Способ и устройство для диагностики состояния твердых тканей зубов биообъектов

Способ и устройство для диагностики состояния твердых тканей зубов биообъектов

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Изобретение «Способ и устройство измерения сопротивления твердых тканей зубов биообъектов» относится к медицине и может быть использовано в стоматологии для измерения сопротивления твердых тканей зубов биообъектов в целях диагностики их состояния как до и во время лечения, так и для контроля результатов лечения посредством постоянного зондирующего электрического сигнала, а также для измерения сопротивлений тканей других биологических объектов. Известен способ, в котором для диагностики состояния тканей зубов, воздействуют на исследуемую локальную область зуба постоянным электрическим зондирующим сигналом с последующим измерением силы тока на выходе исследуемой локальной области зуба посредством пассивного и активного электродов и измерительного прибора. По величине измеренного тока диагностируют состояние тканей исследуемых зубов (см., например, А.с. №2239357, кл. А61В 5/05, «Способ диагностики деминерализации эмали постоянного зуба» авторы Рамм Н.Л., Кисельникова Л.П. дата публ. 2004.04.27, А.с. №1822747, кл. А61В 5/05 «Способ диагностики кариеса». Авторы В.К.Леонтьев, Т.Н.Жорова, Г.Г.Иванова и А.И.Иванов, дата публ. 23.06.93. Бюл. №23).

Наиболее близким по технической сущности к предлагаемому способу является А.с. №1822747, кл. А61В 5/05 «Способ диагностики кариеса». Авторы В.К.Леонтьев, Т.Н.Жорова, Г.Г.Иванова и А.И.Иванов, дата публ. 23.06.93. Бюл. №23. Согласно способу посредством активного и пассивного электродов пропускают через твердые ткани исследуемого зуба электрический ток силой 100 мкА при напряжении 3 В в период прорезывания зуба, затем через 4 и 5 месяцев по изменению электропроводности диагностируют состояние тканей исследуемого зуба.

Однако в существующих способах не указан способ измерения тока, а указаны только нормирующие значения тока, при которых осуществляется постановка диагноза. Использование стандартного способа и устройства измерения силы тока в прототипе из-за значительной погрешности измерения тока (десятые и сотые доли мкА) и зависимости результатов измерения силы тока от стабильности источника напряжения, формирующего электрический зондирующий сигнал, влечет за собой низкую достоверность диагностики. Низкая достоверность диагностики обусловлена большой вариабельностью и, следовательно, плохой воспроизводимостью результатов измерения. Применение стандартных устройств, например прибора типа М-2001, указанного в прототипе, приводит к возникновению дополнительных погрешностей смещения, в том числе за счет возникновения эффекта поляризации в контакте активный электрод - исследуемый биообъект.

Кроме того, погрешность и нестабильность измерения силы тока малого уровня значительно сокращает допустимый динамический диапазон измерения с заданной погрешностью. Снижение допустимого динамического диапазона измерения приводит к сокращению функциональных возможностей диагностики различных стадий, видов и форм заболевания зубов кариесом с допустимой достоверностью и к ограничению сферы применения предложенного способа для диагностики других биообъектов.

