90 ЭО 190 EO 1
1 Изобретение относитс к медицинской технике и может быть использовано дл измерени объемной скорост кровотока и расхода крови в невскры тых сосудах живого организма, в магистрал х аппаратов искусственного кровообращени , а также дл измерен потоков других жидкостей. Известен измеритель скорости кро вотэка, содержащий электромагнитный датчик кровотока, генератор импульсов , два усилител и стробирующее. устройство ll . Недостатком данного устройства вл етс то, что в нем дл обеспече ни измерени с достаточной точност установка базовой (нулевой) линии производитс при механическом пережатии кровеносного сосуда, что. недопустимо в клинической практике, так как даже кратковременное пережатие может привести к необратимым нарушени м сердечно-сосудистой де тельности . Наиболее близким к предлагаемому по технической сущности вл етс устройство дл измерени скорости кровотока, содержащее последователь но соединенные электромагнитный датчик, дифференциальный и операцио ный усилители, фазочувствительный демодул тор, фильтр низких частот и индикатор, последовательно соединенные генератор тока, фазовращатель и переключатель, который соеди нен с фазочувствительным демодул тором , а генератор тока соединен с входами датчика 2 . В известном устройстве при установке базовой линии точность измерени уменьшаетс в течение проведе ни операции или эксперимента. Минимизацтте) паразитных сигна ов в известном измерителе производ т по осциллоскопу с выхода дифференциального усилител , а не по индика тору измерител , что дает дополнительную погрешность измерений, кроме того, наличие отдельного осциллоскопа усложн ет аппаратуру. Наличие минимум трех регулировок создает большое неудобство в работе т.е. измеритель обладает низкими эксплуатационными свойствами. Цель изобретени - повышение точ ности измерени без остановки крово тока. 3 Указанна цель достигаетс тем, что в измеритель скорости кровотока, содержащий последовательно соединенные электромагнитный датчик, дифференциальный и операционный усилители, фазочувствительный демодул тор, фильтр низких частот и индикатор, последовательно соединенные генератор тока, фазовращатель и переключатель, который соединен с фазочувстрительHbw демодул тором, а генератор тока соединен с входами датчика, введены подключенный к входам датчика потенциометр , средн точка которого подключена к входу операционного усилител , коммутатор, подключенный к второму входу операционного усилител , и последовательно соединенные электронный прерыватель и конденсатор, включенные в цепь обратной св зи дифференциального усилител , при этом коммутатор соединен с переключателем , а электронный прерьшатель - с генератором тока. На чертеже представлена структурна электрическа схема устройства. Измеритель содержит генератор 1 тока (подмагничивани ), электромаг-. нитный датчик 2, подключенный выходами к входам дифференциального усилител 3, цепь обратной св зи которого шунтируетс конденсатором 4, соединенным последовательно с элейтронным прерывателем 5. Выход дифференциального усилител 3 соединен с входом операционного усилител 6, к выходу которого подключен фазочувствительньй демодул тор 7. Операционньй усилитель 6 стробируетс коммутатором 8. К одному из выходов генератора 1 тока подсоединен фазовращатель 9. Демодул тор 7 и коммутатор 8 соединены с переключателем 10. Замыкающие и размыкающие контакты переключател 10 соединены соответственно с генератором 1 тока и с фазовращателем 9. Между входами электромагнитного датчика 2 включен потенциометр 11, регулируемый вывод которого подключен к входу операционного усилител 6. К выходу демодул тора 7 подключен фильтр 12 низких частот, выход которого соединен с индикатором 13. Устройство работает следующим образом . Генератор 1 тока, вырабатьшающий ток подмагничивани пр моугольной формы, чередующийс с периодами отсутстви тока, конструктивно состоит из импульсного задающего генератора, трехразр дного двоичного делител и логических схем И-НЕ (не показаны), которые, использу информацию с выхо да, задающего генератора и триггеров А, В, С трехразр дного двоичного делител , вырабатывают сигналы дл управлени работой ключевого усилител (не показан), питающего током обмотку возбуждени датчика 2, фазочувствительный демодул тор 7, коммутатор 8 и электронньй прерыватель 5. Таким образом, все указанные сигналы жестко синхронизированы между собой по времени, так как вл ютс производными от импульсов задающего генератора и двоичного делител . Ключевой усилитель, в диагональ .моста которого включена катушка возбуждени датчика 2, запитывает током подмагничивани датчик 2 .