УСТРОЙСТВО ИЗМЕРЕНИЯ ПРОВОДИМОСТИ И ИМПЕДАНСА РАСТВОРОВ ЭЛЕКТРОЛИТОВ И БИОЛОГИЧЕСКИХ ЖИДКОСТЕЙ Российский патент 2021 года по МПК A61B5/00 

Изобретение относится к области физикохимии растворов электролитов, биологических жидкостей и гальванических источников электрического тока и предназначено для измерения проводящих свойств электролитов и биологических жидкостей, определения частотных зависимостей их импедансов, а также для изучения подвижности, массового состава энергии десольватации ионов в растворах электролитов и биологических жидкостях.

Известно устройство измерения проводимости и импеданса растворов электролитов и биологических жидкостей, содержащее два электрода, между которыми размещается раствор электролита, емкость для раствора электролита, источник постоянного напряжения, измеритель тока и измеритель напряжения электродов [Антропов Л.И. Теоретическая электрохимия. / Учебник для студ. хим. и химико-техн.спец. вузов /. М., "Высш.школа",1975. 568 с.; Фрумкин А.Н. Сб. Основные вопросы современной электрохимии. М.: Мир, 1965. С.302 -330; Делахей П. Двойной слой и кинетика электродных процессов. / Пер. с англ. под ред. акад. А.Н.Фрумкина. М.: Мир, 1967. 351 с.].

Известное устройство работает по принципу пропускания переменного тока заданной величины через раствор электролита в гальваническом элементе и определения падения напряжения между электродами. По величине падения напряжения и тока определяют импеданс раствора и судят о концентрации ионов в электролите.

Недостатком известного устройства является низкая чувствительность к изменениям состояния ионов, в том числе сольватов в растворах электролитов. Она обусловлена сложностью и низкой чувствительностью измерения переменных токов в сумме с большими постоянными составляющими, отсутствием в известном устройстве средств выделения переменных сигналов на фоне больших шумовых переменных сигналов.

Техническое решение направлено на повышение чувствительности устройства определения проводимости растворов электролитов по постоянному и переменному току и расширение его функциональных возможностей.

Техническое решение достигается тем, что устройство измерения проводимости и импеданса растворов электролитов и биологических жидкостей, содержащее два электрода, между которыми размещается раствор электролита или биологическая жидкость, емкость для раствора электролита или биологической жидкости, источник постоянного напряжения, измеритель тока и измеритель напряжения электродов, при этом дополнительно содержит генератор переменного напряжения низкой и инфранизкой изменяемой частоты, генератор переменного напряжения высокой частоты, резистор измерительный, соединенные последовательно с измерителем тока, источником постоянного напряжения и с электродами, измерительный трансформатор переменного тока, соединенный первичной обмоткой к измерительному резистору, конденсатор, соединенный к выводам вторичной обмотки трансформатора, узкополосный высокочастотный предусилитель, соединенный входом со вторичной обмоткой трансформатора, синхронный детектор, соединенный измерительным входом с выходом узкополосного предусилителя, усилитель постоянного тока, соединенный входом к выходу синхронного детектора, двухкоординатный регистратор тока от времени, соединенный к выходу усилителя постоянного тока, фазовращатель с измерителем фазы напряжения, соединенный входом к выходу генератора высокой частоты, а выходом с управляющим входом синхронного детектора.

На фиг. 1 приведена функциональная схема устройства измерения проводимости и импеданса растворов электролитов и биологических жидкостей (далее – «устройство»).

Устройство содержит два электрода (1,2), которые помещаются в раствор электролита или биологическую жидкость (3). Раствор электролита или биологической жидкости (3) размещается в корпусе (4) из материала, физико-химически пассивного к раствору электролита или биологической жидкости (3). К электродам (1 и 2) присоединен измеритель напряжения (5) и последовательная цепь, содержащая измеритель тока (6), источник постоянного напряжения (7), генератор переменного напряжения низкой и инфранизкой (ниже звуковой) частоты (8) (диапазон частот 20 кГц – 0.1 Гц), генератор переменного напряжения высокой частоты (9) (единицы – сотни кГц) и резистор измерительный R_изм (15). Источник напряжения (7) и генераторы (8) и (9) в своем составе содержат измеритель напряжения и измеритель тока для измерения соответствующих характеристик этого источника. В генераторе (9) высокочастотного переменного напряжения имеется мили(микро)вольтметр. Величина высокочастотного тока измеряется с помощью синхронного детектора (9) и усилителя постоянного тока 10.

