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我国变频器行业的竞争将日趋激烈,当波形畸变增大时

发布时间:15-09-01 17:47分类:行业资讯 标签:变频器
随着我国十二五规划制造业目标的提出,我国制造业开始以发展*进装备、促进制造业由大变强作为未来发展的方向。我国变频器行业的竞争将日趋激烈。由于市场极具诱惑力,潜在容量十分可观,不断吸引着行业新参与者进入,而现有市场已形成一定规模,发展日渐成熟。
其中,变频器以其*的特点在制造业领域中迅速得到了推广,占领了市场。变频器是工控系统的重要组成设备,安装在电机前端以实现调速和节能。变频技术因其具有的优异性能将在工业调速和精密控制领域得到进一步推广。高压变频器后端主要拖动风机、水泵类负载,实际节电效果达30%-60%,未来该业市场发展将受益于大中型项目改;低压变频器与控制层和执行层设备共同组成自动化控制系统,未来发展将受益于制造业装备升级。变频器趋向多元化从整体看,我国变频器行业的竞争将日趋激烈。由于市场极具诱惑力,潜在容量十分可观,不断吸引着行业新参与者进入,而现有市场已形成一定规模,发展日渐成熟,未来的资源掠夺、市场争战将是必然。随着技术上不断进步,产品质量的稳定性逐渐提升,加上服务和价格等方面的优势,国内厂家的竞争力将愈加强大。从需求方面看,变频器也正逐渐走向多元化,通用型、专用型产品的出现都是为了满足用户的多样需求。此外,变频器厂商也更多关注产品质量和使用安全,积极寻求更大的突破,使得变频器在恶劣的环境也能很好的工作,并确保使用安全和用户的正常生产。节能环保成不变的主题我国的风机、水泵、空气压缩机等主要电机设备为满足运行中的*高功率要求,输出功率经常有很大的设计冗余,若使用机械调速能量被大量浪费在阀门和风门挡板上。变频技术通过电力电子控制完成调速,在后端拖动电机使其转速变化范围增大,频率高时效果更为明显。风机水泵类负载*适宜安装变频器节能,相比低压变频,高压技术在细分行业使用更为广泛。有关专家对比了电气设备中几种主要节能产品效果,其中变频器效率高达30%~60%,使用时只需装在电机前端,对原有设备改动较小。节能环保推广时推动我国变频器行业发展的动力,变频技术也正处于从调速到节能的转变过程。十二五规划提出了制造装备升级和工业节能环保,确立了未来行业发展仍将走调速节能并举的路径。预计低压变频器一自动化改造和进口替代为主线,国内企业将重点发展控制和驱动技术;高压变频器依托*节能环保政策,下游仍以电力、冶金、水泥等的大型工业设备改造为主,竞争加剧将刺激高性能产品国产化提速。附爱仪器仪表网热卖产品:德国AARONIA(安诺尼)
HF-6065频谱仪

发布时间:15-08-24 15:49分类:技术文章 标签:功率分析仪
一、功率分析仪原理
传统的有功功率表通常针对工频或中频正弦波测量设计,因此只能满足正弦波电路的有功功率测量,在波形畸变较小的时候,可以获取与标称测量精度,当波形畸变增大时,测量误差增大,甚至丧失正常的测量功能。
功率分析仪是有功功率表的功能升级产品,一般具备下述功能:
1、具备功率表的基本功能:电压、电流真有效值和总有功功率的测量;
2、对功率表的基本功能的适用性进行扩展,使其能够测量正弦电路和非正弦电路的电压、电流真有效值和总有功功率。一般要求适应较宽的带宽和较宽的基波频率范围;
3、能够对非正弦电压、电流及功率包含的详细信息进入定性和定量的分析。
定性分析一般通过直观的时域分析法,时域分析法主要建立在实时波形的基础上。定量分析一般通过抽象但准确量化的频域分析法,频域分析法主要基于傅里叶变换。
图1为通用的功率分析仪原理框图。 二、功率分析仪分类 1、按仪器相数分类
目前市面上的功率分析仪大多在三相以上,四相和六相的较多,也有多达八相的。
2、按主要特性分类
按主要特性对功率分析仪分类,可分为:变频功率分析仪、宽频带功率分析仪、高精度功率分析仪、谐波功率分析仪、低功率因数功率分析仪等。
3、按被测设备相数分类
相数分主要是指功率分析仪的测量对象电机或变频器等电机驱动器时的称谓,电机驱动器相数由电机决定,按被测设备相数对功率分析仪分类,可分为:单相功率分析仪、两相功率分析仪、三相功率分析仪、五相功率分析仪、六相功率分析仪、十二相功率分析仪及十五相功率分析仪等。通常三相以上统称为多相功率分析仪。十二相、十五相功率分析仪一般是采用多台多相功率分析仪进行组合实现,一般要求功率分析仪具有主机同步功能。
