувствительный элемент, снабженный нагревателем, о т л и чающийс тем, что, с целью уменьшени тепловой инерционности м повышени точности измерений, термочувствительный элемент выполнен в виде дифференциальной металпополупроводниковой термопары, опорный спай которой снабжен аккумул тором, масса iriix которого выбрана из соотношени , где т масса полупроводника , выполненного в виде стержн с соотношением его длины к диаметру как 20:1. Источники информации, прин тые во внимание при экспертизе 1.Ткаченко Б.И. Методы исследовани кровообращени . Л., Наука, 1976, с.27-30. The disadvantages of this sensor are that, due to the thermosensitive element from the thermistor and the fundamental impossibility of ensuring a quick change in temperature of its entire mass, as well as due to the insulating shell of glass in the thermistor, the heat transfer process between the heater, thermistor and the blood flow does not ensure that the inertia of the sensor is low, which prevents the measurement of the instantaneous values of the blood flow velocity; Because the sensor is made without means that reduces parasitic heat leakage from the thermistor to its conductors, the thermal field of the thermistor is not isotropic when registering rapidly varying values of blood flow velocity, which predetermines insufficient accuracy of measurements. The purpose of the invention is to reduce the thermal inertia of the sensor and improve the measurement accuracy. The goal is achieved by the fact that the thermosensitive element is made in the form of a differential metal-semiconductor thermocouple, the reference junction of which is provided with a battery, the mass mg of which is selected from the relation, where mi is the mass of the semiconductor made in the form of a rod with a ratio of its length to diameter as 20: 1. The drawing shows the principal of the sensor circuit. A catheter sensor for measuring the linear velocity of the blood flow contains a temperature-sensitive element made in the form of a metal-semiconductor thermocouple made of polycrystal 1, the eimeter of bismuth telluride, in the form of a rod with a ratio of its length to diameter not less than 20: 1, and copper conductors 2. Thermo couple has two spa 3 and 4. Spike 3, in contact with blood, due to the toxicity of thermocouple materials, is coated with nickel. Directly at Spa 3, heater 5 is located on the surface of polycrystal 1. Conductor wires 6 are attached to heater 5. A small part of polycrystal 1 together with junction k is placed in a heat accumulator 7 made in the form of a solid copper cylinder with through holes for conductors 2 and 6 and an impermeable hole for polycrystal 1. The mass of the heat accumulator 7 must not exceed the mass of the polycrystal B by less than 8 times to ensure that the thermal drift of the signal does not exceed 15 μV / min; The sensing element is placed in the catheter 8 and sealed in it with polyurethane 9, with the junction 3 in contact with the blood remaining open. The final dimensions of the sensor are determined mainly by the dimensions of polycrystal 1 and the diameter of the catheter. The length of the catheter sensor, along with the conductors 2 and 6, are not critical and are selected as needed, since the sensor is an active device with a very small internal resistance, on the order of a few ohms, and has high electromagnetic compatibility. The sensor works as follows. After inserting the sensor through a superficially located artery or vein into a deep-lying vessel, polycrystal 1 with junction 3 and during kO-6Q s, it acquires blood temperature, for example. Then from a power source with a stabilized voltage of 1.2 V, an electrical current is supplied to the heater 6, which increases the temperature of the spa 3 to 38-38 ,. As a result, a temperature difference of 1–1 ,, arising on the spa x 3 and thermograms of the sensor generates a thermo EMF, which is a useful signal. When there is a blood flow in the blood vessel, Sri 3 is cooled with blood and the magnitude of the generated signal decreases inversely proportional to the blood flow velocity. In other words, the more intense the blood flow, the more intense the cooling of the spa 3 thermocouples and the smaller the magnitude of the generated signal. The signal from the sensor is transmitted through conductors 2 directly to the recorder. Using the principle of operation of a thermocouple, consisting in heating or cooling only its spa, allows obtaining a predetermined frequency response from the sensor, since the mass of spa 3 in contact with blood is very small and the temperature changes required during the measurement process of this spa with little thermal inertia .Spay L inside the catheter performs the function of the reference spa of a differential thermocouple and the constancy of its temperature is provided both by the shape of polycrystal 1 and by the presence of heat. A new accumulator 7, which reduces the adverse effects of the thermal fluctuations that occur, resulting in an increase in the measurement accuracy and a reduction in the thermal drift of the signal to 101.5 µV / min. The design of the sensor and the materials used in its manufacture that come into contact with blood allow the sensor to be sterilized both by washing with disinfectants and in steam and air sterilizers. The sensor is operational almost immediately after its introduction into the bloodstream | vessel, as well as for a long time the mode of operation. Due to the slight overheating of the spa, the 3 sensors are relative to the blood and application. for heater 5, the use of the sensor is practically safe for patients. Due to the specified performance of the sensor element of the sensor, the introduction of a warm battery into its design, as well as the use of a highly efficient thermoelectric material, it is 5-10 times higher, the measurement accuracy of fast-variable signal values, 30-50 times faster sensor performance and a significant simplification of the circuits amplification and signal acquisition. Thus, the invention can be widely used in medical instrumentation as a sensor for recording speeds of movement of biofluids in humans of the 96th century, and animals, in particular, for recording the linear velocity of blood flow in blood vessels of both large and small diameters, including vessels brain, kidney and other organs, as well as the lungs and heart. The simplicity of the sensor design, its small dimensions, its low cost, ensuring measurement of both average and instantaneous values of blood flow velocity with increased sensor accuracy, its functioning as an active device distinguishes the proposed device from the known ones. Claims A catheter sensor for measuring the linear velocity of blood flow, comprising a catheter in which a temperature sensor equipped with a heater is placed, is designed so that, in order to reduce thermal inertia and improve measurement accuracy, the temperature sensor is made in the form of a differential metal semiconductor thermocouple, the reference junction of which is supplied with a battery, the mass iriix of which is chosen from a ratio, where m is the mass of a semiconductor, made in the form of a rod with its ratio lengths to diameter as 20: 1. Sources of information taken into account in the examination 1.Tkachenko BI Methods of investigation of blood circulation. L., Science, 1976, pp.27-30.
2.MIsener А.О. Thernrareslstor |for rate measuring Canad Т. Techn, IV. 32, 195, f 6, t2-47.2.MIsener A.O. Thernrareslstor | for rate measuring Canad T. Techn, IV. 32, 195, f 6, t2-47.