Попечителев Е.П. Кореневский Н.А. Электрофизиологическая и фотометрическая медицинская техника: Теория и проектирование

Подождите немного. Документ загружается.

ЭКС й-

Цифровой

' выход

б)

R/W*

Вывод 17

STATUS

Вывод 10

Действительные

данные для чтения

в)

AD670

' ___

Шина данных

к выводам D0...D7,

параллельного 5

порта

18 18

Рис. 11.17. Примеры устройств ввода аналоговых сигналов

В схеме интерфейса (рис. 11.17, в) аналого-цифровой преобразова-

тель преобразует напряжение из диапазона

0 -5-

+ 2,55В

двоичные коды,

значения которых изменяются соответственно от

до FFH (в десятичном

исчислении до 255). Если входные напряжения выходят из указанного

диапазона, то необходимо провести соответственное масштабирование и

нормализацию напряжения. Кроме того, при работе

высокими напряже-

ниями следует соблюдать меры предосторожности, чтобы не подвергать

опасности здоровье оператора и не вывести из строя компьютер.

Управляющие сигналы R/W,

CS и СЕ

формируются программным пу-

тем. В приводимой ниже программе выполняются инициализация преоб-

разования, считывание кода данных АЦП и его отображение на экране

монитора. Считывание кода данных АЦП выполняется постоянно в цик-

ле, пока на клавиатуре не будет нажата клавиша Q или q.

ПРЕДНАЗНАЧЕНА ДЛЯ ИСПОЛНЕНИЯ В РЕАЛЬНОМ РЕЖИМЕ

80386

;ДАННАЯ ПРОГРАММА ВЫПОЛНЯЕТ ПОСТОЯННОЕ СЧИ-

ТЫВАНИЕ ДАННЫХ ; АНАЛОГО-ЦИФРОВОГО ПРЕОБРАЗОВА-

ТЕЛЯ AD670, ПОДКЛЮЧЕННОГО К ;ПАРАЛЛЕЛЬНОМУ ПОРТУ, И

ВЫВОД ТЕКУЩЕГО РЕЗУЛЬТАТА НА ТЕКСТОВЫЙ МОНИТОР

ОТТРАНСЛИРОВАНО С ПОМОЩЬЮ АССЕМБЛЕРА ASM386

ФИРМЫ PHAR LAP;PAGE ,132

ОСТАНОВКА РАЗМЕРА СТРАНИЦЫ PULSE MACRO VOLT

СТРОБ И ЧТЕНИЕ; АЦП

ОБЪЯВЛЕНИЕ МЕТОК ЛОКАЛЬНЫМИ

^СОХРАНЕНИЕ СОДЕРЖИМОГО ВСЕХ РЕ-

ГИСТРОВ MOV DX.PORT ;;ПОСЫЛКА

ОООООООО В PORT+2

LOCAL СНК1

PUSH AD

ADD DX,02H

MOV AL,0

OUT DX,AL

BTS AL,1

OUT DX,AL

BTS AL,3

OUT DX,AL

BTR AL,3

OUT DX,AL

MOV DX,PORT

ADD DX,01H CHK1:

IN AL, DX

AND AL,40H

УСТАНОВКА РАЗРЯДА 1 В РЕГИСТРЕ AL

СООТВЕТСТВУЕТ ЛИНИИ СЕ

УСТАНОВКА РАЗРЯДА 3 В РЕГИСТРЕ AL

СООТВЕТСТВУЕТ ЛИНИИ R/W

СБРОС РАЗРЯДА 3 В РЕГИСТРЕ AL

ВЫРАБОТКА ИМПУЛЬСА ПО R/W ПРО-

ВЕРКА ЗАВЕРШЕНИЯ ПРЕОБРАЗОВАНИЯ

;;АДРЕС ПОРТА PORT + 1

;;ЧТЕНИЕ ЗНАЧЕНИЯ ИЗ ПОРТА

;;ПРОВЕРКА СИГНАЛА НА STATUS

439

CMP AL,40H

JE CHK1

MOV DX,PORT

IN AL,DX

MOV VOLT,AL

POPAD

ENDM

LOCAL P1,P2

PUSHAD

MOV DL,VALUE

MOV CX,0

LEA SI,MYBUFF

PI: PUSH CX

MOV AL,DL

MOV АН,О

MOV CL,OAH

DIV CL

MOV DL,AL

MOV AL,AH

OR AL,30H

MOV [SI],AL

INC SI

POP CX

INC CX

CMP DL,0

JNZ PI

P2: DEC SI

MOV AL,[SI]