三、功率分析仪用途
功率分析仪用途主要包括:舰船电力推进、装甲电力牵引、军用陀螺仪、电机、风机、水泵、风力发电、光伏发电、燃料电池、高铁动车、地铁城轨、电动汽车、变频器、特种变压器、荧光灯镇流器、LED照明等领域的等领域的产品检试验、能效评测及谐波分析。
之所以按照功率分析仪用途分类,是因为某些用途或应用对功率分析仪的功能或性能有特殊的要求,如:作为变频器功率分析仪用途时,一般要求具有较宽的带宽;作为电机功率分析仪或马达功率分析仪用途时,一般可同时测量电机轴功率;作为电力变频器功率分析仪用途时,一般要求在超低功率因数下实现功率的准确测量;作为开关电源功率分析仪用途时,一般要求能够测量高频直流纹波;作为太阳能/光伏功率分析仪用途时,一般要求能够在极宽的电压、电流范围内实现高精度测量并且换挡过程数据不丢失,以满足光伏电池的I-V特性测试需要;作为电动汽车功率分析仪用途时,一般要求具有较多的相数、交直流两用和较宽的准确(基波)频率测量范围;电源适配器或各类数码产品待机功耗分析仪要求准确测量毫安级甚至微安级的待机电流及功率等。

发布时间:15-09-15 18:08分类:技术文章 标签:电磁场 IEEE标准C 95.6-2002
6.基本原理 6.1激励的阈值:强度-持续时间和强度-频率的法则
引起电刺激过程的参数是可激励细胞膜(神经或肌肉)(Reilly [B75
])的去极化。细胞静止电位被一个外施电刺激的改变,取决于环绕可激励组织的媒质中的电场(并行于细胞长轴的场分量),或是等值地取决于细胞外部电位的改变。评价电刺激需要电场或电场空间梯度的知识。当然,电场能够从电流密度中利用比例J∕σ予以导出,这里σ是媒质的导电率。但是根据电流密度的标准而不是生物组织内的电场引进了一个额外的参数,*会在导出电场时本身已经存在的不确定性以外,引进一个不确定性,因此本文采用生物组织内的电场作为本标准的基本量度。
规定单相刺激波形阈值所对应的生物组织内的电场强度-持续时间曲线,是由两个参数所规定:*小(基强度)激励阈值Eo以及强度-持续时间的时间常数τe。Eo和τe的数值对神经激励、肌肉激励和突触活动的改变都是相当地不同。表6列出构成这些标准基础的Eo和τe中值阈值的取值。峰值电场的阈值可从表6和方程式(3a)与方程式(3b)得出确定如下:
表6已确认的作用阈值的模型:在生物组织内电场的中值阈值a,b 作用
Eopk(V∕m)c τe(ms) fe(Hz) 突触活动的改变,脑 0.075 25.0 20
脑,10μm神经激励 12.3 0.149 3350 躯体,20μm神经激励 6.15 0.149 3350
心脏激励 12.0 3.00 167
a.表的解释如下:对tp≥τe,Ei=E0;对tp≤τe,Ei=E0(τe∕tp);
又,对f≤fe,Ei=E0;对f≥fe,Ei=E0(f∕fe)。 b.从Reilly [B75]中采用。
c.(V∕m-pk)指电场的短时峰值。 Ei=E0对tp≥τe(3a)
Ei=E0(τe∕tp)对tp≤τe(3b) 这里tp是Ei波形的相持续时间。
作为替代,限值也要按正弦形频率来确定,如式(4a)、式(4b)、式(4c)所示:
Ei=E0对f≤fe(4a) Ei=E0(f∕fe)对f≥fe(4b) fe=1∕(2τe)(4c)
关系式(4c)已使用有髓鞘神经的理论模型[B75]来确定。因为易激励组织的非线性电动力学,方程式(4c)与从线性系统所得的关系式τ=1∕(2πf)有所不同。
神经激励的阈值遵循一条U形曲线,在约10Hz处具有一个低频上拐点,以及在频率fe处具有一个高频的上拐点。在较高和较低转折频率之间的平稳段是基强度。理论的模型提出场强度-持续时间的时间常数和高转折频率存在关联fe=1∕(2τe)(Reilly
[B75],[B77];Reilly和Diamant
[B79])。低频上拐出现在生物组织内正弦波形下,该波形从零交叉点处始动,因为正弦形的缓慢上升率允许神经适应刺激,该特征在正方形波的刺激中、或是在峰值处始动的正弦形波所没有的。考虑到*坏的情况,感应场的波形假设在峰值时始动。由于在影响到本标准的频率上,感应场正比于环境场的导数(微分)这个假设等同于假设一个环境场始动在零交叉点上。在fe之上,阈值具有到一个正比例于频率的坡度。