Известно, что прямым показателем состояния тканей зубов является активное сопротивление, которое непосредственно зависит от патологических изменений состояния и структуры канальцев, составляющих основу дентина. См., например, статью Батюкова Н.М., Ивановой Г.Г., Тихонова Э.П., Касумовой М.К., Мчедлидзе Т.Ш., Тихонова Э.П. «Системный анализ твердых тканей зубов на основе оптического, рентгеновского и электрического сигналов» - Институт стоматологии, №1 (34), 2007 г., с.102-104. Установлено, что динамический диапазон возможных значений в целях диагностики измеряемого активного сопротивления (в дальнейшем просто сопротивления) состояния твердых тканей зубов биообъектов перекрывает величину 10⁸ при допустимом максимальным токе зондирующего электрического сигнала, не превышающем 100 мкА, на 3-х В на нижней границе динамического диапазона измеряемого активного сопротивления. Минимальный ток зондирующего сигнала определяется чувствительностью технического устройства, посредством которого выполняется измерение сопротивления на верхней границе динамического диапазона. На верхней границе динамического диапазона в 100 мОм при установленных ограничениях на верхний предел напряжения зондирующего сигнала в 3 В снижение тока, проходящего через исследуемую локальную область зуба или других биообъектов, достигает величин, лежащих вне предела чувствительности, установленных даже у современных цифровых измерительных устройств. Кроме того, величина тока становится соизмеримой с величиной нестабильности образцового источника тока, формирующего зондирующий электрический сигнал. Проблема измерения величины сопротивления для прохождения тока через твердые ткани зубов биообъектов, возникает не только из-за конечной чувствительности устройств измерения высокоомных сопротивлений резисторов, а также из-за влияния других факторов, в том числе конечного значения сопротивления изоляции, например сопротивления изоляции печатной платы, на которой устанавливаются при монтаже электронные компоненты схемы. В частности, при использовании четырехплечего резистивного моста для того, чтобы определить разбалансировку моста в 1 кОм на фоне измеряемого сопротивления прохождению тока биообъекта в 5·10⁷ Ом при указанных параметрах электрического зондирующего сигнала, необходимо, чтобы нуль-орган, включенный в диагональ моста, почувствовал бы сигнал в 3,6·10^-2 мкВ. Такую высокую чувствительность при обычном схемотехническом решении практически невозможно получить даже при использовании таких современных электронных компонентов, как инструментальный усилитель типа INA 118 фирмы BURR-BROWN Corporation и нуль-орган типа LP311.

Поэтому в указанных условиях возникает проблема поиска способов и устройств прямого цифрового измерения сопротивлений биообъектов в широком динамическом диапазоне с заданной приведенной погрешностью измерения.

Известны способы измерения активного сопротивления в цифровой форме посредством применения дельта-сигма АЦП совместно с мостами сопротивлений (см., например, стр.373-379 книги: «Сопряжение датчиков и устройств ввода данных с компьютерами IBM PC»: Пер. с англ. / Под редакцией У.Томпкинса и Дж. Уэбстера. - М.: «Мир», 1992. - 592 с, ил., а также статью «Особенности применения дельта-сигма АЦП совместно с мостами сопротивлений в измерительных устройствах». Павел Вовк, «Чип Ньюс Украина», №2 (42), март 2005 г.). Цифровая форма представления результатов измерения приводит к уменьшению погрешности измерения и к расширению динамического диапазона измеряемой величины, в том числе сопротивления.

Однако в указанных способах измерение сопротивления и преобразование его в цифровой код осуществляется косвенно, то есть преобразуется в цифровой код электрический сигнал, пропорциональный разбалансировке резистивного моста, что приводит к ограничению допустимого динамического диапазона искомого сопротивления и точности его измерения. Снижение точности цифрового измерения сопротивления известными способами и устройствами в широком динамическом диапазоне (от десятков единиц Ом до 10⁸ Ом и выше) связано также с ограничениями зондирующего тока, проходящего через исследуемую область биообъекта, которая не должна превышать 100 мкА на нижнем пределе динамического диапазона. В этих условиях основные факторы, приводящие к увеличению погрешности цифрового измерения сопротивления исследуемых локальных областей биообъектов, известными способами фактически не могут быть устранены в достаточной мере для проведения достоверной диагностики состояния биообъектов. К этим основным факторам, влияющим на достоверность диагностики, при использовании известных способов цифрового измерения или аналого-цифрового преобразования сопротивлений биообъектов следует, в первую очередь, отнести: воздействие высокочастотных шумов; нестабильность источника электрического зондирующего сигнала; наличие синфазного сигнала (наводка силовой сети с частотой 50 Гц); смещение и дрейф нуля аналоговых элементов (усилителей). Наиболее существенный дестабилизирующий фактор связан с влиянием на результаты измерения высокочастотных шумов.