;;ECJIH 1 — ПРОДОЛЖИТЬ ЦИКЛ,

;;ПОКА НЕТ О

;;ЗАГРУЗКА АДРЕСА PORT И ОПРОС

;;ПОРТА НА НАЛИЧИЕ ДАННЫХ

;;ЧТЕНИЕ ДАННЫХ АЦП

;;ЗАПИСЬ КОДА НАПРЯЖЕНИЯ В ЯЧЕЙКУ С

ИМЕНЕМ VOLT

;;ВОССТАНОВЛЕНИЕ СОДЕРЖИМОГО РЕ-

ГИСТРОВ

;;КОНЕЦ МАКРОСА HTOD MACRO VALUE

^ПРЕОБРАЗОВАНИЕ

ШЕСТНАДЦАТЕРИЧНЫХ ЧИСЕЛ В ДЕСЯ-

ТИЧНЫЕ

;;ОБЪЯВ Л Е НИЕ МЕТОК ЛОКАЛЬНЫМИ

;СОХРАНЕНИЕ СОДЕРЖИМОГО ВСЕХ РЕ-

ГИСТРОВ

;;В РЕГИСТРЕ DL — ПРЕОБРАЗУЕМОЕ ЧИСЛО

;;ИСХОДНОЕ ЗНАЧЕНИЕ СЧЕТЧИКА ПОЗИ-

ЦИЙ

;;АДРЕС ВСПОМОГАТЕЛЬНОГО БУФЕРА

;;СОХР АНЕНИЕ СОДЕРЖИМОГО РЕГИСТРА

СХ

;;ЗАПИСЬ СОДЕРЖИМОГО DL В РЕГИСТР AL

;;ОБНУЛЕНИЕ БАЙТА АН

;;ОСНОВАНИЕ ДЕСЯТИЧНОЙ СИСТЕМЫ

СЧИСЛЕНИЯ

;;ДЕЛЕНИЕ НА Ю

;;РЕЗУЛЬТАТ ДЕЛЕНИЯ A DL

;;ПЕРЕСЫЛКА БАЙТА АН В РЕГИСТР AL

;;ПРИВЕДЕНИЕ К КОДУ ASCII

-ЗАПИСЬ ПО УКАЗАТЕЛЮ ПОЗИЦИИ

;;УВЕЛИЧЕНИЕ УКАЗАТЕЛЯ ПОЗИЦИИ

;;ВОССТАНОВЛЕНИЕ СОДЕРЖИМОГО РЕ-

ГИСТРА СХ

; ;У BE Л ИЧЕНИЕ СЧЕТЧИКА ПОЗИЦИЙ

;;ЕСЛИ О, ТО ЦИКЛ ЗАКОНЧЕН

;;ИНАЧЕ ПЕРЕХОД НА Р1

;;УМЕНЬШЕНИЕ УКАЗАТЕЛЯ ПОЗИЦИИ

;;ВЫБОРКА ЧИСЛА ДЛЯ ВЫВОДА НА ЭКРАН

440

MOV DL,AL ;;ЗАПИСЬ DL В РЕГИСТР AL ДЛЯ ПРОГРАММ

ВЫВОДА DOS

;;ПАРАМЕТР DOS

; ;ПРЕРЫВ А НИЕ DOS ДЛЯ ВЫВОДА СИМВОЛА

НА ЭКРАН

;;ЦИКЛ, ЕСЛИ СХ НЕ РАВНО О

;;ВОССТАНОВЛЕНИЕ РЕГИСТРОВ

;;КОНЕЦ МАКРОСА

;;ВЫВОД СИМВОЛОВ ПЕРЕВОДА СТРОКИ И

ВОЗВРАТА КАРЕТКИ

^СОХРАНЕНИЕ СОДЕРЖИМОГО ВСЕХ РЕ-

ГИСТРОВ

;;ПЕРЕВОД СТРОКИ

;;ПАРАМЕТР ПРЕРЫВАНИЯ

; ;ПРЕРЫВ АНИЕ DOS

;;ВОЗВРАТ КАРЕТКИ

-ПАРАМЕТР ПРЕРЫВАНИЯ

;;ПРЕРЫ ВАНИЕ DOS

;;ВОССТАНОВЛЕНИЕ СОДЕРЖИМОГО РЕ-

ГИСТРОВ

;;КОНЕЦ МАКРОСА

; АДРЕС ПАРАЛЛЕЛЬНОГО ПОРТА НА

;КАРТЕ ПАМЯТИ РАВЕН 888, А НА ;КАРТЕ

МОНОХРОМНОГО ДИСПЛЕЯ 956 ;MYCODE

SEGMENT PARA USE 16 'CODE' ОПРЕДЕ-

ЛЕНИЕ ПРОГРАММНОГО ;СЕГМЕНТА

MYPROC PROC FAR ;ИМЯ ПРОЦЕДУРЫ MYPROC

ASSUME CS:MYCODE,DS:MYDATA,SS:STACK

MOV AH,02H

INT 21H

LOOP P2

POPAD

ENDM

LINE MACRO

PUSHAD

MOV DL,OAH

MOV AH,2H

INT 21H

MOV DL,ODH

MOV AH,2H

INT 21H

POPAD

ENDM

PORT EQU 888D

PUSH DS

SUB EAX,EAX

- PUSH AX

MOV AX,MYDATA

MOV DS,AX

MOV DX,PORT

MOV AL,OH

OUT DX,AL

AGAIN:

PULSE VOLT

HTOD VOLT

СОХРАНЕНИЕ СОДЕРЖИМОГО РЕГИСТРА

;ОБНУЛЕНИЕ РЕГИСТРА ЕАХ

СОХРАНЕНИЕ НУЛЕВОГО ЗНАЧЕНИЯ В

СТЕКЕ

;АДРЕС СЕГМЕНТА ДАННЫХ

;ЗАПИСЬ АДРЕСА СЕГМЕНТА ДАННЫХ В

РЕГИСТР DX