对一个给定的刺激持续时间,单相的正方形波电流提供电刺激的*低阈值。短暂的双相电流波形一般具有较高的激励阈值。由于双相电流的反向,在相持续时间变得较短时(也即是,事件的频率含量较高时),阈值的增加变得较大。然而,对重复的双相波(举例,一个重复的正弦波),阈值变为近似于相同相持续时间的单个单相方形波的数值(Reilly
[B75])。结果是,适合于单相方波刺激的阈值建立的较低限值,已经应用到相同相持续时间的双相波上。对于单个双相短暂时间的事件,激励的阈值可能高于单相刺激的阈值,因此这个方法是保守的。然而,在本标准的频率范围内,保守的程度是很小的。
6.1.1神经的激励
神经和肌肉的激励需要膜静止电位约为10-20mV的去极化─确切的量取决于刺激的波形和其他的因素。在一个局部恒定的电场区域中,激励在神经末端,或在经历一个快速弯曲处始发,例如可能发生在运动神经元的端板处,或是感觉的感受器处(Reilly
[R71],[75])。在这些情况下,激励的阈值与神经轴突的直径成反比例。
在本标准中,已经作出假设:纤维直径是在人体内所发现纤维尺寸分布的外部界限上。相应地,对周边的神经假设*大的直径是20μm,而对CNS神经元为10μm。对20μm和10μm神经纤维的刺激,理论的模型各别地预示为E0=6.15V∕m和12.3
V∕m,以及对每种纤维尺寸τe=128μs(Reilly [B75])。
这些数值很好地符合于实验的数据。对磁场刺激报告的τe中值实验数值在146-152μs的范围内(Barker及其同事[B4];Bourland及其同事[B13];Mansfield和Harvey[B59]);虽然较大的数值也已经有所报告(Bourland及其同事[B16];Havel[B39];Nyenhuis及其同事{B66})。接触电流刺激的τe数值包括相当宽的范围,其中包含磁场刺激所观察到的数值。
为确定基本限值,保守地假设一个小的τe而不是一个大的τe。所以,表6采用τe=149μs的数值,是上述较低实验数值的平均值。理论数值E0=6.15
V∕m是考虑健康成人阈值分布的中值。虽然缺少适当的统计数据,但E0已有充分数据表明,提出这个假设是合理的。在感应的电场可确定的场合下,前臂脉冲磁场刺激的基强度被发现是5.9
V∕m(Havel及其同事[B39])。此外,采用假设的基础的神经激励6.15
V∕m,正确地复制出成人释放电流阈值的分布(Sweeney
[B94])。而且,用E0=6.15
V∕m计算出的脉冲磁场刺激的激励阈值,合理地与实验室所确定的阈值相一致(第6.3节)。
激励骨络肌肉*敏感的方法是通过(刺激它的)运动神经元的电刺激。所以,肌肉刺激的阈值遵循对神经激励的阈值。对此的例外发生在心脏的刺激上,如下列所述。
6.1.2心脏的激励
心脏激励,是指涉及心脏收缩的电刺激。与神经激励的法则一样,遵循强度-持续时间和强度-频率法则,除非是很大的τe数值(较小的fe数值)。实验的数据指出τe取决于刺激的聚集度(限制于小的部位)。对小部位刺激,如靠近易激励组织的一个小的电极,时间常数可能比刺激是更分散时小得多,例如磁感应在生物组织内的电场。已经假设S-D(强度-持续时间)时间常数τe=3
ms,它应用到大型接触电极或是心脏组织的分散刺激;已经假设E0=12
V∕m是根据实验数据提出的激励中值基强度(Reilly [B73],[B75])。
心脏的激励并不必然地是有害的,虽然心室纤维性颤动(VF)是一种严重威胁生命的状况。对VF的*低阈值典型地超出那些带有50倍或更高安全因子的激励阈值。然而,如果心脏反复地受到激励,VF的阈值下降,如果在心博周期内易损时段上施加了刺激,可能会使VF与激励阈值之间的安全因子降低到为2。
心脏的激励在大多数情况下将不是一个曝露的问题,因为随着躯干的曝露,周边神经激励将成为优*限制。然而,在造成心脏周围强感应场的非均匀曝露的特殊情况下,可想象到的会需要应用心脏激励准则。
6.1.3突触活动的改变
有鉴于神经细胞需要约15-20mV的膜去极化、来起动一个动作电位;突触前膜电位变化小于1mV或可能小到60μV时可能影响到突触过程,如同在视网膜中突触的电激励(Knighton[B53]、[B54])——低于*小神经激励阈值的250倍。因此,对神经与施加电刺激的相互作用、突触是一个潜在性的敏感部位。突触的一个重要性质是:在突触前电位中的一个相对很小的改变能够在突触后电位上具有非常大百分比的变化(Katz和Miledi[B50])。因为突触后的细胞会相加从几个细胞来的突触前的输入,突触前电位的很小变化能够具有显著的突触后影响,而且可以或是抑止性的、或是激励性的,即是,可能造成一个神经元的激励(否则是不会激励的),或是可能抑止一个神经元的激励(否则是会激励的)。