Известно мостовое устройство для многоточечного определения импедансных характеристик биообъектов (а.с. №2104668, кл. 6 А61В 5/05, опубл. 1998.02.20). Данное устройство с целью расширения функциональных возможностей и повышения точности измерения импедансных характеристик биообъектов содержит: генератор переменного напряжения; четырехплечую мостовую измерительную цепь, образованную первым, вторым и третьим элементами; первый и второй операционный усилитель; масштабный усилитель, вход которого соединен с выходом второго операционного усилителя; амплитудный выпрямитель, вход которого соединен с выходом масштабного усилителя; АЦП, вход которого соединен с выходом амплитудного выпрямителя; вычислительное устройство, вход которого соединен с выходом АЦП; два мультиплексора, одноименные входы которых соединены параллельно. Выход первого мультиплексора соединен с выходом второго операционного усилителя и входом масштабного усилителя, а выход второго мультиплексора соединен с инвертирующим входом второго операционного усилителя и выводом первого элемента четырехплечей мостовой измерительной цепи. Первый выход вычислительного устройства соединен с выходом управления первого элемента, а третий выход с входом управления третьего элемента четырехплечей мостовой измерительной цепи. Четвертый выход вычислительного устройства соединен с входом управления масштабного усилителя, а n-е число измерительных электродов соединены с входами мультиплексоров.

Недостатком данного устройства является использование переменного электрического зондирующего сигнала, что влечет за собой необходимость использования для измерения активной составляющей импеданса биообъекта дополнительных преобразований и, тем самым, таких элементов схемы устройства, как генератор и амплитудный выпрямитель, что приводит к увеличению погрешности измерения активной составляющей погрешности измерения. Кроме того, реализация в мостовой схеме известного способа цифрового измерения импеданса, в том числе активной составляющей, осуществляется косвенно, то есть преобразуется в цифровой код электрический сигнал, пропорциональный разбалансировке резистивного моста, что приводит к дополнительному снижению допустимого динамического диапазона искомого активного сопротивления и точности его измерения. Увеличение числа электродов для исключения влияния импеданса кожи на точность цифрового измерения активной составляющей импеданса при измерении активного сопротивления тканей зубов не может быть применено из-за невозможности использования n-го числа активных электродов.

Наиболее близким по технической сущности к предлагаемому изобретению является изобретение: «Устройство для измерения активной и емкостной составляющих импеданса биологических тканей» RU №2196404 С2, кл. А61В 5/053, 20.01.2003, которое относится к биофизике и медицинской технике и может быть использовано в медицине для экспресс-диагностики различных заболеваний и количественной оценки степени патологических изменений в тканях и органах. Устройство работает по четырехэлектродной схеме и состоит из генератора синусоидальных напряжений, широкополосного усилителя с автоматической регулировкой усиления для поддерживания измерительного тока заданной амплитуды, фазочувствительного измерителя разности двух напряжений, усилителя постоянного напряжения, блока индикации, а также блоков цепей обратной связи и управления.

Недостатком данного устройства, так же как и устройства по а.с. №2104668, является использование переменного электрического зондирующего сигнала, что влечет за собой необходимость использования для измерения активной составляющей импеданса биообъекта дополнительного аналогового преобразования на фазочувствительном измерителе разности падения напряжения на исследуемом участке биообъекта с последующим усилением и аналого-цифровым преобразованием полученной усиленной разности напряжения, что приводит к существенному увеличению погрешности измерения активной составляющей погрешности измерения. Действительно, преимущество цифрового измерения в данном случае сводится только к удобству представления результатов измерения в цифровой форме и не оказывает влияние на снижение погрешности измерения. Кроме того, реализация в предложенной схеме цифрового измерения импеданса, в том числе активной составляющей, осуществляется косвенно, то есть преобразуется в цифровой код электрический сигнал, пропорциональный разбалансировке резистивного моста, что приводит к дополнительному снижению допустимого динамического диапазона искомого активного сопротивления и точности его измерения. Данная схема измерений, к тому же, не устраняет составляющую погрешности, возникающую из-за нестабильности источника зондирующего электрического сигнала.