;ПОСЫЛКА В PORT КОДА ОООООООО

;ДЛЯ ИНИЦИАЛИЗАЦИИ ВХОДНЫХ ЛИНИЙ

; МАКРОС ЧТЕНИЯ АЦП

;МАКРОС ПРЕОБРАЗОВАНИЯ

16 Электрофизиологическая и фотометрическая

медицинская технология

441

LINE

MOV AH.06H

MOV DL.OFFH

INT 21H

CMP AL,'Q'

JE ENDO

CMP AL,'q'

JE ENDO

JMP AGAIN

ENDO:

MOV AX,04C00H ;ВОЗВРАТ УПРАВЛЕНИЯ В DOS

INT 21H

MYPROC ENDP ;КОНЕЦ ПРОЦЕДУРЫ MYPROC

MYCODE ENDS ;КОНЕЦ ПРОГРАММЫ СЕГМЕНТА MYCODE

STACK SEGMENT PARA STACK USE16. 'STACK'

DB 64 DUP ('MYSTACK') STACK ENDS MYDATA SEGMENT PARA

USE 16 'DATA' MYBUFF DB 4 DUP(' ') VOLT DB

MYDATA ENDS

END ;КОНЕЦ ПРОГРАММЫ

В данной программе используются три макроса: PULSE, HTOD и

LINE. Макрос PULSE поддерживает выполнение аналого-цифрового

преобразования; макрос HTOD выполняет преобразование шестнадцате-

ричного кода данных, считанного из АЦП, в десятичную величину, выра-

женную кодом ASCII и подготовленную для вывода на экран монитора.

Макрос LINE просто выводит на экран символы перевода строки и воз-

врата каретки,с тем чтобы следующее показание АЦП выводилось на эк-

ран в столбик с новой строки. Рассмотрим работу этих макросов подроб-

нее.

Макрос PULSE осуществляет управление циклом преобразования по

линиям STATUS, R/W, СЕ и CS. Эти линии подключены непосредствен-

но к параллельному порту через штырьки 10,17 и 14 разъема, как это по-

казано на

рис.

11.17, в. Адресация параллельного порта может осуществ-

ляться через три внутренних программных порта. Если в компьютере ис-

пользуется адаптер монохромного дисплея, то параллельному порту со-

ответствуют следующие адреса программных портов: 956-958 (в

десятичном виде). Если параллельный порт находится на карте памяти,

для его адресации используются следующие десятичные значения:

888-890. Каждому из этих адресов поставлены в соответствие по восемь

выводов 25-штырькового разъема типа D, представляющего параллель-

442

;ПЕРЕХОД НА НОВУЮ СТРОКУ

;ВЫХОД ИЗ ПРОГРАММЫ, ЕСЛИ НА КЛА-

ВИАТУРЕ НАЖАТА КЛАВИША Q ИЛИ q

;DOS-<&yHKHRH ЧТЕНИЯ КЛАВИАТУРЫ

Q — ВЫХОД ИЗ ПРОГРАММЫ

q — ВЫХОД ИЗ ПРОГРАММЫ

ИНАЧЕ — ЦИКЛ

ный порт. Более подробная информация по параллельному порту мо-

жет быть найдена в технических руководствах по используемому

компьютеру.