Устройство содержит измерительный трансформатор Тр (17), выводы первичной обмотки которого соединены к концам измерительного резистора R_изм (15), конденсатор С_рез (16), соединенный к выводам вторичной обмотки трансформатора (17),соответствующий резонансной частоте генератора (9) в контуре со вторичной обмоткой трансформатора (17). Устройство содержит узкополосный высокочастотный предусилитель (11), соединенный входом к вторичной обмотке (с вторичной обмоткой) трансформатора (17), синхронный детектор (12), измерительный вход которого соединен с выходом предусилителя (11), усилитель постоянного тока (13), соединенный входом к выходу синхронного детектора (12), двухкоординатный регистратор (14), соединенный к выходу (с выходом) усилителя постоянного тока (13) и фазовращатель (8) с измерителем фазы напряжения переменного тока, соединенный с выходом высокочастотного генератора (9) и управляющим входом синхронного детектора (12).

Величина постоянного напряжения источника (7), регулируемая по величине, изменяется в пределах трехкратных значений напряжения гальванических пар при разных материалах электродов. При электродах из одинакового материала величина постоянного напряжения определяется возможностью манипуляций состоянием двойных слоев, то есть напряжение должно превышать потенциалы двойных слоев электродов в 2-3 раза. Так как величина суммарного потенциала двойных слоев имеет наибольшее значение для гальванической пары Pb-PbO, равное 2 эВ, то разность потенциалов для управления состоянием двойных приэлектродных слоев может быть не более 4 эВ. Поэтому примем максимальную величину напряжения источника переменного низкочастотного напряжения равным 10 В. Такую же величину должно иметь действующее значение напряжения переменного тока генератора (8). Диапазон низких и инфранизких частот генератора выбран для совмещения с собственной частотой колебаний ионов и ионных кластеров в электролитах или биологических жидкостях с учетом их подвижностей и масс.

Высокочастотное напряжение генератора (9) предназначено для модуляции измеряемых сигналов и генерации высокочастотного сигнала, пропорционального скорости изменения величины сигнала. Такая процедура позволяет измерять производную исследуемого сигнала, то есть очень малые изменения на фоне очень больших сигналов. Величина высокочастотного переменного напряжения на три-четыре порядка меньше величины низкочастотного напряжения и должна составлять порядка сотен микровольт и не более десятков милливольт. Нижний предел ограничивается шумовыми характеристиками измерительных элементов: резистора, трансформатора, конденсатора и входного транзистора синхронного детектора. Частота высокочастотного сигнала генератора составляет единицы - сотни килогерц. Период колебаний должен быть на порядки меньше времени изменения точки измерения.

Устройство работает следующим образом:

В раствор электролита или в биологическую жидкость (3), залитого в корпус (4), погружаются два электрода из одинакового материала. Они характеризуются отсутствием между ними гальванического напряжения. При подаче на электроды (1) и (2) постоянного напряжения от источника (7) постоянного напряжения величина напряжения и тока измеряются с помощью измерителей (5) и (6) соответственно. Величина проводимости определяется по формуле g_пост = I_пост / U_пост, где I – ток в цепи, U – напряжение между электродами с учетом измерительного резистора R_изм. Проводимость по постоянному току обусловлена установившейся скоростью перемещения ионов в растворе электролита или биологической жидкости в направлении действия электрического поля. величина плотности тока определяется формулой j = e n v, где e – заряд электрона; n – концентрация ионов в растворе электролита или биологической жидкости; v – скорость перемещения ионов поперек электрического поля в электролите или биологической жидкости. В большинстве случаев в электролите или биологической жидкости содержится два типа ионов с равными концентрациями вследствие диссоциации молекул, обладающих разным составом атомов, разными сечениями взаимодействия с раствором, а соответственно, разными подвижностями μ и скоростями v_пост. Поэтому при однозарядных ионах величина тока определяется как

j_пост = e ^– n ^– v_пост ^– + e ⁺ n ⁺ v_пост ⁺, (1)