Увеличение числа электродов для исключения влияния импеданса кожи на точность цифрового измерения активной составляющей импеданса при измерении активного сопротивления тканей зубов не может быть применено из-за сложности установки соответствующего числа электродов на зубе. Следует также заметить, что влияние электрических свойств границы раздела электрод - биологическая ткань оказывает существенное влияние на измерение активной составляющей импеданса в том случае, когда измеряемая активная составляющая импеданса по величине соизмерима с активной составляющей импеданса границы раздела электрод - биологическая ткань. Активное сопротивление тканей зубов электрическому току, даже при их патологическом разрушении, существенно превышает соответствующую составляющую сопротивления границы раздела, так как при измерении активной составляющей сопротивления тканей зубов в качестве активного электрода используется сточенная игла шприца, заполненного калием хлорида, что приводит к значительному уменьшению активной и реактивной составляющих импеданса границы раздела электрод - ткани зуба по сравнению с измеряемым сопротивлением.

Таким образом, указанные известные способы и устройства не могут обеспечить цифровое измерение сопротивления тканей зубов в динамическом диапазоне от десятков до 10⁸ Ом при максимальном значении тока зондирующего сигнала на нижнем значении динамического диапазона сопротивлений, равном 100 мкА, даже при напряжении зондирующего электрического сигнала более рекомендованного 3 В, но не превышающем допустимое напряжение в 8-9 В. При этом влияние основных схемотехнических факторов на погрешность цифрового измерения сопротивления исследуемых локальных областей зуба известными способами и устройствами невозможно устранить, по крайней мере, за время, не превышающее нескольких секунд.

Заявляемая группа изобретений предназначена для решения задачи снижения погрешности измерения сопротивления твердых тканей зубов биообъектов электрическому сигналу и, тем самым, способствует повышению достоверности, воспроизводимости и надежности диагностики состояния твердых тканей зубов биообъектов, в том числе, при обнаружении ранних стадий кариеса. Заявляемая группа изобретений сможет обеспечить также контроль состояния тканей зубов по величине изменения их сопротивления в процессе лечения и профилактики посредством применения зондирующего постоянного электрического сигнала с низком уровнем напряжения. Кроме того, расширяются функциональные возможности диагностики и номенклатуры исследуемых биообъектов за счет увеличения динамического диапазона измеряемого сопротивления (до 10⁸ и выше). Данная задача может быть решена с помощью предлагаемого способа цифрового измерения сопротивления тканей зубов биообъектов электрическому сигналу посредством устройства, реализующего данный способ, в виде портативного микропроцессорного прибора. Этот прибор, помимо непосредственного представления результатов измерения и диагностики на собственном жидкокристаллическом дисплее (ЖКД) в цифровой форме, обладает дополнительными функциями запоминания и передачи полученной информации в цифровой форме стандартными методами на ПЭВМ верхнего уровня. На ПЭВМ верхнего уровня может быть осуществлена полная автоматизация и визуализация процесса диагностики по результатам измерения, в том числе в форме томографических образов исследуемой области зуба, а также архивация полученной информации в виде базы данных по исследуемым пациентам (см. «Системный анализ твердых тканей зубов на основе оптического, рентгеновского и электрического сигналов» - Институт стоматологии, №1 (34), 2007 г., с.102-104).

Техническим результатом способа измерения сопротивления твердых тканей зубов биообъектов является снижение погрешности измерения сопротивления твердых тканей зубов биообъектов при большом разбросе нормирующих показателей для любых типов зубов у различных пациентов, независимо от возраста, и расширении динамического диапазона измеряемых сопротивлений при сохранении в заданных пределах постоянного тока зондирующего электрического сигнала. Следствием чего является расширение функциональных возможностей диагностики состояния твердых тканей зубов биообъектов, в том числе для обнаружения на ранних стадиях воспалительных процессов мягких и твердых тканей биообъектов.