К примеру, пусть контакты разъема порта 888 распределены следую-

щим образом:

Разряды порта 7

5 4 3

2 1

Контакты разъема 9

7 6 5 4

(порт 888)

Обозначение линий D7

D4 D3

параллельного порта

Тогда для считывания данных АЦП на 8-разрядную шину данных не-

обходимо обращаться к порту по адресу 888. Пусть разрядам двух других

портов соответствуют следующие

линии

параллельного порта (косая чер-

та здесь обозначает инверсное действительное значение линии порта):

Разряды порта 7

6 5 4

2 1

Контакты разъема

(порт 889)

Обозначение линий

параллельного порта

busy

ackno

paper

select

error

Разряды порта 7

6 5

4 3

2 1

Контакты разъема

(порт 890)

Обозначение линий"

параллельного порта

X X

/sel

init

/atfd

/strob

В макросе PULSE используется базовый адрес параллельного порта

(десятичное число 888), к которому прибавляется

для обращения к пор-

ту 890. Контакт 14 порта соединяется с линиями СЕ

CS АЦП, а контакт

— с линией R/W. Затем в макросе PULSE на все линии данного порта

выставляются сигналы с начальными нулевыми значениями за счет за-

грузки нулевого кода в регистр AL

вывода

его

в порт с помощью коман-

ды OUT DX,AL.

соответствии со способом распределения линий парал-

лельного порта

действительности некоторые данные передаются инвер-

сными. Поэтому на контактах 14 и 17 начальные значения равны логиче-

ским 1. Этот пример показывает, как можно использовать новые

мнемонические команды для поразрядной обработки данных в микро-

процессоре 80386. Следует помнить, что некоторые данные посылаются

на контакты в инверсном виде. Команда BTS установки разрядов выво-

дит в порт логическую 1, что переводит сигналы на линиях СЕ и CS в низ-

коуровневое состояние, разрешая аналого-цифровое преобразование.

Эти состояния будут поддерживаться до тех пор, пока другая команда

BTS не выставит низкий уровень на линии R/W через некоторую задерж-

ку (время между двумя командами BTS). После того как при проявлении

нулевого сигнала на линии R/W дается разрешение на начало анало-

го-цифрового преобразования, линия R/W с помощью команды BTR пе-

реводится в состояние логической 1. В результате АЦП начинает свою

работу. Ранее отмечалось, что завершение последовательных приближе-

ний в АЦП отображается сигналом низкого уровня на линии STATUS.

Эта линия соединяется с контактом 10 порта 889 прямым неинверсным

образом. Пока линия STATUS не переходит в состояние логического 0, в

программном цикле выполняется постоянное считывание порта 889. Как

только на линии STATUS появляется логическая 1, цикл прекращается, и

считанный код данных АЦП присваивается содержимому ячейки пере-

менной VOLT через фиктивную переменную с тем же именем, опреде-

ленную в макросе PULSE.

Макрос HTOD преобразует шестнадцатеричные коды полученных

результатов в коды ASCII десятичного эквивалента для вывода на экран

монитора. Макрос реализует широко распространенный алгоритм преоб-

разования, основанный на последовательном делении данных на 10 и За-

поминании частного от деления в переменной строкового типа с именем

MYBUFF. По завершении преобразования содержимое ячейки MYBUFF

выводится на

экран

монитора с помощью стандартных прерываний DOS.

Если параметры тактовой частоты компьютера (реального времени)

не оказывают критического влияния на работу схемы, то достаточно вос-

произвести обработку временной диаграммы, показанной на рис. 11.17, б.

Приведенная выше программа успешно работает на компьютере на базе

микропроцессора 80386 с тактовой частотой

16 МГц.

Если АЦП не справ-

ляется с непосредственным управлением параллельным портом, то меж-

ду АЦП и параллельным портом следует включить 8-разрядный форми-

рователь с тремя состояниями на выходе 74S24I. Таким же способом

можно обеспечить подключение параллельного порта к адаптеру моно-

хроматического дисплея. В заключение отметим, что данная программа

дает хорошую иллюстрацию возможностей команд микропроцессора

80386 и компьютеров на его базе в части иллюстрирования програм-

мно-аппаратных средств.