и создает в нем магнитное поле, пронизывающее кровеносный сосуд. Сигнал, индуцируемый на злектродах датчика кровотока 2 величиной от дес тых долей до единиц мкВ, усиливаетс дифференциальным усилителем 3 и операционным усилителем 6, обрабатываетс в фазочувствительном демодул торе 7, построенном по схеме двухполупериодного синхронного детектора , и через фильтр 12 низких частот поступает на индикатор 13, регистрирующий среднее значение напр жени с выхода демодул тора 7. Индикатор 13, выполненньй в виде цифрового измерител и используемьй дл непосредственного отсчета величины скорости кровотока, состоит из масштабного усилител , аналого-цифрового преобразовател и трехразр дного семисегментного индикатора (не показаны). Установка предела измерени - мл/мин, л/мин и положение зап той на цифровом табло - в зависимости от диаметра кровеносного сосуда осуществл етс автоматически. Непосредственный цифровой отсчет и автоматическа установка пределов изме рени значительно улучшает эксплуата ционные свойства измерител по сравнению с прототипом, где при определении кровотока необходимо производитьч дл каждого датчика дополнитель ные манипул ции по установке калибро вочных чисел с помощью специальных потенциометров и вычисление пределов измерени индикатора. В режиме измерени скорости кровотока опорный и управл ющие сигналы с генератора 1 тока через замкнутые контакты переключател 10 подаютс соответственно на фазочувствительный демодул тор 7, коммутатор 8 и электронньш прерывателе. 5. На врем действи трансформаторной ЭДС - основной причины снижени точности измерений параметров кровотока - коммутатор 8 стробирует операционный усилитель б, а электронный прерыватель 5 подключает в цепь обратной св зи дифференциального усилител 3 конденсатор 4, устран трансформаторную ЭДС и выдел часть полезного сигнала, свободную от. сопутствующих измерению помех и артефактов. Дл обнулени измерител без пережати кровеносного сосуда с помощью переключатеа 10 устанавливаетс режим , при котором опорный сигнал демодул тора 7 и управл ющий сигнал коммутатора 8 от генератора 1 тока подаютс ерез фазовращатель 9, сдвигающий оба эти сигнала по фазе на 1/4 периода импульсов тока подмагничивани . Сдвинутые по фазе сигналы открывают демодул тор 7 и коммутатор 8 в моменты, когда ток подмагничивани и магнитное поле в датчике 2 равны нулю и следовательно равен нулю сигнал, индуцируемый на его электродах. Обратна св зь дифференциального усилител 3 шунтируетс последовательно включенными конденсатором 4 и электронным прерывателем 5. В соответствии с управл ющим сигналом от генератора 1 тока электронный прерыватель 5 включает конденсатор 4 в цепь обратной св зи на врем действи трансформаторной ЭДС. Коэффициент усилени дифференциального усилител 3 по переменному току значительно уменьшаетс . Амплитуда трансформаторной ЭДС снижаетс до уровн полезного сигнала и тем самым устран ютс переходные процессы усилител от воздействи мощного импульсного сигнала на его вход, вызывающие искажение полезного сигнала и вли ющие на точность изг ерений. Кроме того, коммутатор В, управ емый импульсами генератора 1, строирует операционный усилитель 6 два раза за период тока подмагничивани . В моменты стробировани коэф фициент передачи усилител 6 становитс минимальным, вследствие чего окончательно устран етс трансформа торна ЭДС, - основной источник погрешности электромагнитного метода измерени кровотока. Работа электронного прерывател и коммутатора 8 аналогична как в ре жиме обнулени на потоке, так и в режиме измерени скорости кровотока Дл устранени наводок из цепей возбуждени измерител на электродные выводы, служит включенный между вкодами датчика 2 потенциометр 11. На не1)егулируемых вьгоодах потенциометра 11 при работе генератора 1 ра В1шаютс противофазные напр жени . С регулируемого вывода потенциометра 11 может быть сн то любое про межуточное значение напр жени компенсации . Уровень и пол рность этого напр жени подбираютс такими, чтобы, суммиру сь с сигналом от нулевого потока на входе операционного усилител 6, устранить наведенное из цепей возбуждени паразитное напр жение . Потенциометр 11 регулируетс до получени на выходе нулевого сигнала . Эта операци на практике проводитс на физиологическом растворе перед установкой датчика на кровеносный сосуд. Наличие электронного прерывател 5 и коммутатора 8 дает возможность осуществл ть установку базовой линии регулировкой только одного потенциометра 11. Кроме того, устранение трансформаторной составл ющей в процессе измерени делает установку нул стабильной во времени, спользование в схеме расходомера только одного регулировочного элемента , непосредственный цифровой отсчет и автоматическа установка пределов измерени привод т к значительному повьшению его эксплуатационных качеств.1 The invention relates to medical technology and can be used to measure the