Техническим результатом устройства для измерения твердых тканей зубов биообъектов является повышение его точности при прямом измерении сопротивления в цифровой форме исследуемой локальной области зуба и других биообъектов электрическому току за счет устранения составляющих погрешностей, связанных с влиянием поляризации электродов на результаты измерений и нестабильности источника переменного электрического зондирующего сигнала. В результате, погрешность измерения по сравнению с известными устройствами может снижаться до долей процента для широкого динамического диапазона преобразования сопротивления в цифровой двоичный код, перекрывающего 10⁸, при указанных выше параметрах зондирующего электрического постоянного сигнала, с запоминанием в цифровой форме, индикацией и, при необходимости, передачей результатов измерения на ПЭВМ верхнего уровня. При этом расширение динамического диапазона цифровых измерений при сохранении заданной приведенной погрешности измерения достигается за счет незначительного увеличения времени измерения, укладывающегося в допустимый для диагностики интервал времени.

Для достижения технического результата в способе измерения твердых тканей зубов биообъектов при воздействии на зубы электрическим постоянным сигналом посредствам пассивного и активного электродов полный динамический диапазон изменения сопротивления биообъектов на предварительном этапе исследования разбивают на конечное индексируемое (пронумерованное) число динамических поддиапазонов по допустимой величине приведенной погрешности аналого-цифрового преобразования измеряемого сопротивления. В пределах каждого динамического поддиапазона мажоритарно и последовательно в дискретные моменты времени через интервал, кратный 10 мс, по результатам воздействия постоянного электрического зондирующего сигнала определяют принадлежность сопротивления тканей соответствующему динамическому поддиапазону, начиная с минимального значения индекса, равного нулю. В пределах найденного и установленного поддиапазона аналого-цифровое преобразование измеряемого сопротивления тканей осуществляют комбинационно в последующие два этапа: мажоритарно и последовательно в дискретные моменты времени через интервал, кратный 10 мс, определяют для фиксированного числа разрядов значения каждого разряда последовательным уравновешиванием измеряемого сопротивления, изменяющимся образцовым сопротивлением, начиная со старшего разряда до некоторого фиксированного промежуточного разряда. Для оставшейся части младших разрядов на втором этапе в этом же поддиапазоне выполняют также мажоритарно через временной интервал равномерно распределенный в пределах от некоторого минимального значения до значения в 20 мс аналого-цифровое преобразование последовательным уравновешиванием измеряемого сопротивления тканей, изменяющимся образцовым сопротивлением с коррекцией на единицу младшего разряда в большую или меньшую сторону двоичного кода, полученного на предшествующих старших разрядах. Если же установлена принадлежность измеряемого сопротивления тканей динамическому поддиапазону с нулевым индексом, то в его пределах на первом этапе для фиксированного числа разрядов аналого-цифровое преобразование измеряемого сопротивления последовательным уравновешиванием, начиная со старшего разряда, осуществляют поразрядно, приписывая каждому разряду соответствующий ему вес уравновешивающего образцового сопротивления, а для оставшейся части младших разрядов в этом же поддиапазоне выполняют аналого-цифровое преобразование с коррекцией уравновешивающего сопротивления в большую или меньшую сторону на дискретную величину, соответствующую весу младшего разряда. При установлении принадлежности измеряемого сопротивления биообъектов динамическому поддиапазону с индексом, превышающем минимальное нулевое значение, на первом и втором этапах аналого-цифрового преобразования устанавливают для каждого разряда вес уравновешивающего образцового сопротивления по нелинейному закону, определяемому по величине результирующего сопротивления, равного параллельно подключенным измеряемому сопротивлению тканей в установленном динамическом поддиапазоне, отличному от веса поразрядного и следящего уравновешивания, установленного для динамического поддиапазона с нулевым индексом.

Если мажоритарно и последовательно в дискретные моменты времени через интервал, кратный 10 мс, устанавливают, что значение измеряемого сопротивления превышает выбранный динамический поддиапазон, то при переходе к динамическому поддиапазону с большим индексом синхронно с увеличением индекса изменяют в большую сторону, но в заданных пределах, величину напряжения электрического зондирующего сигнала.

При определении индекса динамического поддиапазона и при аналого-цифровом преобразовании в пределах установленного динамического поддиапазона изменяют полярность зондирующего электрического сигнала, приложенного к пассивному и активному электроду, каждый раз при переходе в уравновешивающем двоичном коде от разряда к разряду.

