医用测量（精选七篇）
医用测量 篇1
医疗设备的使用一刻也离不开电。用电过程中就存在着用电安全问题,例如大到CT、MRI,小到理疗机、高频电刀等。在临床使用过程中为了防止发生电击事故,国家标准和IEC标准规定了医用电子仪器常用的安全指标,这些指标包括绝缘电阻、漏电流、接地线电阻和接地电阻四个方面。它们的正常运行之一就是其绝缘材料的绝缘程度,即绝缘电阻的数值。绝缘电阻是医疗设备安全运行的一个重要指标,当受热和受潮时,绝缘材料便老化,其绝缘电阻阻值便降低,从而造成电器设备漏电或短路事故的发生。为了避免事故发生,就要求经常测量各种电器设备的绝缘电阻,判断其绝缘程度是否满足设备需要。
普通电阻的测量通常有低电压下测量和高电压下测量两种方式。而绝缘电阻由于一般数值较高(一般为兆欧级)。在低电压下的测量值不能反映在高电压条件下工作的真正绝缘电阻值。所以,我们采用绝缘电阻表测量绝缘电阻,500 V以下的电气设备选用量程为500~1000 V的兆欧表。
1 兆欧表的构造
绝缘电阻表(俗称“兆欧表或摇表”)是测试绝缘电阻应用最为广泛的仪器,它在测量绝缘电阻时本身就有高电压电源,这就是它与测电阻仪表的不同之处。兆欧表主要由作为电源的手摇发电机(或其他直流电源)和作为测量机构的磁电式流比计(双动线圈流比计)组成。测量时,实际上是给被测物加上直流电压,测量其通过的泄漏电流,在表的盘面上读到的是经过换算的绝缘电阻值。兆欧表的接线柱共有三个(图1):一个为“L”,即线端;一个为“E”,即为地端;再一个为“G”,即屏蔽端(也叫保护环)。一般被测绝缘电阻都接在“L”、“E””端之间,但当被测绝缘体表面漏电严重时,必须将被测物的屏蔽环或不须测量的部分与“G”端相连接,这样漏电流就经由屏蔽端“G”直接流回发电机的负端形成回路,而不再流过兆欧表的测量机构(动圈),这样就从根本上消除了表面漏电流的影响。特别应该注意的是测量电缆线芯和外表之间的绝缘电阻时,一定要接好屏蔽端钮“G”,因为当空气湿度大或电缆绝缘表面又不干净时,其表面的漏电流将很大,为防止被测物因漏电而对其内部绝缘测量所造成的影响,一般在电缆外表加一个金属屏蔽环,与兆欧表的“G”端相连。
2 兆欧表的测量原理
兆欧表的测量原理:流比计的可动部分有两个绕向相反且互成一定角度的线圈,且其空气隙中的磁感应强度是不均匀的。线圈1用于产生转动力矩,线圈2用于产生反作用力力矩。被测电阻接在L(线)和E(地)两个端子上,形成了两个回路,一个是电流回路,一个是电压回路。在接入被测电阻Rx后,构成了两条相互并联的支路,当摇动手摇发电机时,两个支路分别通过电流I1和I2。电流回路从电源正端经被测电阻Rx、限流电阻RA、可动线圈1回到电源负端。电压回路从电源正端经限流电阻RV、可动线圈2回到电源负端。由于空气隙中的磁感应强度不均匀,因此两个线圈产生的转矩T1和T2不仅与流过线圈的电流I1、I2有关,还与可动部分的偏转角α有关。限流电阻RA、RV为固定值,在发电机电压不变时,电压回路的电流I2为常数,电流回路电流I1的大小与被测电阻Rx的大小成反比,所以流比计指针的偏转角α能直接反映被测电阻Rx的大小。可以看出考虑到两电流之比与偏转角满足的函数关系,不难得出α=f(Rx),可见,指针的偏转角α仅仅是被测绝缘电阻Rx的函数,电源电压U的波动对转动力矩和反作用力矩的干扰是相同的,而与电源电压没有直接关系。但是如果使用不当,它将给测量带来不必要的误差,我们必须正确使用兆欧表绝缘电阻进行测量。由于其结构和原理比较特殊,加之被测电器种类的繁杂和各自的特殊性,使得如何接线成为绝缘电阻测试工作中的重要一环。
3 兆欧表的使用
3.1 使用方法及注意事项
(1)只能在设备不带电,也没有感应电的情况下测量。
(2)测量前应将摇表进行一次开路和短路试验,检查摇表是否良好。将两连接线开路,摇动手柄,指针应指在“∞”处,再把两连接线短接一下,指针应指在“0”处,符合上述条件者即良好,否则不能使用。
(3)测量绝缘电阻时,一般只用“L”和“E”端,但在测量电缆对地的绝缘电阻或被测设备的漏电流较严重时,就要使用“G”端,并将“G”端接屏蔽层或外壳。这样就使得流经绝缘表面的电流不再经过流比计的测量线圈,而是直接流经G端构成回路,所以,测得的绝缘电阻只是电缆绝缘的体积电阻。
(4)线路接好后,可按顺时针方向转动摇把,摇动的速度应由慢而快,当转速达到每分钟120转左右时(ZC-25型),保持匀速转动,并且要边摇边读数,不能停下来读数。
(5)兆欧表未停止转动之前或被测设备未放电之前,严禁用手触及。测量结束时,对于大电容设备要放电。放电方法是将测量时使用的地线从摇表上取下来与被测设备短接一下即可。
(6)一般最小刻度为1MΩ,测量电阻应大于100kΩ。
(7)禁止在雷电时或高压设备附近测绝缘电阻,摇测过程中,被测设备上不能有人工作。此外要定期校验其准确度。
3.2 兆欧表在医用设备的维修和维护中的应用
兆欧表在医用设备的维修和维护中的应用广泛,主要用于以下两方面:
(1)预防性测试:我们把对设备进行绝缘电阻和导线测试做为其整体预防性维护程序的一部分。导线绝缘层的状况是设备和电气系统总体状况的一个很好的指示。好的预防性维护程序可以在故障造成停工之前检测到并消除故障。必须对失效的绝缘进行维修,以确保系统不会在不适当的时候发生故障。一般而言,所有的系统在长时间工作后,其导线的绝缘层质量都会以可预测的速率退化。通过定期进行绝缘电阻测量,即可避免导线绝缘层故障(或预期寿命)。
(2)日常的维护:通常所有的电气设备都是需要日常的维护的。维护的目的是发现可能存在的故障隐患或微小的故障。早一点发现这些隐患或微小的故障,可以在没有形成损失(停止使用,设备损伤或人身伤害)或损失非常小的事后消除这些隐患或故障。日常维护通常可以分为定期维护和不定期维护,或根据为维护测试的目的分为预防性维护和预测性维护等等。特别对于大型医疗设备,定期的日常维护性的实验,根据时间确定计划,例如每天、每周、每月、每季度。任务包括设备检查、定期检查润滑油、调整设备和更换零件、检查运行设备的电气、水压和机械系统。在全年中对一个或几个设备进行定期维护。不定期维护由维护人员所进行的随机维修包括应急工作和停工检修。预防性维护是为了使设备保持峰值工作状态,将定期维护和不定期维护相结合进行维护;预测性维护则是根据预先确定的容差监测磨损状况和设备特性,预测可能发生的故障。
摘要：本文介绍了兆欧表的结构、工作原理、使用与维护方法。同时简要介绍了医疗设备的安全用电指标,以及绝缘电阻的含义及绝缘电阻在低电压(500V档)下的测量方法。
关键词：绝缘电阻,兆欧表,医疗设备,用电安全
参考文献
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[5]徐俊刚.绝缘电阻在线检测技术研究[D].西安:西安建筑科技大学,2008.