где e ^– n ^– v_пост ^– + e ⁺ n ⁺ v_пост ⁺,

Скорость перемещения иона в одинаковых внешних условиях раствора определяется кратностью заряда иона, количеством атомов в ионе и конфигурацией компоновки ионного кластера при одном и том же количестве атомов. К количеству атомов относятся и атомы молекул сольватной оболочки, состав и конфигурация которой, в свою очередь, зависит от скорости перемещения иона. На отмеченные факторы влияют состав, концентрация и температура раствора электролита или биологической жидкости. Наиболее устойчивыми в растворе является в сравнении с многозарядными ионами однозарядные ионные состояния, состоящие в большинстве случаев, из иона металла в соединении с металлоидными атомами ионно-ковалентными и обменно-корреляционными связями. При наличии сольватной оболочки одно ионно-кластерное образование можно разделить на две составляющие – многоатомный ион и сольватная оболочка с одной или двумя координационными сферами.

Резким отличием между ними, ионом и оболочкой является разная энергия связи атомов в них. Энергия в ионных молекулах независимо от физико-химической формы связи составляет в среднем 3 – 6 эВ/атом, а в сольватной оболочке форма связи сугубо физическая, описываемая потенциалом Леннарда-Джонса, а энергия связи не превышает 0,1 эВ. При перемещении в растворе электролитаили биологической жидкости сольватная оболочка иона в зависимости от условий формирования тока может разрушаться, то есть уменьшаться, что отражается увеличением тока при неизменном напряжении на электродах и уменьшением тока при следующем пропускании тока.

При постоянных атомных составах ионов и количеств атомов в их сольватных оболочках для однозарядных положительных и отрицательных типов ионов для описания тока можно различать по их концентрациям. Каждый тип ионов, имея свою конфигурацию и индивидуальное значение сечения взаимодействия с раствором электролита или биологической жидкости, при движении имеет отличительную подвижность и вносит в общий ток свою составляющую. Величину тока в растворе электролита или биологической жидкости с несколькими типами ионов можно записать следующим образом

j = _{i k} Σ e ^k– n_{i k}^– v_{i k} ^– + _{i m} Σ e ^m+ n_{i m} ⁺ v_{i m} ⁺. (2)

где индексы «i» - порядковый номер типа иона; «k» – степень зарядности отрицательных ионов; «m» – степень зарядности положительных ионов.

Для раствора электролита или биологической жидкости с однозарядными ионами уравнение тока упрощается

j = _i Σ e ^– n_i ^– v_i ^– + _i Σ e ⁺ n_i ⁺ v_i ⁺. (3)

Принцип действия предлагаемого изобретения проще всего поясняется на электролитах с водородными положительными ионами, например на растворе серной кислоты, в котором образуются ионы типа

Н₂SO₄ = H⁺ + HSO₄^– + 2H⁺ + SO^2–. (4)

В обоих видах диссоциации положительными ионами являются ионы водорода, фактически протоны. Сечение взаимодействия протона составляет 1 барн (10 ^{– 24} см²), то есть меньше в 10⁴ раз сечения взаимодействия одного атома средних размеров. Поэтому ион водорода не сольватируется. Кроме того, при значении первого потенциала ионизации водорода, равного |eV_i1| = 13.6 эВ, ионы водорода в большинстве нейтрализуются. Нейтральный атом связан с раствором небольшими силами Ван-дер-Ваальса (энергия связи Е_св = 0.1 – 0.01 эВ при энергии тепловых колебаний 0.04 эВ) десорбирует с поверхности раствора, и раствор остается фактически с одним типом ионов (HSO₄^–) при небольшой концентрации двухзарядных ионов SO^2–.

Для наглядности и упрощения опыта примем электроды из черненой пористой платины, имеющей (при наличии через его поверхность водородного потока) относительно любого раствора любого электролита. В такой системе имеется известная величина напряжения, прилагаемого к электродам и три типа ионов в растворе электролита или биологической жидкости.