Для достижения технического результата в устройство для измерения сопротивления твердых тканей зубов биообъектов, содержащее электроды, источник опорного напряжения, нуль-орган, фильтр нижних частот, инструментальный усилитель и цифровое измерительное устройство с жидкокристаллическим дисплеем, введены регулятор опорного напряжения, ключи коммутации электродов, резистивный мост, в симметричные плечи которого включены шунтирующий делитель напряжения и образцовые резисторы с сопротивлениями одинакового номинала, делитель напряжения, выполненный в виде последовательно соединенных резисторов и ключей. Цифровое измерительное устройство с жидкокристаллическим дисплеем выполнено в виде микропроцессорной системы, включающей в себя микропроцессор с подключенными к нему клавиатурой, запоминающим устройством и схемой RS-232 интерфейса. При этом первая группа выходов микропроцессора соединена с управляющими входами регулятора опорного напряжения, вход которого связан с выходом источника опорного напряжения, а выход соединен с первой диагональю резистивного моста, вторая диагональ которого подключена к входам инструментального усилителя, выход которого через фильтр нижних частот подключен к первому входу нуль-органа, второй вход которого соединен с общей шиной, а его информационный выход подключен к информационному входу микропроцессора. Вторая группа выходов микропроцессора соединена с управляющими входами ключей коммутации электродов, входы которых соединены с электродами, а выходы подключены к входам шунтирующего делителя напряжения, управляющие входы которого соединены с третьей группой выходов микропроцессора. Четвертая группа выходов микропроцессора соединена с управляющими входами делителя напряжений, а его пятый выход - с управляющим входом нуль-органа.

Способ осуществляют следующим образом. На основании предварительных исследований определяют максимальный динамический диапазон изменения сопротивлений твердых тканей зубов биообъектов (в дальнейшем - тканей зубов). Для тканей зубов максимальный диапазон изменения сопротивлений составляет около 100 мОм, а минимальный диапазон может составлять от одного до нескольких десятков Ом. Величина динамического диапазона зависит от диаметра активного электрода. Чем больше диаметр активного электрода, тем в меньшую сторону сдвигается динамический диапазон. Однако диаметр активного электрода устанавливают из необходимости исследования труднодоступных фиссурных полостей зуба, что и ограничивает по величине диаметр активного электрода десятыми долями 1 мм и приводит к сдвигу динамического диапазона измеряемых сопротивлений в большую сторону, то есть до указанной по максимуму величины. По минимуму диаметр активного электрода ограничивается диаметром освоенной промышленностью инъекционной иглы, составляющей 0,3-0,45 мм.

Для принятой величины приведенной погрешности цифрового измерения сопротивления на основе расчета и предварительного эксперимента максимальный динамический диапазон разбивают на ряд динамических поддиапазонов. Предположим, что для заданной приведенной погрешности измерения установили приемлемый динамический поддиапазон в пределах от 0 до R₀ кОм. Этому динамическому поддиапазону присваивают индекс 0. Для измерения сопротивления биообъекта, превышающего сопротивление резистора (в дальнейшем просто - сопротивление), равное R₀, шунтируют измеряемое сопротивление тканей зубов таким образом, чтобы следующий динамический поддиапазон результирующего сопротивления уже с индексом 1 также укладывался в динамический поддиапазон с индексом 0, то есть имел бы нижнюю границу R₀, а верхнюю границу - 2R₀. Значения шунтирующих сопротивлений для формирования m-го динамического поддиапазона определяют по максимальному допустимому измеряемому сопротивлению тканей зубов R_xm в каждом поддиапазоне, выраженному через сопротивление R₀ в соответствии с равенством R_xm=(1+m)R₀, где m=entr[R_x/R₀] (entr - оператор определения целой части от результата деления указанных в скобках сопротивлений); R_x(m-1) R_x R_xm; R_x - значение измеряемого сопротивления тканей зубов или просто измеряемого сопротивления. Параметр m показывает, во сколько целое число раз, измеряемое сопротивление R_x, превышает верхнюю границу динамического поддиапазона с индексом 0. Выразим для дальнейшего описания величину шунтирующего сопротивления через сопротивление R₀ в виде произведения λ(m)·R₀. Тогда результирующее сопротивление, принадлежащее соответствующему динамическому поддиапазону, образуют параллельным подключением измеряемого R_x и шунтирующего λ(m)·R₀ сопротивления. Величину результирующего сопротивления по параллельно подключенным измеряемому R_x и шунтирующему λ(m)·R₀ сопротивлениям находят в соответствии с формулой