医用测量 篇2
【关键词】医用；X光射线；误差；不确定因素；辐射源；诊断
从上个世纪九十年代开始，X光射线在国内医疗单位得到广泛的应用，并呈现出快速发展的态势，时至今日这一设备已成为国内各等级医疗机构的常见设施，特别是在透视、摄影等治疗领域发挥着无与伦比的优势。但是经过多年的工作实践我们发现，X光射线在给人类医疗事业带来福音的同时，也引发了众多的新问题，其本身对人体有着一定危害，同时做好其测量结果误差检定也越来越被人们关注。这里我们就医用诊断X光射线辐射源测量结果误差的有关影响因素做深入分析，旨在确保医疗工作安全与有效。
1.医用诊断X光射线辐射源概述
医用诊断X光射线辐射源是当今医院诊疗工作中采用最多的成像设备，它在内科诊疗中采用最为广泛。目前，人们为了更好的提高医用诊断X光射线辐射源诊断的安全性、科学性和可靠性，确保医院诊疗工作中摄影、透视等工作都符合国家各项质量指标的要求，减少患者与医护人员诊疗中所承受的辐射现象，对其辐射源进行规范操作势在必行，这也是强化医用诊断X光射线辐射源使用安全的关键，但要想做好这方面工作，正确充分的认识医用诊断X光射线辐射源的内涵与原理不容忽视。
通常来说，医用诊断X光射线辐射源主要指的是以X射线机、加速器、中子发生器以及放射源装置的系统设施，按照用途通常可以将这种机械分为医用射线装置和非医用射线装置，这里我们主要就医用射线装置进行研究，它是将电能转变成为X射线的一套系统装置，它能根据实际需求产生的“量”和“质”随意调节射线光束，从而达到临床诊断、治疗的目的。
医用诊断X光射线辐射源在具体的应用中，是根据X射线的穿透性、感光性以及吸收作用为原理的，简单的来说就是通过X射线穿透患者身体之后，根据患者器官不同结构对X射线进行吸收，从而判断患者身体内部病症的一种机械设备。比如在具体诊疗的过程中，肌肉对X射线的吸收率要远远高于骨髓的吸收，这个时候可以通过感光原理在屏幕或者胶片上产生相应的秃鹰，也就是我们医学上所说的显影与定影。相关医疗人員可以根据这些显影、定影来断定患者的病理，最终有针对的进行治疗。
2.医用诊断X射线辐射源的检定
目前，国内医院诊疗工作中，如果采用X射线进行诊疗，必须要结合目前现行《医用诊断X射线辐射源检定规程》要求，在特定环境、温度以及要求之下进行检定，其中温度要求通常都为10℃～30℃之间，对于环境湿度要求往往都要小于85%，对测量中各种计量的不确定只的限定也要根据动能要求和电压来开展。
2.1检定方法
具体测量的时候，通常都是采用非接入直接测量法进行的，通常都是选用不确定值小于5%的医用诊断X射线进行照射，并且按照规范要求来调整电离室的电压和中心轴，确保电离室电压满足设备使用条件，使中心轴与光束之间形成垂直角度。并且让其间距能够满足各项检测工作的开展需要。
2.2测量结果不确定的检定要求
在进行X射线检测的时候，必须要根据已经检定的剂量计来测定周围环境的温度、空气的湿度等，并且需要对仪器进行一定的修正和处理，如果各项条件都满足设备运行要求，那么则可以直接进行检定，如果周围条件不符，则不能直接进行检定。
3.医用诊断X射线辐射源检定数学模型
在不确定度评定的时候，必须要从测量的精确度上开展工作，如果不确定度评定过大，其测量结果往往都会造成资源的浪费，如果测定的结果过小，则会给设备的使用安全造成一定的威胁。为此，在整个工作中必须要重视检定过程，做好每一个不确定度的检定，以避免重复计量问题的产生。
3.1数学模型
在X射线辐射源检定规程中，对空气比释动能率的测定是建立在定压、定流、定距离的基础上的，否则的话，其测量值就不具有可比性，为此，从医用诊断X射线辐射源的操作上，可以很好地实现对管电压和管电流的调整，而对于电离室与X射线管焦点间的距离则很难进行准确的测定，为此，利用反平方原理，架设在点放射过程中对辐射源不发生吸收或散射的情况下，其距离辐射源一定距离处的辐射量值与其距离的平方成反比。
3.2对测量不确定度的分量分析
对表格中的各不确定度的含义解释如下：表示的是通过对X射线源的空气比释动能的多次测量，求其平均值。对其中的校准因子所表示的不确定度来说，一是从医用诊断X射线辐射源的检定证书中给出的校准因子 ；二是对不同能量的不同响应而引起的不确定度 ；三是为对其的长期稳定性而引起的不确定度的评定值 ，T和P分别代表在进行不确定度检定时，实验室的温度波动值与气压的波动值，需要说明的是，对室内温度进行示值误差计算时的最大偏差为1.5K，对气压在室内的误差值范围为±0.1kPa。
4.对医用诊断X射线辐射源测量值的影响因素的分析
4.1从对X射线的影响因素
从X射线的射线量来看，主要有毫安秒对X射线量之间的正比关系，X射线量与球管电压（kV）的平方成正比，照射量与距离的平方成反比，以及需要通过1～3MMAL的滤过板进行无用低能量射线的吸收，来对患者进行防护。
4.2其他因素的影响
对X射线管电压和电流的变化，如电压的校准及补偿、对毫安电阻的调整和空间电荷的补偿、对限时器中电容的老化引起的加载时间过长以及空气比释动能率的检定、对辐射源输出的X射线的质的影响、X射线的线性性能的变化、对X射线管的焦点的精确调整等，都需要在测定过程中给予充分的重视，以减少其对测量结构的不确定度的影响。
5.结束语
总之，在对医用诊断X光辐射源进行计量和测定时，必须结合X光射线的工作原理和各类影响因素，对其检定中影响不确定度的各分量进行研究和分析，以实现对X射线辐射源的检定要求。 [科]
【参考文献】
[1]尹小玲.医用诊断X光射线辐射源测量结果影响因素分析[J].科技风，2009，（24）.