Плотность тока в такой системе равна

j = e ^– n_HSO4 v_HSO$ + e ^2– n_SO4 v_SO4 + e ⁺ n_H v_H. (5)

Из-за малых концентраций ионов водорода и радикала SO₄^2–, приближенная величина тока выражается уравнением

j = e ^– n_HSO4 v_HSO4. (6)

В установившемся режиме величина тока при действии источника (7) постоянного напряжения будет постоянной и зависеть от величины приложенного напряжения. Так как двойные приэлектродные потенциальные слои у поверхности платины отсутствуют (или минимальны), то распределение электрического поля в электролите или биологической жидкости при небольших плотностях токов можно считать линейным. Тогда скорость ионов в растворе электролита или биологической жидкости может быть выражена формулой Стокса

v = f / (6 π η r), (7)

где η – вязкость раствора электролита или биологической жидкости; r – радиус иона, определяющий сечение взаимодействия.

На ион в растворе электролита или биологической жидкости действует сила электрического поля F = eE, где e заряд электрона; E напряженность электрического поля в растворе электролита или биологической жидкости. Для случая платиновых электродов градиент поля в растворе линейное и

E = U / d, (8)

где U – напряжение на электродах; d – расстояние между электродами. Тогда скорость движения ионов будет пропорциональна величине напряжения между электродами

v = (e U / d ) / (6 π η r). (9)

Сравнительное движение ионов в растворе электролита или биологической жидкости характеризуется подвижностью ионов – скоростью при градиенте поля Е = 1 В/м, равной

μ = v_{(E = 1)} = e / (6 π η r). (10)

В итоге, формулу тока можно записать в виде

j = e ^– n_HSO4 μ_HSO4U /d _. (11)

и указывает на линейную зависимость тока от напряжения, то есть соответствия токопрохождения в растворе закону Ома.

При включенном генераторе (источнике) напряжения переменного тока (8) при выключенном напряжении источника постоянного тока (7) и генератора высокочастотного напряжения (9), распределенные в растворе электролита или биологической жидкости с равномерной концентрацией движутся поступательно-возвратно в направлении нормали электрического поля. В порядке упрощения примем электрическое поле линейно-изменяющимся, равнобедренной треугольной формы положительной и отрицательной полярности. В таком случае движение ионов в одну сторону происходит под действием линейно нарастающей силы электрического поля и линейно нарастающей силы сопротивления вязкости электролита или биологической жидкости с убывающим до нуля ускорением до достижения скорости равномерного движения при постоянном токе. При этой скорости сила электрического поля равна силе сопротивления раствора электролита или биологической жидкости. Время нарастания скорости иона зависит от его массы. Легкие ионы при той же силе сопротивления приобретают равномерную скорость за меньшее время, чем тяжелые ионы, а сила сопротивления определяется размером иона, его сечением взаимодействия.

Движение иона под действием линейно нарастающей ускоряющей силы

F_E = eE = (e/d) k_U U_max t (12)

и линейно нарастающей силы сопротивления от скорости

F_cсопр = 6π η r v (t)= k_сопрv (t) = k_сопрdx / dt (13)

можно описать вторым уравнением Ньютона

(e/d) k_U U_max t – k_сопрdx / dt = m d²x / dt² (14)

или

d²x / dt² + k_сопр dx / dt – (e k_U ) / (m d) U_max t = 0 (15)

Полученное уравнение имеет вид типового дифференциального уравнения второго порядка с постоянными коэффициентами с₁, с₂

d²x / dt² + c₁ dx / dt – c₂ t = 0 (16)

и описывает колебательный процесс, форма которого зависит от соотношения коэффициентов.

Рассмотрим качественно этот процесс для одного типа ионов для треугольной формы напряжения от времени и пропорциональности силы сопротивления от скорости. В начальный момент времени нарастания напряжения ионы, имея ускорение под действием ускоряющей силы, приобретают скорость. С увеличением скорости нарастает сила сопротивления и снижается ускорение ионов. Когда сила сопротивления становится равной электрической силе ускорения, движение ионов становится равномерным с постоянной скоростью. При скорости близкой к постоянной величине поменяем напряжение на убывающую форму при том же направлении напряженности поля (переход на другое ребро треугольника). При этом сила тормозящая превалирует над уменьшающейся ускоряющей силой вплоть до уменьшения ускоряющего напряжения до нуля. В момент возврата напряжения треугольной формы к нулю у ионов вследствие инерции остается некоторая остаточная скорость, которую будет погашать сила сопротивления и нарастающее уже в обратном направлении межэлектродное напряжение. После погашения скорости ионов до нуля они окажутся в максимальной точке отклонения от первоначального состояния. При этом ускоряющее напряжение в обратном направлении будет иметь уже некоторое значение больше нуля и начинает ускорять ионы в обратном направлении. Ионы возвращаются в исходное положение, а затем отклоняются в обратном направлении на такую же величину. Так как (±) напряжение треугольной формы симметричное и по времени и по знаку, то ионы совершают колебательное движение между электродами в растворе электролита или биологической жидкости относительно начального положения.