volumetric rate of blood flow and blood flow in the open vessels of a living organism, in the arterial blood circulation apparatus, and also for measured fluids of other liquids. Known meter speed Croc, containing an electromagnetic sensor of blood flow, a pulse generator, two amplifiers and strobe. device ll. The disadvantage of this device is that in order to ensure measurement with sufficient accuracy, the installation of the base (zero) line is performed by mechanically clamping a blood vessel, which. It is unacceptable in clinical practice, since even a brief clamping can lead to irreversible disturbances in cardiovascular activity. Closest to the proposed technical entity is a device for measuring blood flow velocity, comprising a series-connected electromagnetic sensor, a differential and operational amplifiers, a phase-sensitive demodulator, a low-pass filter and an indicator, a series-connected current generator, a phase shifter and a switch that is connected with a phase-sensitive demodulator, and the current generator is connected to the inputs of sensor 2. In the known device, when setting the baseline, the measurement accuracy decreases during the operation or experiment. Minimization of parasitic signals in a known meter is performed on an oscilloscope from the output of a differential amplifier, and not on the indicator of the meter, which gives an additional measurement error, and the presence of a separate oscilloscope complicates the apparatus. The presence of at least three adjustments creates a great inconvenience in the work ie meter has low performance properties. The purpose of the invention is to improve the measurement accuracy without stopping the blood flow. 3 This goal is achieved in that a blood flow velocity meter containing a series-connected electromagnetic sensor, differential and operational amplifiers, a phase-sensitive demodulator, a low-pass filter and an indicator, a series-connected current generator, a phase shifter and a switch that is connected to the Phase-Stimulator Hbw by a demodulator, and the current generator is connected to the sensor inputs, a potentiometer connected to the sensor inputs is inserted, the middle point of which is connected to the input of the operational amplifier , a switch connected to the second input of the operational amplifier, and a series-connected electronic breaker and a capacitor connected to the feedback circuit of the differential amplifier, the switch connected to the switch, and the electronic breaker to the current generator. The drawing shows a structural electrical circuit of the device. The meter contains a current generator 1 (bias), electromagnet. A sensor 2 connected by outputs to the inputs of a differential amplifier 3, the feedback circuit of which is shunted by a capacitor 4 connected in series with an eleutron breaker 5. The output of a differential amplifier 3 is connected to the input of an operational amplifier 6, to the output of which a phase-sensitive demodulator 7 is connected. Operational amplifier 6 is gated by switch 8. Phaser 9 is connected to one of the outputs of current generator 1. Demodulator 7 and switch 8 are connected to switch 10. Shut-off and closing The contacts of the switch 10 are connected respectively to the current generator 1 and the phase shifter 9. Between the inputs of the electromagnetic sensor 2, a potentiometer 11 is connected, the adjustable output of which is connected to the input of the operational amplifier 6. A low-pass filter 12 is connected to the output of the demodulator 7 and the output is connected to the indicator 13. The device works as follows. The current generator 1, generating a rectangular shaped bias current alternating with no-current periods, constructively consists of a pulsed master oscillator, a three-digit binary divider and NAND logic (not shown), which, using information from the output master oscillator and the triggers A, B, C of a three-bit binary divider produce signals to control the operation of a key amplifier (not shown) supplying current to the excitation winding of sensor 2, phase sensitive demodulator 7, switch 8, and the interrupter 5. Thus, all these signals are rigidly synchronized with each other in time, since they are derived from the pulses of the master oscillator and the binary divider. The key amplifier, in the bridge diagonal of which the excitation coil of sensor 2 is turned on, supplies the biasing current with sensor 2. And creates in it a magnetic field that penetrates the blood vessel. The signal induced on the electrodes of the blood flow sensor 2, ranging from tenths to units of microvolts, is amplified by a differential amplifier 