突触极化影响的一个例子是归属到(起因于)电的和磁的光幻视现象,这些是施加于头部的电流或磁场而造成的视觉影响(Adrian[B2];Barlow[B5]、[B6];Baumgart[B7];Bergeron及其同事[B10];Budinger及其同事[B19];Carstensen[B21];Clausen[B24];Loevsund及其同事[B57]、[B58];Silny[B92])。实验室的证据提出光幻视是在视网膜的接受器和神经元中突触电位的改变所造成(Knighton[B53]、[B54];Loevsund及其同事[B57]),而不是光神经或视觉皮质的激励,虽然视觉皮质刺激产生的视力感觉已经被证实具有足够强的刺激(Brindley和Lewin[B17];Brindley和Rushton[B18];Ronner[B83])。
使用从磁光幻视而来的数据(Loevsund及其同事[B57]、[B58]),用头部的椭圆模型计算(见附录B),在头部相应的感应电场在*敏感的试验频率(20Hz)上是0.079V∕m-rms。在电的相互作用认为是发生的视网膜上,其计算的场是0.053V∕m-rms。假设脑的导电率是0.15
S∕m时,这与在视网膜上由电光幻视所决定的电流密度阈值0.008A∕m2是一致的(Loevsund及其同事[B58])。相应于光幻视感觉的内部电场,在*优化的频率上比神经元刺激的基强度阈值低约100倍。
实验室的强度-持续时间数据显示出:对在颞颥(鬓角)上使用电极的光幻视的τe大约是14
ms(Baumgart[B7];Bergeron及其同事[B10]),以及对在蛙眼中电气诱发电位的τe是在14-36
ms范围之内(Knighton[B53]、[B54])。这些数值与上述的光幻视数据相当一致,但却比周边神经的相应数值大约100倍。
在外施电场对突触极化的影响方面,只存在相对较少的数据。考虑数据供应的不足,根据可得到的突触影响实验室数据,并假设其与神经激励特性相似,作出了合理的假设。这些特性的一个分类涉及到强度-持续时间和强度-频率的特性。平均的强度-持续时间的时间常数对突触影响是τe=25
ms。使用对神经激励所指明的关系曲线,fe=20
Hz的强度-频率常数预期超出在生物组织内电场阈值应当上升的数值。当然这个上升在电光幻视阈值的情况下可观察到,虽然上升率是大于用神经激励所观察到的上升率(Adrian[B2];Clausen[B24])。由Loevsund及其同事([B57]、[B58])所报告的磁-光幻视强度-频率曲线在20
Hz上显示出*低值,在较低频时的阈值上升,与电光幻视的数值相一致。超出20
Hz的阈值稍许随着实验室参数(背景照度和波长,物体的视敏锐性)而变化。考虑到电-和磁-光幻视的强度-持续时间与强度-频率曲线在一起,可合理地采用一条相似于在神经和肌肉的电刺激中所发现的阈值曲线,但是具有一个低得多的强度-频率常数(或等效于,一个较大的强度-持续时间的时间常数),和具有较低的基强度。为了阐明这些假设,CNS(中枢神经系统)突触相互作用影响的另外研究是必要的。
对光幻视的频率敏感阈值已经在实验室进行了试验,*大频率只到约75
Hz。分委员会作出保守的假设,即从20 Hz以上到至少为760
Hz的频率,突触极化的阈值遵循与频率成比例的法则(高于这个频率,周边神经激励的限值支配着磁场的*大许可曝露)。
关于光幻视阈值的实验,Loevsund及其同事([B57],第330页)陈述说:“事实上,所有的志愿者在实验后提到感受疲劳,而有些则报告说有头痛。有些经历到视觉的余象,这种余象一般只是随着曝露到磁场后的短时间上发生的。然而在一个案例中,他们坚称长达实验后的10分钟。个别的志愿者报告说有眼睛肌肉的痉挛,可能是由场的刺激所引起”。这些发现相似于Silny[B92]的发现,Silny报告说,在超出光幻视阈值的磁通密度水平上,有头痛、不舒适、以及持久视诱发电位(VEP)的改变,但这磁通密度水平仍然低于神经激励的阈值(一个为23的因子)。
显然,可归因到CNS反应的有害作用(疲劳、头痛、肌肉痉挛、持久的视觉余象)已经在关联到光幻视阈值的实验中得到报告。光幻视本身会引起所报告的有害作用是不可能的。似乎可能的解释是:有害影响是由于脑神经元的电刺激,这与*前讨论的突触机制是一致的。