[2]冯瑶.医用诊断X射线辐射源辐射剂量的不确定度评定及测量过程中焦点位置的确定[J].计量与测试技术，2010，（10）.
医用激光产品的测量及安全分类方法 篇3
关键词：激光产品,表观光源,对向角,AEL(可达发射极限),分类
0.引言
在激光发展的初期,人们就认识到对激光危害进行分类和制定相应的激光安全标准是十分必要的。根据激光对人体的潜在危险程度,激光产品被分成不同的类别,通过标记和说明来警告与激光产品可达辐射有关的各种危害,同时通过保护措施来进行危害的控制,确保激光产品的安全使用。
1.光辐射对人体的作用
1.1光辐射对人眼作用
由于渗透能力的不同,不同光谱范围的光辐射对人眼作用区域不同,下表1列出不同波段光辐射对人眼作用区域。
其中:紫外线波长:UVC<280nm UVB 280nm～320nm UVA 320nm～380nm可见光的波长:380nm～780nm红外线的波长:IRA 780nm～1400nm IRB 1400nm～3000nm IRC 3000nm～0.4mm
高强度的光辐射能造成眼睛的损伤,主要有几种:红外线对眼睛的伤害、紫外线对眼睛的伤害和可见光对眼睛的危害。
1.2光辐射对皮肤的作用
各种波长的光辐射中,对皮肤的穿透性各不相同(见图2),对皮肤产生影响的主要是紫外线。
紫外线对皮肤的损伤主要有几种:皮肤晒黑、灼伤、皮肤的慢性光老化和皮肤肿瘤。
2.激光产品的分类
根据我国执行国标GB 7247.1-2001《激光产品的安全第1部分:设备分类、要求和用户指南》,激光产品可分为下列类别:
1类:
在合理的可预见的工作条件下是安全的激光器。
2类:
发射波长为400nm～700nm可见光的激光器,通常可由包括眨眼反射在内的回避反射提供眼睛保护。
3A类:
用裸眼观察是安全的激光器。对发射波长为400nm～700nm的激光,由包括眨眼反射在内的回避反应提供保护。对于其他波长对裸眼的危害不大于1类激光器。用光学装置(如双目镜、望远镜、显微镜)直接进行3A类的光束内视观察可能是危险的。
3B类:
直接光束内视是危险的激光器。观察漫反射一般是安全的。
4类:
能产生危险的漫反射的激光器。他们可能引起皮肤的灼伤,也可引起火灾。使用这类激光器要特别小心。
激光产品要在综合考虑其出厂后任何时间工作时可接触的全部辐射波长和输出功率的基础上进行分类,并将其划分到相应的最高类上。1类、2类、3A类及3B类AEL分别在标准表1～表4中给出,在表1～表4的注中给出了修正因子的值,它们是波长、发射持续时间、脉冲数量和对向角的函数。
在此,我们有必要理清几个概念,第一,可达发射极限(AEL)指所定类别内允许的最大发射水平;第二,表观光源指在视网膜上可能形成最小影像的实际发光体或虚发光体,这是一个虚拟的量,不能单单以为外观的实际尺寸就是表观光源大小,例如一小光源经过透镜后表观光源大小就不再是小光源的实际尺寸,此时必须连同透镜一起考虑表观光源的大小;第三,对向角指表观光源(包括漫反射)在观察者眼睛或测量点所张的视角,如图3所示。
由以上几个概念之后,我们根据GB7247.1-2001的测量方法来确定对向角的大小,假设表观光源大小为H(单位:mm),人眼位于“最危险观察距离”处,即距离光源100mm的位置,因为这是人眼能够进行适应性调节的最小距离,但这不包含所有可能的危险范围。
因此,由三角关系得出
Tan(a/2)=H/200
故,对向角a=2arcTan(H/200)
对于那些对向角小于amin和大于amax的光源,AEL值与光源的尺寸无关。任何大于amax的角度将被限定在amax,而任何小于amin的角度将被限定为amin。而标准对amin和amax分别规定为1.5mrad和100mrad。当激光波长、发射持续时间、脉冲数量和对向角都知道的情况下,我们也可以得到修正因子的值,从而代入标准表1～表4中得出相应的限值。
3.激光的测量方法
根据标准第8章,测量分为两类:第一,辐射功率或辐射能量;第二,辐照度或辐照量。
第一种情况中对于波长400nm～1400nm内,当a小于或等于1.5mrad时,用50mm圆形光阑来测量,以为100nm为测量距离即可,当a大于1.5mrad时,用7mm圆形光阑来测量,测量孔径距离
标准还给出另外一个测量的方法,再此就不作讨论。
在302.5nm～4000nm范围内其他光源,均用50mm圆形光阑来测量。
对于第二种情况中,照射值根据标准表7列举的与眼里睛相适应的限制孔径,用圆形光阑处加以平均即可。由以上测量方法可以得到激光的实测数据。将实测数据与分类表对应,即可得到相应的激光安全分类。
4.总结
本文根据国标GB7247.1-2001确定可达发射极限(AEL)的计算方法和实际中测量激光的方法,对确定修正因子中对向角概念进行了简要的描述与计算方式,使我们加深对GB7247.1-2001激光安全标准的理解。
参考文献
[1]GB7247.1-2001《激光产品的安全第1部分:设备分类、要求和用户指南》.