3 and operational amplifier 6, processed in a phase-sensitive demodulator 7 built according to a dual-wave synchronous detector, and through a low-pass filter 12 enters the indicator 13 recording the average value of the voltage from the output of the demodulator 7. The indicator 13, made in the form of a digital meter and used to directly read the value of the velocity of blood flow, with It consists of a scale amplifier, an analog-digital converter and a three-digit seven-segment indicator (not shown). Setting the measurement limit — ml / min, l / min and the comma-position on the digital display — depending on the diameter of the blood vessel is carried out automatically. Direct digital readout and automatic setting of measurement limits significantly improves the operational properties of the meter as compared to the prototype, where for determining the blood flow it is necessary to perform additional manipulations for each sensor on setting the calibration numbers using special potentiometers and calculating the measurement limits of the indicator. In the mode of measuring the blood flow velocity, the reference and control signals from the current generator 1 are transmitted through the closed contacts of the switch 10 to the phase sensitive demodulator 7, the switch 8 and the electronic breaker, respectively. 5. For the duration of the transformer EMF - the main reason for the decrease in the measurement accuracy of blood flow parameters - switch 8 gates operational amplifier b, and electronic interrupter 5 connects capacitor 4 to the feedback circuit of differential amplifier 3, eliminating the transformer EMF and isolating the part of the useful signal free from . related to the measurement of interference and artifacts. To zero the meter without holding the blood vessel using switch 10, a mode is set in which the reference signal of the demodulator 7 and the control signal of the switch 8 from the current generator 1 are fed through the phase shifter 9, shifting both these signals in phase by 1/4 period of the bias current pulses . The phase-shifted signals open the demodulator 7 and the switch 8 at times when the bias current and the magnetic field in sensor 2 are zero and therefore the signal induced on its electrodes is zero. The feedback of the differential amplifier 3 is bridged by a series-connected capacitor 4 and an electronic chopper 5. In accordance with the control signal from the current generator 1, the electronic chopper 5 connects the capacitor 4 to the feedback circuit for the duration of the transformer EMF. The gain of the differential amplifier 3 with alternating current is greatly reduced. The amplitude of the transformer emf is reduced to the level of the useful signal, thereby eliminating the transient processes of the amplifier from the effect of a powerful pulsed signal on its input, causing distortion of the useful signal and affecting the accuracy of measurements. In addition, the switch B, controlled by the pulses of the generator 1, builds the operational amplifier 6 twice during the period of the bias current. At the moments of gating, the transfer coefficient of amplifier 6 becomes minimal, as a result of which the transformer emf is finally eliminated, the main source of error of the electromagnetic method for measuring blood flow. The operation of the electronic interrupter and switch 8 is similar both in the mode of zeroing on the flow and in the mode of measuring blood flow velocity. To eliminate pickups from the excitation circuit of the meter to the electrode leads, the potentiometer 11 connected between the codes of the sensor 2 is used. The operation of the generator 1 pa B1 is supplied by antiphase voltages. With an adjustable output of potentiometer 11, any intermediate value of the compensation voltage can be removed. The level and polarity of this voltage are selected so that, summing up with the signal from the zero flow at the input of the operational amplifier 6, to eliminate the parasitic voltage induced from the excitation circuits. Potentiometer 11 is adjusted to produce a zero signal at the output. In practice, this operation is carried out on a physiological solution before the sensor is installed on a blood vessel. The presence of an electronic switch 5 and switch 8 makes it possible to set the baseline by adjusting only one potentiometer 11. In addition, eliminating the transformer component during the measurement process makes the zero setting stable over time, using only one adjustment element in the flow meter circuit, direct digital reading and the automatic setting of measurement limits leads to a significant increase in its performance.