Разработка и обоснование функциональной схемы реографа

⇐ ПредыдущаяСтр 2 из 6Следующая ⇒

В соответствии с техническими требованиями реограф должен обеспечить излучение по 4-м каналам, отличающихся частотой зондирующих сигналов:

I к – (40 ± 4) кГц; II к – (50 ± 5) кГц; III к – (70 ± 7) кГц; IVк – (100 ± 10) кГц.

Эти каналы идентичны по своим структурным и функциональным схемам. Поэтому в дальнейшем будет вести разработку только одного канала.

Рисунок – Функциональная схема канала реографии

Схема реографического канала состоит из:

– генератора зондирующего тока высокой частоты;

– блока автоматической калибровки;

– реле выбора режима «работа-калибровка»;

– входить устройства восприятия реосигнала;

– синхронного демодулятора с RC-фильтром на выходе;

– блока активного фильтра НЧ и усилителей НЧ для формирования реосигнала Δ R;

– усилителя постоянного тока;

– АЦП для преобразования и отображения информации о базовом импедансе R;

– дифференциатора для получения сигнала производной реосигнала d(Δ R)/dt.

Генератор выполнен в виде мультивибратора, делителя частоты и генератора тока, нагруженного на первичную обмотку трансформатора Т1 через конденсатор С1 и С2 подключаются к генераторным электродам (I₁, I₂) исследуемого органа на теле пациента. Падение напряжения на биообъекте (выводы U₁, U₂) пропорционально комплексному сопротивлению Z биообъекта.

где I₃ – зондирующий ток, Z₀ – базовый импеданс, Δ Z – изменение базового импеданса.

Напряжение U₂ через конденсаторы С3, С4 подается на разделяющий трансформатор Т2. Со вторичной обмотки трансформатора сигнал инвертируется и усиливается с помощью 2-х тактной схемы на 2-х операционных усилителях. После инвертирования и усилении подается на один из входов синхронного демодулятора (детектора). На другой вход демодулятора подается опорный синхронный сигнал с выхода генератора. Демодулятор осуществляет операцию умножения двух переменных сигналов с фильтрацией огибающей. Далее сигнал усиливается по низкой частоте (с сохранением постоянной составляющей импеданса) и после фильтрации разделяется на 2 составляющие: переменную (Δ Z) и постоянную (Z). Переменная составляющая после усиления по низкой частоте и масштабирования усилителем НЧ подается на выход для регистрации реосигнала.

Рисунок – Функциональная схема усилителя кардиосигнала

Постоянная составляющая после усиления и масштабирования усилителем постоянного тока подается на вход АЦП (КР572ПВ2 или КР572ПВ5). Для получения производной реосигнала d(Δ Z)/dt используется активное дифференцирующее звено на 2-х операционных усилителях. Выходной сигнал дифференцирующего звена после усиления масштабным усилителем подается на выход для регистрации.

Схема автоматического успокоения обеспечивает с помощью аналоговых электронных ключей более быструю разрядку конденсаторов связи после подачи больших сигналов.

Схема кардиографического канала состоит из:

– блока пациента;

– блока выходного преобразователя;

– блока питания, обеспечивающего гальваническую развязку блока пациента от остальной схемы канала.

Блок пациента предназначен для усиления и преобразования кардиосигнала. Блок пациента не должен иметь гальванической связи в корпусом прибора и обеспечивать развязку по информационному сигналу и по питанию. Входной кардиосигнал подается на буферный операционный усилитель, выход которого связан через фильтр высокой частоты с неинвертирующим усилителем. Фильтр ВЧ обеспечивает нижнюю граничную частоту на уровне 0, 3 Гц. После фильтрации сигнал поступает на неинвертирующий вход операционного усилителя по амплитуде. Усиленный кардиосигнал (U_КС) подается на блок широко-импульсной модуляции (ШИМ) для обеспечения гальванической развязки блока пациента от остальной части прибора. Блок ШИМ выполняется в виде компаратора (на основе ОУ или на основе специализированной микросхеме) и генератора пилообразного напряжения (ГПН).

Рисунок – Схема широтно-импульсной модуляции кардиосигнала: а – структурная схема, б – временная диаграмма ШИМ

Он выполняет функцию линейного преобразователя напряжения U_КС в дискретную последовательность импульсов Т_i, при этом U_КС = к Т_i = f (t).

Выходной сигнал компаратора в виде прямоугольных импульсов со скважностью, пропорциональной входному низкочастотному кардиосигналу подается на первичную обмотку трансформатора. Трансформатор обеспечивает гальваническую развязку блока пациента от остальных узлов схемы. Импульсный сигнал с вторичной обмотки трансформатора подается в блок выходного преобразователя, конкретно на ОУ с положительной ОС для обеспечения высокой стабильности амплитудно-временных параметров импульсов. С выхода ОУ сигнал подается на пассивный 3-х диапазонный делитель напряжения, обеспечивающий регулировку чувствительности регистрации кардиосигнала и затем на демодулятор импульсных сигналов. Демодулятор может быть выполнен на основе активного фильтра нижних частот и осуществляет преобразование импульсного сигнала в постоянное напряжение, которое поступает на выход прибора для регистрации.

Для того чтобы обеспечить гальваническую развязку блока пациента по питанию, функциональной схеме необходимо предусмотреть отдельный источник питания для блока пациента. Такой источник может быть выполнен по схеме с генератором импульсов и трансформаторным ключевым каскадом усиления по мощности.

Рисунок – Схема источника питания блока пациента

При использовании трансформатора с выходной обмоткой, имеющей среднюю точку можно получить двухполярное питающее напряжение ±U_п (2 источника, соединение последовательное). Такой источник необходим для питания операционных усилителей.

Вопросы разработки и расчета основных узлов реографа.

⇐ Предыдущая 123 4 5 6 Следующая ⇒