[2]黄丹,杜堃,叶中琛.激光产品的辐射安全和分类[J].应用激光,第26卷第4期,2006年8月.
[3]潘秋娟,杨艳,常亮,王懿.400~1400nm脉冲激光辐射人眼安全分析[J].激光与红外,第40卷第8期,2010年8月.
医用测量 篇4
关键词：磁感应,相位差,电导率,梯度线圈,SYPD-1
0 引言
磁感应测量是一种新型非接触、无创测量方法,它是基于涡流电磁检测原理,适用于生物组织内部信息的检测以及工业应用场合。磁感应法测量生物组织采用一种频率的交变电流作用于激励线圈,激励线圈产生的磁场通过生物组织,并在其内产生涡流,此涡流又会产生一个扰动磁场,扰动磁场和原来的主磁场都被检测线圈接收产生电压信号输出。接收线圈接收到的总磁场由于扰动磁场相对于原来的主磁场产生了相位偏移[1,2]。根据Konjenversky[3]和Griffth等[4]的研究理论,此相位偏移θ满足:
式中:k为与被测物体几何尺寸相关的系数;σ为被测目标的电导率;ω为交变电流的角频率[3]。
由于生物组织中细胞构成的种类、细胞排列的方式、细胞间质中电解质浓度以及细胞膜穿透性强弱等的不同,使得不同的生物组织以及不同条件状态下的同一生物组织都呈现出不同的电导率特性。因此,只要能够精确测量出磁场穿过生物组织后的相位变化,就能够获取组织内部的电导率分布情况,进而可以反映其内部生理病理状态以及含水量变化,在脑功能病变,如脑水肿、出血等方面有着重要的研究价值和潜在的应用前景[5]。
在磁感应检测中,主磁场信号比扰动磁场信号大很多。根据激励信号的频率以及线圈的几何结构,主磁场信号的幅度是扰动磁场信号的102~106倍[6]。在工作频率为21.4 MHz时,扰动磁场仅有主磁场产生信号的1%,因此给相位检测带来了很大困难,限制了检测精度。通过调整线圈结构和位置,可以有效抵消主磁场。目前,国内外研究抵消主磁场的方法主要有抵消线圈法、梯度线圈法、线圈垂直排列法等,各有优缺点。本文介绍的测量装置采用梯度线圈法抵消主磁场的影响,梯度线圈法具有结构简单、调整灵活、抵消效果好等优点。
磁感应检测生物组织电导率需要高精度的相位测量。由于生物组织的电导率非常小,通常在0.02~2 S/m的范围内,生物组织受到磁场激励后产生的涡流信号非常微弱,所以该磁场引起的主磁场相位变化也非常微小,这对相位测量提出了较高的要求。有研究表明,如果激励信号频率在10 MHz左右,整个测量系统至少需要0.01°的测量精度[7]。
目前,相位检测方法有硬件电路直接鉴相法、降频锁相放大器法、基于虚拟仪器的软件鉴相以及集成鉴相芯片[8]。硬件电路直接鉴相法测量精度低,存在着相位偏移和相位噪声的问题。降频锁相放大器法采用混频器对测量信号降频,内部频繁的锁定和同步过程使电路结构复杂,系统庞大,调整不灵活,工作在较高频率时相位漂移往往较大。此外,锁相放大器内部合成的参考信号如果与外部参考信号之间不能完全同步则影响测量精度。在磁感应测量中,国内外研究小组经常使用市场上的锁相放大器成品,如美国斯坦福研究室研制的SRS系列高精度锁相放大器,这种锁相放大器在实验室研究中不失为一种好方法,但是不利于小型化。当前随着虚拟仪器的兴起,采用高速采集卡以及Labview软件可以方便地实现数据采集和处理。在Labview中采用FFT变换等鉴相算法是当前数字鉴相的主流,此种方法同样存在系统庞大、成本高昂的缺点。集成鉴相芯片是一种简单经济的相位检测方法,当前集成鉴相芯片种类很少,主要有AD公司生产的AD8302等。AD8302应用于磁感应测量中例子屡见不鲜,但AD8302分辨率只有0.5°,精度较低[9]。
本测量装置采用美国Mini-circuit公司最新推出的无源鉴相芯片SYPD-1,该芯片鉴相精度达到0.03°,且为无源器件,使用简单方便。因此,整个测量装置具有小型化和高精度的特点。
1 测量原理
图1为测量装置原理框图。信号发生器输出2路频率为21.4 MHz的正弦波信号,一路输入激励线圈产生主磁场。2个梯度检测线圈分别放在激励线圈的上下侧,3个线圈同轴,被测物靠近其中一个线圈。2个线圈同名端连接在一起,2个梯度线圈的检测信号输入后方的差动放大器,主磁场被抵消,被测物产生的扰动磁场信号被放大。放大器的输出信号经过滤波以后,送入鉴相器的一个输入端,信号发生器输出的另外一路参考信号送入鉴相器的另外一个输入端。鉴相器可以检测出2路输入信号的相位差(与被测物电导率有关),并转换成与相位差成比例的模拟直流电压信号。此信号经过AD转换以后送入单片机。单片机将数字信号校准处理以后换算成相位差,送给显示模块显示。
2 系统设计
2.1 线圈设计
线圈结构如图2所示。激励线圈和2个梯度线圈都和有机玻璃套筒通过螺纹连接在一起,3个线圈之间的距离可以任意调节。有机玻璃套筒又固定在塑料平台上(如图中白色部分所示),另外一个梯度线圈在塑料平台下(图2中未显示)。线圈采用0.8 mm铜漆包线绕制,激励线圈30匝,梯度检测线圈21匝,所有线圈直径Φ=79 mm。激励信号输入到中间的激励线圈,被测物放在其中一个梯度线圈的上端。2个线圈同名端相连,2个梯度线圈的信号输入到后面的差动放大器。
2.2 差动放大电路
本系统工作频率为21.4 MHz,必须采用高带宽的运算放大器。由于线圈受到的干扰因素很多,必须采用高共模抑制比的放大器,因此选用AD公司生产的高性能运放AD8130。AD8130在增益为1时,带宽为270 MHz,转换率为1 090 V/μs,CMRR为94 d B(最小值),1 MΩ高输入阻抗,差分。AD8130只需要外接2个电阻就可以调节增益,连接电路如图3所示。
2.3 鉴相器