亚激励场改变神经元反应的能力也已经得到报告,在从老鼠脑中来的海马(脑内海马状的突起)切片曝露到磁场之后(Bawin及其同事[B8,B9]),其中感应的电场强度低到0.75
V∕m峰值,比10μm神经元激励的12.3 V∕m阈值低16倍。曝露到50 Hz、≤0.75
mT的磁通密度,活小鼠的迷宫认知率(测动物的记忆能力者)显著地降低(Sienkeiwicz及其同事[B90],[B91])。虽然,所引用的研究并未建立一个突触的机制,他们的确支持这种观点,即在脑神经元激励阈值以下很多的曝露水平下,CNS的影响、包括有害的影响,也是可能的。
脊髓也包含有突触。脊柱的功能对生物机体(例如姿势控制、反射行为)是重要的。对人体已经进行了试验,人体躯干经受到实验MRI(核磁共振成像)系统(见第6.1.1和6.3.2节)的强力骤变梯度场。腰背部在相当于神经刺激阈值的刺激水平上有时会优*报告有感觉,和从一个椭圆感应模型的预期相一致(见第6.3.2节和附录B)。这些试验在低于神经元感觉阈值之下,没有可观察到的影响。在电气感觉阈值以下没有可观察到的影响,提示三个可能解释中的一个。第1个是:脊柱突触的相互作用的确发生,但它们对人体是不能觉察的。另一个是:在脊柱中的感应场低于突触相互作用的阈值,即使在脊柱外部的水平粗略地是高于突触阈值的2个数量级。第3个是:刺激的阈值显著地大于在脑神经元内为突触影响所假设的数值(表6)。
考虑到分委员会不能从脊髓的刺激在归属于突触阈值的水平上找到数据,来提示可观察到的影响,故本标准的保护集中于脑子上,而不是脊髓。
6.1.4平均时间
在表1、表2、表3、表4和表5中所规定的均方根值(rms)量度需要一个平均时间的规定。对正弦形刺激波形,在半波增量上评估的神经激励的阈值,在奇数半波逐渐下降的*大值、和偶数半波的*小值之间振动,并收敛于约1.3
ms刺激持续时间的单个*小的阈值(Reilly[B75])。激励阈值的时间常数相对于肌肉与神经突触刺激持续时间,超出对神经刺激的持续时间20和168的因子(表7)。因此,平均持续时间200
ms(≌168×1.3)的测量,将包含对*小神经、肌肉与突触的激励阈值给出特性所需要的*大积分的持续时间。对充分低的频率来说,阈值的变化在周波数高于1时是不重要的,而几个周波的平均测量时间看来是合适的。对低于0.1
Hz的频率来说,*大的平均时间10秒(一个周波)被考虑是合适的。
6.1.5空间的平均
在确定是否符合基本限值时(表1),重要的参数是用于测量生物组织内电场的平均距离da。一个相关的问题是在所需要的距离上产生有效电刺激的电场必须存在。对实际关心的案例包括非有意识的电气曝露来说,激励一个神经纤维的*敏感方法,是通过定向在神经纤维长轴、并作用在其末端的生物组织内的电场(Reilly[B75])。只有在一个小的刺激电极置于靠近神经的地方时,才可能出现与上述情况例外的情况,但是这些情况通常只在医学应用中才能找到,而不是偶然的电气遭遇。
激励的阈值和场存在的距离(de)间的关系,已通过使用一个非线性有髓鞘的神经模型得到确定(Reilly和Diamant[B80])。使用这个模型得到*小的阈值是在de为7个或更多结间距离时。当de是1个结间距离时,阈值是*小值的2倍。当de是2、3、4和5个结间距时,阈值超出*小值各别为34%、14%、7%、和3%。对一个神经轴索直径为20μm(这尺寸在本标准中是为周边神经而假设的)时,结间的距离是2
mm。如果使用了5
mm的平均距离(da),并假设场正好等于相当于de的激励阈值时,测量的平均场在de≤2个结间距离时,将在基本限值(表1)的19%之内。对较大的de并具有一个相应的阈值场,在5
mm上所测量的平均场接近于基本限值在百分之几之内。这表明5
mm代表一个合理的平均距离,它既不是过度地保守的、也不是随意的。因此,分委员会规定:在生物组织内的电场被确定为距离da=5
mm上的平均值,它能够从5 mm范围内的电位差很容易地得到确定。
6.2有害作用的准则
基本限值和*大许可曝露(MPE)限值的作用是避免有害的反应,而不仅是可感觉到的反应。厌恶的或痛苦的电刺激被考虑是一个有害的影响。由周边神经的磁刺激产生的痛苦感觉高于感觉阈值的倍数,各研究报告分别为:1.3倍(Budinger及其同事[B20])、1.6倍(Bourland[B15])和1.48倍(Nyenhuis及其同事[B67];Schaefer及其同事[B88])。平均倍数是1.45。观察到的不能忍受的痛苦的平均阈值为感觉阈值的2.05倍(Schaefer及其同事[B88])。对痛苦感觉的中值基强度阈值取为E0=6.15×1.45=8.92