Основной отличительной особенностью этих колебаний является то, что периодически повторяющаяся функция колебаний ионов x = f(t) приближенно повторяет форму функции внешней принудительной силы, в данном случае силы электрического поля, но запаздывает по времени на время до четверти периода колебаний межэлектродного напряжения.

Если приложить к электродам переменное напряжение синусоидальной формы u(t) = U_макс sin ωt, то координата положения иона относительно исходной точки будет изменяться в зависимости от времени тоже по синусоидальному закону, но с отставанием по времени или лучше выразить по фазе

x(t) = X_максsin (ωt - ψ_x), (17)

где ω – круговая частота колебаний напряжения переменного тока и колебаний ионов; X_макс – максимальное отклонение иона от первоначального положения; ψ_x – фаза отставания колебаний положения иона от колебаний напряжения.

Эта фаза характеризует природу электрического сопротивления раствора электролита или биологической жидкости при переменном токе. Полное электрическое сопротивление определяется по закону Ома как величина

Z = U_макс/I_макс = U / I , (18)

где U_макс, I_макс, U, I – максимальные и действующие значения напряжения тока соответственно в цепи раствора электролита или биологической жидкости. Сопротивление того же раствора электролита или биологической жидкости при постоянном токи при том же напряжении равно

R = U_пост/I_пост, (19)

где U_пост = U_макс / 2^1/2 = U – действующему значению напряжения переменного тока. Полное сопротивление (импеданс) равно

Z = (R² + X²)^1/2, (20)

где X – реактивная составляющая сопротивления, обусловленная инерцией ионов и не имеющая отношения к раствору электролита или биологической жидкости. Измерив полное Z и активное R сопротивления можно определить реактивное сопротивление X, характеризующее тип ионов (по массе). Если одновременно регистрировать синусоиды тока и напряжения на измерительном осциллографе, то между ними будет сдвиг по фазе колебаний. При чисто активном сопротивлении синусоиды напряжения и тока совпадают по времени и соответственно, фазе. Если вязкость раствора электролита или биологической жидкости нулевая и активное сопротивление равно нулю, то при чисто реактивном сопротивлении сдвиг по фазе равен 90° (четверти периода). При наличии активного сопротивления, обусловленного ионно-молекулярными столкновениями (интегрально - вязкостью) отставание тока по фазе будет меньше четверти периода и определяется равенством

ψ_I = arctg (X / R). (21)

При наличии в растворе электролита или биологической жидкости двух или более типов ионов, различающихся по массе и инерции, изменением частоты переменного тока с помощью источника переменного напряжения (6) определяются частоты, на которых происходит максимальные отклонения фазы тока от фазы напряжения.

На каждой из частот производят сдвиг фаз и действующих значений напряжения и тока в цепи при переменном питающем напряжении, а также при том же значении напряжения постоянного тока измеряется величина постоянного тока через раствор электролита или биологической жидкости. По этим величинам определяется активное, реактивное и полное сопротивление раствора электролита или биологической жидкости. По величине сдвига фазы с учетом частоты питающего напряжения, а соответственно частоты колебаний ионов определяется относительная масса ионов электролита или биологической жидкости.

Очевидно, что при большом числе ионных кластеров (сольватов) неизбежно одновременное проявление реактивного сопротивления и влияние на фазу тока двух или более ионов. Каждый из типов ионов обусловливает синусоидальный ток с индивидуальной фазой и амплитудой. Полный ток будет суммой синусоид с разными фазами и амплитудами. Если бы амплитуды синусоид с разными фазами были одинаковые, то в сумме получилась бы чистая синусоида с усредненной фазой. При разных амплитудах в сумме получается синусоида с изгибами на склонах.