鉴相器是本系统的关键元件,其线性度和灵敏度直接关系到测量精度。本系统选用了美国Mini-circuit公司的SYPD-1型鉴相器(如图4所示)。SYPD-1是一款无源鉴相芯片,可以将2路输入的同频率正弦信号的相位差转换成与之成比例的直流电压输出。SYPD-1的鉴相频段范围为1~100 MHz,2个输入信号的隔离度在40 d B以上,灵敏度为8 m V/(°),直流电压输出范围为-1 000~1 000 m V,直流输出偏差典型值为0.2 m V。SYPD-1要求输入信号功率为7 d Bm(约为1.64 VPP)左右,输入阻抗50Ω。经实验发现,输入信号幅度超过1.64 VPP,输入信号失真,过小导致输出电压范围缩小,分辨率降低。在实验过程中发现,2路输入信号的幅度必须一致,否则会造成误差。
2.4 模数转换电路和单片机连接电路
SYPD-1鉴相电路中AD转换器的选择也很重要,如果AD分辨率低于SYPD-1的分辨率,那么整个电路的分辨率反而降低。SYPD-1的输出偏差典型值为0.2 m V,输出范围为-1 000~1 000 m V,由此可计算出分辨率为2 000/0.2=10 000,所以必须选择大于12位的AD。本测量电路使用的AD公司生产的AD7705。AD7705是16位分辨率的A/D转换器,2通道全差分模拟输入,使用+5 V单电源,主要应用于低频测量。它利用了∑-Δ转换技术实现了16位无G失代码性能,三线数字接口,可以通过串行输入接口由软件配置芯片的增益值、输入信号极性和数据更新速率,非常灵活方便,具有自校准和系统校准功能,能够消除器件本身和系统的增益以及偏移误差[10,11]。
单片机使用了宏晶单片机STC89C51RC+,兼容传统51系列单片机。AD与单片机连接电路如图5所示。单片机通过DIN、DOUT、SCLK 3条线与AD7705串行通信,用于设置AD7705内部寄存器等,并读取其转换的16位数据。RE-SET7705用于上电复位AD7705,DRDY连接到AD7705输出的转换完成信号,AD7705每转换完成1次,就会输出1个触发信号,此触发信号会触发单片机中断,单片机在中断服务程序中读取转换数据。DINLED、LOADLED、CLKLED分别连接到显示模块的数据线,控制显示模块显示相位差数据。
3 实验结果
3.1 线性度测试
为了测量系统的线性度,在系统处于无待测物状态下,将信号发生器输出的相位差为40°(抵消系统相位偏差)、频率为21.4 MHz的2路正弦信号输入到测量装置。每次将信号源的相位差调整增加1°,直到50°。对于每一个信号源相位差,使用本测量装置测量10次,并计算平均值。最后得到的线性度曲线如图6所示。
3.2 电导率分辨能力测试
分别配置3种200 m L Na Cl溶液,电导率分别为0.5、1.3、7.8 S/m,分别模拟不同的生物组织。使用本测量装置测量3种Na Cl溶液产生的相位差。测量时,将装有待测溶液的烧杯放置于某一梯度线圈的上部,并同轴,每次保持位置不变。对于每种溶液测量10次相位差,并计算平均值,测量结果如图7所示。按照电导率从小到大,3种Na Cl溶液产生的相位差依次为0.768 81°、0.869 03°、0.886 61°。
4 讨论
从实验结果来看,本文建立的磁感应测量系统的线性度非常好,对不同溶液的电导率有一定的分辨能力。但是在实验中也存在一些问题:(1)电导率分辨率不高,对于生物组织的较小电导率范围为0.02~2 S/m,分辨能力不足;(2)系统整体漂移较大,在实验中经过测试,系统在1 h内的相位差漂移为0.047°。
造成这些问题的原因主要是:(1)线圈没有找到主磁场抵消最大的相互距离,主磁场没有完全抵消,以后还要继续调整;(2)差动电路与线圈之间较远,之间的连线较长,信号衰减较大,受到的干扰较大。下一步工作将优化鉴相器与AD的电路设计,采用4层板,使AD7705受到的干扰最小,这样才能达到较高的精度,经过改造后磁感应测量装置性能将会得到很大提升。
参考文献
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医用测量 篇5
随着国内肿瘤发病率上升,越来越多的医院面临着肿瘤治疗的问题。医用直线加速器是肿瘤放射治疗的必备仪器,在应用加速器的同时,加速器的辐射剂量问题也是日益突出。因此,预防辐射对人体的伤害和对环境的污染等问题受到广泛关注。辐射剂量测量仪以测量吸收剂量为主,辅以加速器其他方面的监测工作,进而控制了放射治疗过程中诸项问题的产生。目前,国内加速器辐射剂量测量仪的研制采用了多种探测方法,主要有3种类型,见图1。常用的辐射测量探测元件有电离室探测器,G-M计数探测器,半导体探测器和热释光探测器[1,2],本文对4种探测元件从工作原理、功能特性、优缺点、现状与发展等方面进行分析比较。
1 辐射剂量测量仪的基础理论
1.1 辐射剂量测量仪基本原理对比(表1)
1.2 辐射剂量测量仪优缺点对比(表2)
1.3 辐射剂量测量仪影响因子对比(表3)
2 国内、外辐射剂量测量仪的现状与发展
2.1 电离室探测器的现状与发展
电离室探测器广泛地应用于辐射加工、放射治疗、个人防护和环境监测等领域的剂量测量,特别是在放射治疗中,准确的剂量测量是放射治疗质量保证的重要手段。2000年杨震,崔宏建[3]介绍了仿FARMER电离室剂量仪的构造原理及使用中应注意的事项。2003年陈靖等[4]研制出一种由计算机硬件资源、模块化仪器硬件和用于数据分析、过程通讯及图形用户界面软件组成的新型电离室剂量计,实现了使用方便、性能稳定、可靠性高、适用范围广泛的目标。2005年沈春花[5]通过不同型号的诊断X射线剂量检测方法,比较分析了电离室与半导体技术的辐射剂量的探测,得出美国生产的RADCAL-9095新增加了管电流及非介入式mAs的测量。有利于诊断X射线辐射品质的进一步提高,代表了目前X射线剂量探测技术的发展方向。2008年蒋艳君等[6]学者采用Farmer剂量仪进行加速器输出剂量稳定性的监测,结果表明Farmer剂量仪是全身照射中输出剂量稳定性监测的有力工具。2009年王小平等[7]采4种不同电离室探测器,按IAEA TRS398和TRS227号报告进行测量分析得出,采用不同的计量仪和不同的测量规程得到的结果基本相同,且测量误差复合国标要求。