где параметр α принимает значения в пределах, определяемых неравенством 0≤α≤1,так как измеряемое сопротивление R_x в динамическом диапазоне с индексом m=0,1,..., можно представить в виде R_x=R₀(α+m).

Следовательно, значения безразмерной функции λ(m), по которой определяют величину шунтирующего сопротивления, находят из приведенного равенства при условии, что максимальное значение результирующего сопротивления для любого значения индекса m устанавливают в соответствии с равенством R_макс=R₀ при α=1. В соответствии с указанным равенством устанавливают конкретные значения безразмерной функции λ(m)

где при введенных ограничениях на максимальный динамический диапазон измеряемого сопротивления ограничиваются, например, следующими численными значениями m=0,1,2,3,4.

Из последнего уравнения следует, что при m=0 шунтирующее сопротивление равно бесконечности, иначе говоря, активный и пассивный электроды подключают непосредственно, например, в плечо четырехплечего резистивного моста без шунтирующего сопротивления. Для m=1,2,3,4 сопротивление шунта R_ш принимает значения: 2R₀; 1,5R₀; 1,333R₀; 1,25R₀, где для безразмерной функции λ(m) при m=1,2,3,4 получают следующие конкретные значения функции λ(m): λ(1)=2; λ(2)=1,5; λ(3)=1,333; λ(4)=1,25.

Принадлежность измеряемого сопротивления динамическому поддиапазону с соответствующим индексом m определяют последовательно во времени и мажоритарно в пределах выбранного числа тактов сравнения зашунтированного измеряемого сопротивления R_хш с максимальным значением образцового компенсирующего сопротивления R₀ по большинству совпадений знака результатов сравнения. Если мажоритарно, то есть по большинству совпадения знаков результатов сравнения R_хш с образцовым R₀ сопротивлением определяют знак ошибки разбалансировки как положительный, что соответствует условию R_хш>R₀, то в этом случае переходят к следующему по порядку динамическому поддиапазону. Если же аналогичным образом определяют мажоритарно знак как отрицательный (например, нуль-орган для определения знака разности в этом случае выдает сигнал, соответствующий нулю), то в этом случае оставляют прежний динамический поддиапазон.

Необходимо отметить для оценки преимуществ предлагаемого способа следующее. Если выполнять поразрядное уравновешивание измеряемого сопротивления в выбранном динамическом поддиапазоне независимо от его индекса, начиная со старшего разряда, путем изменения уравновешивающего образцового сопротивления в каждом разряде в соответствии с законом поразрядного уравновешивания, то есть изменяя уравновешивающее сопротивление R_оур в i-ом разряде по закону 2ⁱ·R для i=1,2,..., то измеряемое сопротивление R_x для динамического поддиапазона с индексом m>0 получается в соответствии с равенством

Это равенство определяет градуировочную характеристику, в соответствии с которой измеряемому сопротивлению R_x ставят в соответствие уравновешивающее образцовое сопротивление для любого значения индекса m. Данная нелинейная градуировочная характеристика преобразуется в линейную градуировочную характеристику только для индекса m=0. Действительно, при m=0 функция λ^-1 (m)=0 и

R_x=R_0уp=α·R₀,

где а_i=1 или 0 и R=R₀/(2^N-1) R₀·2^-N (число двоичных разрядов в полученном в результате аналого-цифрового преобразования двоичном коде).