V∕m(峰值)。根据电刺激人体感觉阈值的对数-正态概率模型(见第6.8节),对健康成人百分之一痛苦反应阈值的保守估计,是低于中值的3倍,导致基强度为2.97
V∕m。
在接触电流刺激的情况下,不愉快和痛苦的感觉在超出磁刺激感觉的较大乘数(倍率)上发生。根据几个来源的实验数据(Reilly[B75],表7.3),痛苦的刺激估计发生在高于感觉阈值的2.4倍上;不愉快的感觉发生在1.7的倍数上;而痛苦阈值对不愉快阈值的比值约是1.4。
已发现磁刺激比接触电流刺激有较小的痛苦―感觉值比率,这可由以下事实来解释:在磁刺激中,感应电流的分布只逐渐地随着躯体的尺寸而变化。因此,在一些神经元首*开始被激励的场水平上,场的很小增加可以激励很大范围的神经元。如果痛苦在躯体的某部位是磁性感应的,这可能是在一个广大的范围。相反,皮肤的刺激是更加地集中的。在较大范围的超阈值刺激可能比之于在较小的范围更加痛苦,这可能解释了磁感应和小范围接触电流之间痛苦—感觉比的差别。
心脏的激励考虑是有害的。虽然心脏刺激本身并不必然地有生命的威胁;但如果刺激很近地接连重复,是有潜在的危险的,诸如心脏受正弦形或重复脉冲刺激的这类情况(见第6.1.2节)。
*突触的影响,分委员会把脑神经元电刺激通过在生物组织内感应的电场所引起的任何脑活动的改变,作为潜在性的有害后果。这种保守主义的做法是被实验室实验所报告的有害作用(疲劳、头痛、肌肉痉挛、持久的视觉余象)所促动的,这种实验使用了接近突触效应阈值的磁场曝露。
关于人体在强静止场和准-静止场中快速运动而产生的磁流体动力效应和电荷上的作用力,已经观察到多样化的生物效应(见第6.4节)。*这些观察来看,对50%的人体对象,在频率低于1
Hz时,有害作用可取为1.06 T-rms(峰值1.5
T),这可能包括关联到头部运动的恶心、眩晕、和味的感觉。
6.3磁场曝露的阈值限值
从允许的生物组织内电场数值来导出环境磁场,必须使用一个感应模型。用来预测在磁场曝露期间整个躯体能量吸收的传统方法包括使用模拟动物或人的椭圆形模型(Reilly[B72])。在过去的几年中,高-分辨率的解剖学模型已经发展到增强其预测局部能量吸收的能力,诸如在单个器官之内或是器官的一部分。
6.3.1具体的解剖学感应模型
高-分辨率模型的发展已经惊人地增强了对电磁场曝露期间能量吸收的理解。然而,这种发展也已经显露出有关剂量学现有知识的若干不足。Hurt及其同事[B41]验证了已公布的介电常数值的变化如何影响比吸收率(SAR)的计算。虽然SAR数值只与较高频率有关,介电常数值对较低曝露频率所产生的预期感应内部场的影响,也是应确定的。Mason和其同事[B60]在电磁场曝露时,评估了体素尺寸对预计能量吸收的影响。体素尺寸的增加可能增加也可能减少体素内吸收的预计能量值。通常吸收的能量有一个降低,但并不是始终遵循这种规则。看来较好的解决办法是使用可取得的*高分辨率模型,然后将体素中所吸收的能量进行平均。然而,即使模型具有较小的体素尺寸,这并不必然地意指高-分辨率解剖学或解剖部件的分离已经被合适地结合起来了。
由多个研究者使用相似的具体解剖学模型和相似的数字技术(Dawson和Stuchly[B28];Dimblylow[B30];Gandhi[B37])所取得的感应电场计算的比较表明,在重要器官内*大场的差别超过5:1;器官的平均值通常是合理地一致的,虽然注意到差别可达到2:1。因为本标准的基本限值取决于特定器官中的*大场,所报告的*大值的很大变化,使得把现有的具体模型应用到标准之中发生困难。
高分辨率模型的重要不足是确实性。简单地产生一个模型,对宣布使用这个模型所产生的结果是正确的而言是不够的。对生物组织的实际实验室试验,应当结合到任何模型的发展上去。理论与经验结果的比较,以及模型的随后精炼,对使用这些模型来确认或修订曝露标准时,以取得实质的置信度是很重要的。
6.3.2椭圆感应模型
本标准中环境磁场的限值是根据较大个体的头部和躯干具有均匀导电率的椭圆模型,和在躯体尺寸上具有不变数值和相对相位的场,如附录B中所述。在所有的计算中,*场相对于躯体的方向而言,作出了*坏情况的假设。