2.2 G-M计数探测器的现状与发展
1928年,盖革和弥勒发明了盖革计数管即:盖革-弥勒计数管缩写为G-M计数管。盖革计数管可用来检测各种物质和周围环境的放射性,甚至可以勘探到铀矿样品,盖革计数管还可以检测到地下的氡。把G-M计数管做成一种高精度的探测器,如G-M计数探测器是智能型袖珍仪器,它采用最新的功能较强的单片机技术[8]制作而成,主要用来监测X射线和γ射线等[9],能够及时提醒工作人员注意安全[10]。岳清宇等[11]介绍并分析了G-M计数管适用于环境γ辐射连续监测的特点和存在的主要问题,讨论了G-M计数管用于环境连续监测的许多可取之处,并进一步研究改进和发展。2009年石会路[12]等学者采用盖革—弥勒计数管研制出一种基于单片机设计的小型高灵敏度γ剂量率监测仪,研究表明该仪器本灵敏度高、稳定性好,不仅可以准确记录γ射线剂量和及时报警,而且能够实现辐射防护最优化目标。同年王俊华等[13]统以89S51单片机为核心,研制出一种具有自动检测、自动分类、自动显示、多种声响提示和故障自动诊断等功能的微型检测仪器,且该仪器能够有效地防止辐射对人产生的伤害。
2.3 半导体探测器的现状与发展
2001年赵士安及欧向明等[14]研制出一种可提供剂量测量(0.001~9999mGy),剂量率测量(0.001~9999mGy/s)和曝光时间测量(0.001~9999s)的RD298智能型放射诊断X射线剂量仪。2004年赵士安及欧向明[15]对RD-98半导体探测器采用与标准电离室比对的方法进行剂量学性能研究。结果表明,RD-98半导体探测器的能量响应好于5%,具有卓越的辐射响应线性和抗冲击等特性,符合IEC作为诊断X射线剂量仪探测器的剂量学要求。2005年徐建一等[16]介绍了最新研制的TQ-2000型多通道剂量仪,研究表明它与体模配套使用,能够满足全身照射(TBI)测量和剂量分布(IMRT)测量的要求。2005年欧向明等[17]通过对RD298智能型诊断X射线剂量仪、瑞典的RTI Solidose R2400、德国的PTWDIADOS诊断X射线剂量仪以及美国的Radcal-9010的能量响应特性进行比较分析得出国产的RD298诊断剂量仪与进口剂量仪能量响应性能均符合IEC要求,且半导体探测器的能响特性与电离室剂量仪没有差别,进而推断出半导体探测器剂量仪替代电离室诊断X射线剂量仪的发展趋势。2006年吴爱东等[18]通过对P2型电子束半导体探测器在不同的电子束照射条件下的实际剂量测量,定量地评估了不同照射条件下电子束半导体探测器的剂量特性及其对电子束均匀照射野扰动的影响。研究表明半导体探头作为电子束的实时剂量验证不宜多次使用,因为探头的扰动效应和阴影效应影响电子束射野表浅部深度的剂量分布,最终影响肿瘤的治疗疗效。2008年蒋艳君等[6]采用X线全身照射用多通道半导体剂量仪对23例患者进行实时剂量监测,结果表明多通道半导体剂量仪适合用于全身放射治疗患者体表的实时剂量监测。
2.4 热释光探测器的现状与发展
热释光探测器广泛应用于辐射防护、放射医学、放射生物学、地质学、考古学和环境保护等领域。个人计量检测(TLD),用于放射性工作人员的个人剂量监测等方面,也获得了广泛的应用。但是,个人剂量监测技术的发展经过胶片和热释光现已发展到了探侧材料采用的是Al2O3:C晶体的光致发光技术[19]。1999年赵建兴等[20]改进了RGD3型热释光剂量仪,在标准光源稳定性、数据分散性以及发光曲线测读效果等方面都有了较明显的改善和提高。2004年马永忠等[21]使用RTS-200二维扫描水箱、ELEKTA Precise医用电子直线加速器及RGD-3B热释光剂量测量仪等设备进行了GR-200A热释光探测器对电子线剂量测量的最佳条件的研究,结果表明,GR-200A热释光探测器可初步实现放射治疗剂量和个人剂量当量的测量,在医用高能电子线剂量测量中有一定的实用价值。2004年李宝廷等[22]对热释光剂量计和热释光磷光体的能量响应、线性范围等十几项技术指标进行了叙述并对使用方法作了详细介绍,结果表明正确的使用和进一步的开发热释光剂量计可以使其发挥更大的作用。2005年田崇彬等学者使用LiF(Mg,Cu,P)玻管探测器,检测了X射线诊断受检者的体表剂量。研究指出热释光测量将应用于放疗、核医学、以及介入治疗等各种医疗照射之中[23]。2010年杨琳及周睿东[24]探讨了热释光剂量测量的质量控制,研究表明热释光测量系统和探测器的稳定性、热释光探测器的分散性、测量系统刻度因子等直接影响到测量结果的准确性。因此在开展热释光剂量测量时要严格控制这些因素对测量结果的影响。2011年赵建兴等[25]研制出了RGD6型热释光仪,在功能设计、测量灵敏度及数据分散性等方面均能满足热释光测量的性能要求。
3 展望
我国医用加速器辐射剂量测量仪的开发与利用具有广阔的前景,目前的辐射剂量仪无论从指标上还是功能上都需要进一步提高,我们需要提高辐射剂量仪的检测电路的精度,能够实现真实的反应测量值,还可以提高辐射剂量仪的功能特性,不仅是单一的测量,还可以更加智能化,如存储测量的数据,建立数据库,用曲线显示测量的数据,与电脑联机,进行遥控技术和打印等。辐射测量仪不仅可以测量加速器的辐射剂量也可以用与其他的领域,如个人辐射的防护及工作在一些辐射场合的人员,还可以用于探测矿物、石油、天然气、稀有元素以及检查管道泄露等很多领域,新型剂量测量仪仍具有较大的研发空间,我们还需要对剂量仪进一步的探究,从而促进我国剂量测量仪的蓬勃发展。
摘要：医用加速器是放射治疗肿瘤的主要仪器,其输出剂量的准确性对临床治疗肿瘤具有重要意义。本文分析比较几种国内常用的医用加速器的辐射剂量测量仪,论述了不同辐射剂量测量仪的工作原理、功能特性及优缺点,不同辐射剂量测量仪的综合应用与研究进展,为放疗基础和临床治疗的安全准确性提供了理论依据。