При использовании, например, для сравнения измеряемого сопротивления R_x и R_0уp четырехплечего резистивного моста для индекса m>0 возникает неустранимая погрешность смещения, величина которой определяется величиной напряжения разбалансировки четырехплечего резистивного моста из-за прохождения тока по шунтирующему сопротивлению. Эта погрешность смещения определяется при β=α из равенства

где β=R_0уp/R₀; R_0уp - значение уравновешивающего образцового сопротивления; δ=R₀₁/R₀;

α=R_x/R₀; R₀₁ - значения равных между собой образцовых сопротивлений, дополняющих уравновешивающие и измеряемые сопротивления до полного четырехплечего резистивного моста, которые выбирают из условия R₀₁=3В/10^-4А. Указанную погрешность смещения невозможно устранить мажоритарным способом уравновешивания с последующей коррекцией результата преобразования следящим преобразованием. Поскольку приведенная выше градуировочная характеристика нелинейно выражает измеряемое сопротивление R_x через его образцовый аналог R_0уp для индексов m=1,2,..., то эта нелинейная зависимость приводит к возникновению не учтенной дополнительной методической составляющей погрешности измерения R_x.

Для устранения нелинейной составляющей погрешности, обусловленной дополнительным введением динамических поддиапазонов, путем шунтирования измеряемого сопротивления R_x в соответствии с предлагаемым способом выполняют следующие действия.

Первоначально определяют мажоритарно принадлежность измеряемого сопротивления тканей зуба динамическому поддиапазону с соответствующим индексом m.

В выбранном динамическом поддиапазоне последовательно во времени и мажоритарно по большинству совпадений результатов сравнения шунтированного измеряемого сопротивления R_хш с образцовым компенсирующим сопротивлением на каждом i-ом разряде уравновешивания шунтированного измеряемого сопротивления R_хш образцовым уравновешивающим (компенсирующим) сопротивлением (в дальнейшем просто образцовым сопротивлением) R_0уpi определяют знак разности (ошибки) отклонения R_хш от образцового R_0уpi сопротивления. По знаку разности между шунтированным измеряемым и образцовым сопротивлениями выполняют поразрядно и мажоритарно, начиная со старшего разряда и до заданного разряда двоичного кода N_c, компенсацию величины этой разности. Если мажоритарно, то есть по большинству совпадения знаков сравнения измеряемого сопротивления R_хш с образцовым R_0уpi сопротивлением, на каждом такте уравновешивания определяют знак ошибки разбалансировки как положительный, то образцовое уравновешивающее сопротивление увеличивают по сравнению с установленным образцовым результирующим сопротивлением на предыдущих тактах мажоритарного уравновешивания. В этом случае двоичному коду в i-ом разряде приписывают единицу. Если же аналогичным образом определяют мажоритарно знак как отрицательный (например, нуль-орган для определения знака разности в этом случае выдает сигнал, соответствующий нулю), то установленное для i-го разряда значение образцового сопротивления отключают и на образцовом делителе оставляют результирующее образцовое сопротивление, установленное на предыдущих тактах мажоритарного уравновешивания, а в i-ом разряде двоичного кода устанавливают ноль.

Если индекс m>0, то в отличие от обычного линейного алгоритма поразрядного уравновешивания для m=0, поразрядную компенсацию разности между зашунтированным измеряемым R_хш и образцовым сопротивлением для i-го такта уравновешивания осуществляют нелинейно в соответствии с двоичным кодом β_i, значение которого устанавливают априорно и эквивалентно сопротивлению

В результате чего разность между результирующим уравновешивающим и измеряемым сопротивлением R_x определяется, например, величиной разбалансировки четырехплечего резистивного моста, возникающей в его диагонали в виде разностного напряжения

где ; δ=R₀₁/R₀; i=1,2,...N_c; α=R_x/R₀; N_c - число старших разрядов в искомом двоичном коде, для которого осуществляется поразрядное уравновешивание; a_i=1 или 0 в зависимости от мажоритарного результата сравнения зашунтированного измеряемого R_хш и образцового сопротивлений для i-го такта уравновешивания.

Использование, согласно предлагаемому способу, поразрядной компенсации разности между измеряемым и образцовым сопротивлением для i-го такта уравновешивания осуществляют нелинейно в соответствии с двоичным кодом, который ус