使用这个模型已计算出,感应在躯干的周边、具有整个躯体曝露到dB∕dt=37.5
T∕s(参见附录B与表B.1),生物组织中的场为6.15
V∕m(人体中假设的中值神经激励的阈值)。该理论数值适用于使激励阈值*小化的曝露情况:也*是,一个很大的成人;在其躯体的尺寸上,有一个数值、方向、相对相位不变的关联场;一个单相方波形的生物组织内电场。在大多数的情况下,实验条件与理想参数有偏离,从而会产生比*小值更大的阈值。
对感应电场设定的理想条件之一是单相、方波形状。注意到:在生物组织内的场取决于磁通密度的时间导数(即微分)dB∕dt的波形,对磁脉冲这必然地是双相的;如果磁通密度的上升值和下降值是相等的,虽然上升和下降时间不是必须相等,其平均值为0。如果感应波形是的相反转或是延迟的、或是渐进的,则阈值可以是有效地与应用到单相波形的相同。
导出的保守理论数值37.5
T∕s,可以与MRI(核磁共振成像系统)研究中人体躯干脉冲磁场曝露所得出的实验阈值相比较(Bourland及其同事[B12],[B13],[B14],[B15];Budinger及其同事[B20];Cohen及其同事[B24];Mouchawar及其同事[B61];Nycnhuis及其同事[B66];Schaefer及其同事[B86],[B87];Yamagata及其同事[B98]),如同过去所复核的一样(Reilly[B75],第9.7节)。两位研究者(Budinger及其同事[B20];Cohen及其同事[B25])报告的平均感觉阈值是60
T∕s,而另一位研究者(Bourland及其同事[B12])报告的*小阈值是45
T∕s。更高的阈值由其他的研究者作出报告,但是像上述所引述的研究一样,这些牵涉到非*理想的波形,或导致不得出*小基强度数值的(其它)情况。
上述讨论的、在实验中使用的模拟MRI场,在人体躯干尺寸范围内,幅度和相对相位都有相当大的变化。当这种非均匀性存在时,对电刺激*适当的量度是不清晰的。*近的研究报告中,感觉的阈值系根据空间平均的曝露,而不是如同上述大多数研究提及的空间的峰值。使用一个空间平均的量度,感觉阈值的平均基强度值,在包括65个人体对象的一个研究中(Hebrank[B40])报告为25
T∕s,而另一个包括84个人体对象的研究中(Nyenhuis及其同事[B66])报告为28.8
T∕s。
使用磁刺激的心脏激励阈值,已经在狗(的实验)中得到确定。早期的结果(Mouchawar及其同事[B62];Yamaguchi及其同事[B99])指出dB∕dt的阈值,超出从这里使用的模型所预告的数值(表7和表B.1),虽然这可以由所引述的研究(Reilly[B73])中使用了非*理想曝露条件来解释。更近期的用狗做试验的实验结果(Schaefer及其同事[B88]),在按动物到人体的尺寸比例衡量时,很好地与使用于本标准中的模型相符合。以下这点也已得到确认:在时变刺激场上增加1.5
T的静止场,并不改变心脏激励的阈值(Bouland及其同事[B16])。
考虑到理论和实验的数据,分委员会采纳表7中所列出的峰值dB∕dt()为中值阈值。附录B叙述了如何从表6的生物组织内的参数来导出表7的外部场阈值的方法。
表7已确认的磁dB∕dt作用阈值的模型:整个躯体的曝露;中值阈值a 反应
0-pk(T∕s)b τe(ms) fe(Hz) 脑,突触活动的改变 1.45 25.0 20
脑,10μm神经激励 237 0.149 3350 躯体,20μm神经激励 37.5 0.149 3350
心脏激励 88.7 3.00 167
a.表的解释如下:对tp≥τe,=0;对tp≤τe,=0(τe∕tp);
又,对f≤fe,=0;对f≥fe,=0(f∕fe)。
b.(T∕s-pk)是指磁通密度的短时峰值。
阈值按表7的参数进行计算,并示出于方程式(5a)和方程式(5b)中,如:
=0对tp≥τe(5a) =0(τe∕tp)对tp≤τe(5b) 这里tp是0波形的相持续时间。
另外,限值可以按方程式(6a)和方程式(6b)进行确定: =0对f≤fe(6a)
=0(f∕fe)对f≥fe(6b)
表8中列出的B可以从表7的准则中使用正弦形场的关系来计算,示于方程式(7)和方程式(8):
=0∕(2πfe)(7) B0(rms)=B0(峰值)∕()(8)
这里0是dB∕dt的*小(基强度)阈值 B0是B的*小阈值
中值的磁通密度阈值按表8进行计算,方程式(9a)和方程式(9b)如下:
B=B0对f≥fe(9a) B=B0(fe∕f)对f≤fe(9b)
表8中值磁通密度的阈值;整个躯体的曝露a 反应 B0-rms(mT) H0-rms(A∕m)
fe(Hz) 脑,突触活动的改变 8.14 6.48×103 20 脑,10μm神经激励 7.97
6.34×103 3350 躯体,20μm神经激励 1.27 1.00×103 3350 心脏激励 59.8
4.76×103 167 a.对f≥fe,B=B0;对f≤fe,B=B0(fe∕f)。
考虑到上述讨论的方法,显然表8中的磁通密度限值是根据表6相关作用部位评价所设定的生物组织内的限值而得出的。举例,脑的曝露限值是根据在大脑皮质外部周界中所感应的估计场;心脏激励适用于心脏*中所感应的场;而周边神经的限值系根据躯干周边中的*大感应场。
6.4静止或准静止的磁场曝露
从方程式(9b)可见,当频率接近零时,磁通密度的阈值将增加到无穷大;磁通密度的一个上限是需要的,以避免由磁流体动力学作用到磁场内移动电荷上的力的有害影响。这种移动典型地关联到血管系统,虽然观察到的影响也能够因躯体或眼睛在强静止场内的快速运动来形成。这些的物理效应是Hall(霍尔)电压或Lorentz(劳伦斯)力。
关于静止磁场,在实验室条件下的反应包括2
T静止磁场下,人体心脏周期长度(心脏循环时间)增加17%(Jehesen及其同事[B49])。作者们提出其见解:所观察到的效应对健康的人体对象可能是无害的。但是对不良节律的病人的安全性尚不肯定。其他的观察包括血液的速度在1-10
T之间有0.2-3%的变化(Dorfman[B31];Keltner[B52])。在1.5
T时注意到很多有害效应,包括:眩晕、平衡困难、恶心、头痛、麻木和麻刺感、光幻视、和不正常味的感觉。在4
T时注意到更多的明显作用(Schenck及其同事)。其他的影响包括在4
T时老鼠心脏T-波的良性增强(Gaffey和Tenforde[B35],Tenforde及其同事[B95])。
Schenck及其同事的研究,报告在1.5
T时在许多人体对象中有有害影响,分委员会采用1.5
T作为有害影响的中值阈值。1.5 T的峰值关联到慢速变动的正弦形场1.06
T-rms。对阈值的分布已经设定了一个与其他电阈值相同的对数正态分布的统计学模型(见第6.8节)。因此,在低于中值3倍的因子上,也*是353
mT上(在表2中所列出的这个数值是对*低频率的),受影响的敏感个人总数估计小于曝露个人总数的1%。对公众,分委员会应用一个3倍的额外安全因子,这*导出了118
mT的这个数值(如在表2中所列出的)。 6.5非正弦形场或脉冲场
在表1、表2、表3、表4、和表5中的基本限值和MPE(*大许可曝露)水平,是假设为正弦形曝露的波形,表达为频率的函数。然而在许多实际情况下,可应用的波形可能不是正弦形的,例如具有谐波干扰的波形,或是具有脉冲的波形。分节5.2.4表述了基于过去的研究(Reilly[B74],Reilly和Diamant[B79]),用于确定非正弦形波形(脉冲或混合频率)符合性的几组试验。除了满足表1和表2的均方根(rms)限值之外,还要求满足这些试验中的一个。
5.2.4.1分节中的准则系根据生物组织内的场(或接触电流)、或是环境场的导数(微分)的短时峰值和相持续时间。作为另一种选择,在5.2.4.2分节中的方程式(2)使用试验波形的Fourier(傅立叶)分量。因为在任何一个分节中的准则都是保守的,每个分节都可用来作符合性的测验。可按取得完成测验所需数据的相对方便性来确定作何选择(傅立叶分量或短时峰值和相持续时间)。
在有些情况下,符合性试验可能是过分地保守的。这些情况当着波形表现为一个低频的波形、在其上叠加一个短持续时间的脉冲时,可能会发生。当着这种脉冲在持续时间上较短而幅度则较大时,保守的程度会增加。一项更精确的试验,例如用于部位研究(Reilly和Diamant[B79])的一个试验,需要用一个神经激励的模型对特定波形的阈值作出评价。
使用在方程式(2)中的*大频率是5
MHz,这是在本标准限值之外的。然而,对特定波形不遵守本标准与针对较高频率的IEEE
C95.1标准之间的频率划分的也是可能的。由于截去方程式(2)在3
kHz上的和数是没有意义的,故该和数被应用到可验证的电刺激的*高频率上。

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