医用测量 篇6
1 仪器与方法
1.1 仪器 Barracuda X射线机多功能质量检测装置(瑞典奥利科):
Barracuda主机(BCI-07120075)、10 cm CT长杆电离室(S/N:DCT10-1436)、蓝牙遥测探头及固化软件。
1.2 测量方法
将头部或腹部模体置于射线照射野中心,将CT长杆电离室与主机相连,蓝牙安装在主机上并与掌上电脑无线对接,选取头部或腹部扫描条件,将电离室依次放入模体各孔中,记录电压、毫安秒、层厚、层数,记录掌上电脑计数(mGycm)。通过校准因子换算成CTDI值(mGy)。
2 测量不确定度评定
2.1 数学模型
依据检定规程,建立数学模型:
CTDIw=k·A·F2·Ks·Kt,p·d-1
式中:k:剂量仪校准因子;A=掌上电脑计数(mGycm);F2:空气中吸收剂量转换成为模体的吸收剂量的转换因子,值为0.88;Ks:层厚修正因子,10 cm电离室值为1;Kt,p:空气密度修正因子;d:扫描所用层厚(cm)。
2.2 不确定度分量来源
根据数学模型,医用CT剂量指数量值的测量相对合成标准不确定度来源主要为测量数据不准确引起的不确定度,校准因子引起的不确定度和测量距离不准确引起的不确定度,即合成不确定度:
uc=[u2(k)+u2(A)+u2(KTP)+u2(d)]1/2
2.3 校准因子的相对标准不确定度u(k)
校准因子的相对标准不确定度包括校准因子定值引入的标准不确定度u(k1)和校准因子不稳定性引入的标准不确定度u(k2)。检定证书给出的校准因子的扩展不确定度为5.0%,正态分布,B类,k=3,由此得到:u(k1)=5.0%/3=1.67%,v(k1)→∞。根据检定规程,剂量仪年变化不超过1%,正态分布,B类,包含因子取undefined,则undefined。则u(k)=[(1.67%)2+(0.58%)2]1/2=1.77%,估计并查表得自由度v(k)=50。
2.4 测量值A的相对标准不确定度u(A)
测量数据不准确引起的不确定度由系统误差引起的不确定度、测量数据的离散性引起的不确定度等引起。从Barracuda X 射线机多功能质量检测装置说明书中可知,电离室DCT10,在温度18～23 ℃,湿度50%条件下,基于测量15次,95%可置信水平,不排除与均值的离散性,0.01～10 Gycm量程,不确定度为±5%。正态分布,A类,k=2,则u(A)=5%/2=2.50%,自由度v(M)=14。
2.5 层厚偏差引起的相对标准不确定度u(d)
根据检定规程,层厚为1 cm时,层厚引入的误差不超过±10%,即0.02 cm,均匀分布,B类,包含因子取undefined,则相对不确定度undefined。
2.6 其他不确定度分量u(KTP)
由于工作温度、气压变化不大,为简化计算,对不足最大不确定度分量1/3的那些不确定度分量忽略不计[5],因此,温度、气压等因素可能引起的不确定度分量可忽略不计。
3 结果
根据JJF 1059-1999要求[6],利用Barracuda系统测量CT剂量指数,汇总不确定度分量,见表1。
在置信概率95%,k=2,相对扩展不确定度u95=[(2.50%)2+(1.77%)2+(1.15%)2]1/2=3.27%,则本实验室利用Barracuda系统测量CT剂量指数量值相对扩展不确定度为6.5%。
4 讨论
利用Barracuda系统测量CT剂量指数,测量不确定度主要受测量系统不确定度、校准因子、层厚偏差等分量的影响,在置信概率95%,k=2,相对扩展不确定度为6.5%。该相对扩展不确定度评定模式适用于利用Barracuda系统测量CTDIw量值的不确定度评定。
X射线计算机断层摄影CT剂量参数,必须保证受检者接受的剂量尽可能被有效地利用,并在安全范围内[7]。在对CT装置进行剂量参数比对时,单纯的剂量分布因子反映的是一个CT系统患者剂量效益的一部分,最大剂量的数值反映不了剂量分布的差别。单次扫描剂量描述方法用CT剂量指数(CTDI)描述更为贴切,CTDI是长度剂量乘积除以断层厚度的商,加权CT剂量指数(CTDIw)把中心点和边缘点两个参数合并为1个参数,成为CT放射卫生防护标准[8]、影像质量保证检测规范[9]和检定规程[2,3]都关注的重要指标。因此,进行CTDIw测量影响因子的分析和不确定度评定,对于保证CTDIw测量的准确性,保护受检者的健康安全和促进放射诊疗的健康发展有深远的意义。
摘要：目的 为保证医用CT剂量指数量值的准确性,评定其不确定度。方法 建立Barracuda系统10 cm长杆电离室测量CT剂量指数数学模型,分析不确定度来源,通过计算给出不确定度。结果 相对扩展不确定度为6.5%。结论 利用Bar-racuda系统测量医用CT剂量指数量值不确定度主要受测量系统不确定度、校准因子、层厚偏差等分量的影响。
关键词：Barracuda、医用CT,剂量指数,测量不确定度
参考文献
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医用测量 篇7
关键词：PLC,脉冲计数,数字量输入模块,响应时间,扫描周期
0 引言
CMX6是一台国内自主研发的高性能6MHz医用电子直线加速器, 其采用了PLC作为加速器的主控制器, 用以完成加速器各种运行状态和参数信号的测量与运行过程控制, 其中包括一些重要的脉冲计数信号的测量。在医用电子直线加速器的控制设计中, 剂量信号、位置信号、速度值或流量值等过程控制变量可能是以序列脉冲信号的形式给出, 通过对这些脉冲信号的计数测量, 并配合相应的PLC程序处理对采集到的计数值进行换算, 就可以获得这些过程控制变量的测量值。
1 PLC 的脉冲计数测量方法