Для разделения синусоид нужно выделить на суммарной синусоиде их особые точки перегиба или изменения наклона, отклонения от синусоидальной формы функции. Для этого при действии генератора (источника) (8) напряжения переменного тока низкой частоты последовательно включается напряжение генератора (7) переменного тока высокой частоты и с малой амплитудой десятки милливольт. Высокочастотное напряжение модулирует изменяющийся по времени низкочастотный ток и создает высокочастотную составляющую тока, которая будет пропорциональна крутизне изменения низкочастотного тока по времени, то есть пропорциональна производной тока. Например, в момент прохождения вершины синусоиды (почти плоская для милливольтовых значений) высокочастотный ток будет равен нулю. В точках максимальной крутизны высокочастотный ток будет максимальный. Таким образом, высокочастотная модуляция позволит выявить все изменения формы синусоиды и реставрировать составляющие синусоиды суммарного тока. По реставрированным синусоидам определяются сдвиги фаз ψ, реактивные составляющие X импеданса Z и оцениваются относительные массы составляющих типов ионов в растворе электролита или биологической жидкости.

Измерение высокочастотной составляющей тока в цепи электродов осуществляется с помощью измерительного малошумящего, термостабилизированного, калиброванного резистора R_изм (15). Сигнал с резистора подается на трансформатор Тр (17), на вторичной обмотке которого имеется резонансный конденсатор С_рез (16₎, образующий колебательный контур со вторичной обмоткой трансформатора с резонансной частотой, равной частоте напряжения высокочастотного источника (9). Выделенный сигнал от колебательного контура подается на вход предусилителя (11), выход которого соединен с измерительным входом синхронного детектора (12). На управляющий вход синхронного детектора (12) подается синусоидальный сигнал с выхода высокочастотного источника напряжения (9) через фазовращатель (10). С помощью фазовращателя (10) производится настройка на фазу сигнала, поступающего на измерительный вход синхронного детектора (12). При условии совпадения частоты и фазы сигнала с сигналом на управляющем входе синхронный детектор пропускает сигнал на усилитель постоянного тока (13). Усиленный сигнал поступает на двухкоординатный регистратор (14), в качестве которого наилучшим образом используется цифровое записывающее устройство. Записанные массивы значений тока и напряжения в зависимости от времени являются первичной информацией для дальнейшей обработки. Измерителем величины фазового сдвига на фазовращателе (10) определяется фаза синусоид тока. При величинах сдвигов фаз синусоид разных токов больше (2-5)° синхронный детектор (12) позволяет уверенно разделять синусоиды из суммарного сигнала по селекции управляющим входом.

При работе с электродами (1) и (2) из разных материалов, размещаемых в растворе электролита или биологической жидкости (3), в приэлектродных пространствах образуются значительные изменения потенциалов (доли электронвольт). Любой электрод, погруженный в раствор электролита или биологической жидкости, образует с раствором двойной электрический слой. При этом формируется поверхностный потенциал электрода и распределенный приповерхностный потенциал электролита или биологической жидкости с уменьшением величины потенциала при удалении от электрода. Диффузно размытый приповерхностный слой растворной части двойного слоя содержит повышенную концентрацию ионов, находящихся в потенциальном равновесии с кинетическими процессами температурного расталкивания и зарядового кулоновского расталкивания однотипных по заряду ионов. Электроды из разных материалов образуют разные двойные слои и по величине потенциала, и по знаку заряда, а значит, и по типу ионов. Подачей постоянного напряжения (разности потенциалов) на два разнородных электрода, погруженных в раствор электролита или биологической жидкости, можно изменять градиенты приэлектродных диффузных потенциалов и определять их величины по нулевому потенциалу. Источником постоянного напряжения (7) в существенной мере можно управлять влияние этих слоев на результаты измерения проводимости (сопротивления) раствора электролита или биологической жидкости.

Репером для нулевого потенциала можно использовать водородный или стеклянный электроды. Одновременной подачей переменного низкочастотного напряжения определяется подвижность ионов в приэлектродных слоях и зависимость подвижности от изменения градиента приэлектродного потенциала, изменяемого постоянной составляющей напряжения. Такие измерения позволяют изучать распределения потенциалов в двойных слоях. Резонансные измерения проводимости и импеданса позволяют судить о типе и подвижности ионов, а соответственно о размерах ионов.

Таким образом, предлагаемое изобретение позволяет определять активное сопротивление (проводимость) растворов электролитов или биологических жидкостей, полное сопротивление (импеданс), реактивное сопротивление, сдвиг фазы между током и напряжением, составляющие синусоиды тока, образуемые разными типами ионов по подвижности, зависящей от массы, формы и размеров ионов и кластеров в виде сольватов и конгломератов. Изложенное позволяет характеризовать предлагаемое изобретение как универсальный измеритель проводимости растворов электролитов или биологических жидкостей.

Сопоставительный анализ сравнения предлагаемого изобретения с прототипом показал, что с помощью предлагаемого технического решения можно измерять зависимости реактивных проводимостей в режимах сопоставимых частот собственных колебаний ионов в растворе электролита или биологической жидкости и частоты принудительного электрического воздействия на них электрическим полем. Это позволяет характеризовать ионный состав раствора по частотам колебаний, обусловленных массами ионов, то есть можно определять относительные значения масс ионов в электролите или биологической жидкости. Измерения проводимостей и импедансов растворов с применением высокочастотной модуляции сигналов позволяют увеличить чувствительность к изменениям проводимостей в зависимости от разных факторов на 3-4 порядка раз. Измерения импедансов на разных частотах низкочастотного переменного тока позволяют выделять вклад разных ионов с разными массами в величину проводимости и импеданса раствора.

Изобретение относится к медицинской технике. Техническое решение направлено на повышение чувствительности устройства определения проводимости растворов электролитов по постоянному и переменному току и расширение его функциональных возможностей. Устройство измерения проводимости и импеданса растворов электролитов и биологических жидкостей содержит два электрода с возможностью их помещения в емкость с раствором электролита или в биологическую жидкость, источник постоянного напряжения, измеритель тока и измеритель напряжения электродов, генератор переменного напряжения низкой и инфранизкой изменяемой частоты, генератор переменного напряжения высокой частоты, резистор измерительный, соединенные последовательно с измерителем тока, источником постоянного напряжения и с электродами, измерительный трансформатор переменного тока, подсоединенный первичной обмоткой к измерительному резистору, конденсатор, подсоединенный к выводам вторичной обмотки трансформатора, узкополосный высокочастотный предусилитель, соединенный входом со вторичной обмоткой трансформатора, синхронный детектор, соединенный измерительным входом с выходом узкополосного предусилителя, усилитель постоянного тока, подсоединенный входом к выходу синхронного детектора, двухкоординатный регистратор тока от времени, подсоединенный к выходу усилителя постоянного тока, фазовращатель с измерителем фазы напряжения, соединенный входом с выходом генератора высокой частоты, а выходом с управляющим входом синхронного детектора. 1 ил.

1

Устройство измерения проводимости и импеданса растворов электролитов и биологических жидкостей, содержащее два электрода с возможностью их помещения в емкость с раствором электролита или в биологическую жидкость, источник постоянного напряжения, измеритель тока и измеритель напряжения электродов, отличающееся тем, что содержит генератор переменного напряжения низкой и инфранизкой изменяемой частоты, генератор переменного напряжения высокой частоты, резистор измерительный, соединенные последовательно с измерителем тока, источником постоянного напряжения и с электродами, измерительный трансформатор переменного тока, подсоединенный первичной обмоткой к измерительному резистору, конденсатор, подсоединенный к выводам вторичной обмотки трансформатора, узкополосный высокочастотный предусилитель, соединенный входом со вторичной обмоткой трансформатора, синхронный детектор, соединенный измерительным входом с выходом узкополосного предусилителя, усилитель постоянного тока, подсоединенный входом к выходу синхронного детектора, двухкоординатный регистратор тока от времени, подсоединенный к выходу усилителя постоянного тока, фазовращатель с измерителем фазы напряжения, соединенный входом с выходом генератора высокой частоты, а выходом с управляющим входом синхронного детектора.