商用PLC产品的I/O模块配置齐全, 一般均包含有专用的脉冲信号输入模块。但一般脉冲信号输入模块的价格较高, 在对频率较低的脉冲信号进行计数时, 如果能使用数字量输入模块 ( DI模块) 代替脉冲信号计数模块来测量脉冲信号, 则可以节约硬件成本, 并精简了PLC的模块组成, 通常一个DI模块可提供多达32路甚至64路输入, 而专用脉冲计数模块则只提供至多4路输入。系统设计中需要考虑的问题是DI模块测量脉冲信号的最小脉冲宽度和最大频率范围受限, 可测信号范围取决于输入模块的响应时间和程序扫描时间等PLC性能参数和用户程序规模。我们以日本横河电气公司FA - M3系列PLC为例, 分别讨论脉冲输入模块和DI模块用于脉冲信号计数测量的实现。
2 脉冲信号输入模块
横河电气 公司的FA - M3系列PLC可选用型 号为F3XS04的脉冲信号输入模块来进行计数测量。F3XS04模块内置4路独立的16位计数器, 可同时对4路脉冲信号进行计数, 计数频率范围是0 ~ 20KHz, 要求被测信号的脉宽大于10μS[1]。
F3XS04模块独立于用户程序工作, 计数过程不需要占用CPU处理时间, 因此也不受PLC程序扫描时间的限制, 只需要通过相关指令, 写入模块的寄存器值来控制模块的工作。
PLC产品中的此类专用模块具有功能完善、性能好等特点, 用于普通的脉冲计数测量完全可以胜任, 但其劣势在于单模块的通道数量少、模块成本高。
3 采用常规 DI 模块进行脉冲计数测量
采用常规DI模块进行脉冲计数测量的原理是通过PLC的周期性程序执行循环, 精确测量与记录在测量期间DI输入信号的状态切换次数。此方法的使用必须满足一个条件:脉冲信号的宽度和脉冲间隔必须大于程序扫描周期, 也就是说可测信号的最小周期是程序扫描周期的两倍。
输入信号的上升沿和下降沿特性对测量精度也有一定影响。一个完整的脉冲信号包括脉冲宽度和脉冲间隔, 要想测量脉冲信号, 就必须完整地测量出和[2]。PLC的DI模块测量信号有一个滞后过程, 在测量脉冲信号时, 有一个上升沿和下降沿的滞后时间。
因此, 需要考虑DI模块的响应速度对测量的影响, 其原理如图1所示, 和是DI模块对脉冲信号的滞后时间。由于存在滞后, 要完整测量脉冲信号必须满足以下条件:
(1) 脉冲宽度;
(2) 脉冲周期;
(3) 脉冲间隔。
对于我们所采用的横河电气公司的FA - M3系列PLC产品, 其常规DI模块的输 入信号响 应时间在 分0μS、62. 5μS、250μS、1ms、16ms五档可调, 当响应时间设定在0μS时, 输入信号的采样滞后时间相对于PLC程序毫秒级的扫描时长来说可忽略不计, 即T1、T3远小于被测信号的脉宽和周期, 此时对可测脉冲计数信号的脉宽 /频率限制只需要考虑程序的扫描周期。
PLC的运行程序采用循环扫描的工作方式, 系统工作任务及应用程序都是以循环扫描的方式完成。PLC周而复始地执行一系列任务, 这些任务每次自始至终地执行一遍, CPU就经历了一个扫描周期, 通常在一个扫描周期内, 执行指令的时间占了绝大部分, 因此, 扫描周期的长短主要取于程序的长短, 即用户程序完成的时间。由于每一个扫描周期只进行一次I/O刷新, 因此PLC系统存在输入、输出滞后, 但对于脉冲计数测量来说, 滞后不影响测量精度。
综上所述, 为了使脉冲信号能够响应到I/O映像寄存器中并被程序采集到每一次信号状态变换, 必须保证脉冲信号发生变化后的保持时间大于PLC扫描周期, 也就是脉冲的宽度和脉冲间隔时间必须大于一个扫描周期, 即可测信号最小周期为程序扫描周期的2倍。
若选用横河FA - M3系列的F3SP71作为CPU, 对于一套包含4个32点DI模块和4个32点DO模块、执行程序为60K步的LD和OUT指令组成的PLC系统, 其典型的扫描时间为0. 3ms[3], 其可测的脉冲计数信号的最小周期为0. 6ms, 可推算得该PLC系统可测量频率低于1. 667KHz的脉冲信号。
4 采用高速 DI 模块进行脉冲计数测量
以上分析的是常规DI模块测量脉冲计数信号的情况。实际的脉冲信号很可能不是占空比50% 的方波信号, 更常见的脉冲信号是脉冲宽度较窄、周期较长的低占空比信号 ( 高占空比信号可通过反相器转换) , 此时若采用常规DI模块进行脉冲计数测量, 则因受限于脉冲宽度必须大于程序扫描周期的特性, 可测信号范围大大缩小。
对于此类窄脉冲信号, 我们可采用带采样保持的高速DI模块进行脉冲计数测量。如FA - M3系列中的F3XH04高速DI模块, 可捕捉最小50μS脉宽的输入信号。采用F3XH04进行脉冲计数测量, 程序处理还可选择中断的方式, 此刻对输入信号的限制是其信号周期必须大于0. 5ms, 也就是说中断方式可以测量频率低于2KHz的脉冲信号。由于过于频繁的中断可能会影响主程序的处理, 所以在实际应用设计中, 还需要考虑这个因素, 来确定实际可测量的脉冲输入信号的最高频率[4]。
5 总结
通过上述分析可知, FA - M3系列PLC的专用脉冲输入模块和DI模块均可用于脉冲信号的计数测量, 对于采用高速DI模块的方案在软件处理上还有循环扫描处理和中断处理两种不同的选择, 在具体的应用设计中可根据信号的特性选择测量方案。脉冲信号计数模块内置硬件计数器, 工作不受PLC扫描过程的影响, 可计数较高频率的脉冲信号, 其缺点是模块价格高、单模块通道数量少。DI模块受PLC系统扫描时间和模块性能参数的限制, 对待测脉冲信号的频率和脉冲宽度都有要求, 不能做到像脉冲计数模块那样可以测量高频率的脉冲, 但DI模块成本低、集成度高, 在频率要求不高的情况下, 可优先考虑采用。本文讨论的具体参数结果针对FA - M3系列PLC, 但这些原理分析与方法基于常见的PLC硬件基础, 因此可推广至其他PLC产品的应用设计中。
参考文献
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