Глава 12

ПРИМЕРЫ РАЗРАБОТОК

ЭЛЕКТРОФИЗИОЛОГИЧЕСКОЙ

И ФОТОМЕТРИЧЕСКОЙ АППАРАТУРЫ

12.1. ЭЛЕКТРОФИЗИОЛОГИЧЕСКАЯ АППАРАТУРА

НА ОСНОВЕ СТРУКТУРНО-ФУНКЦИОНАЛЬНОГО

ПОДХОДА

Примерами построения автономных устройств, построенных в соот-

ветствии со структурно-функциональным подходом, могут служить раз-

личные схемы счетчиков количества циклов биологических процессов

(например, количества ударов пульса, циклов дыхания и др.), приборы

для измерения характерных признаков (например, попадание частоты

сердечных сокращений в заданный диапазон частот, наличие экстраси-

стол в электрокардиосигнале, «веретен» в электроэнцефалограмме, оцен-

ка мощности электромиограммы и т. п.), устройства выявления наличия

или отсутствия в сигналах характерных особенностей формы и продол-

жительности импульсов и т. д.

Обобщенная структурная схема таких устройств приведена на

рис. 12.1 и является частным случаем обобщенной структуры устройств

для соответствующего вида исследований. Электрофизиологический

сигнал снимается с помощью электродов (Э) и усиливается (усилитель

У). При необходимости в устройство съемы включаются схемы подавле-

ния синфазной помехи. Пороговый элемент (ПЭ) позволяет превратить

сигнал в последовательность импульсов с частотой, определяемой цик-

лом изменения физиологического сигнала. Формирователь временных

«ворот» (ФВВ) обеспечивает требуемое время измерений. Ключом Кл

счетчик числа импульсов й формирователь временных ворот устанавли-

ваются в исходное состояние, при котором элемент

закрыт и импульсы

счета на счетный вход счетчика ( + 1) не поступают. Ключ Кщ включает

формирователь временных ворот, открывающий элемент И, через кото-

рый импульсы с ПЭ поступают на счетчик Сч. Через заданное время То

формирователь временных ворот автоматически формирует запирающий

445

пэ

KJIl

ФВВ

Сч

ИН

КЛ2

Рис. 12.1.

Обобщенная структура счетчиков

биологических циклов

потенциал, и подсчет чис-

ла импульсов прекраща-

ется. В результате код на

выходе счетчика соот-

ветствует числу посту-

пивших импульсов. Этот

код преобразуется де-

шифратором DC в код,

необходимый для прави-

льной работы индикато-

ра (ИН).

Измерение частоты смены циклов физиологических процессов осу-

ществляется несколько более сложными устройствами. В [17] приводит-

ся практическая схема измерителя частоты сердечных сокращений (ЧСС)

цифровым методом по выделенному «R» зубцу

из

электрокардиограммы.

Измерения проводят по среднему значению ЧСС за некоторый интервал

времени

принимаемый за

эталонный.

Обычно принято брать значение

То =

мин; при этом смена информации на индикаторах производится

1 раз в минуту, что может привести

пропуску информации об аритмиях.

Поэтому в измерителе выбран иной, более короткий интервал измерения,

например

30 с. В

этом случае необходимо приводить показания ЧСС

ин-

тервалу в одну минуту путем автоматического умножения результатов

измерений на 2.

Принцип действия измерителя средней ЧСС заключается в подсчете

числа периодов N частоты

за фиксированный промежуток времени То,

при этом f

определяется как f

= N/N

На рис. 12.2 приведен пример схемы измерителя ЧСС. Фиксирован-

ный (образцовый) интервал времени

То

организуется путем деления час-

тоты кварцевого генератора с помощью делителя частоты ДЧ с общим ко-

эффициентом пересчета К = 60-10

. К выходам ДЧ подключены схемы

установки счетчиков в ноль (Уст 0) и формирования импульсов записи

содержимого счетчиков Сч в регистры Рг (ЗП). Эти схемы представляют

собой схемы «И», подключаемые к соответствующим выводам счетчиков

делителя частоты

так,

что импульсы

с ДЧ

формируются с периодом

30 с,

их длительность составляет

мс. Импульсы «Зп» всегда формируются на

3 мс раньше, чем импульс «Уст 0».

Счетные импульсы «R» поступают на вход счетчика Сч, состоящего

из трех двоично-десятичных счетчиков К155ИЕ2. Умножение количест-

ва импульсов

на 2

(приведение

интервалу времени в

мин) осуществля-

ется за счет того, что в младшем разряде счетчика счет производится по

модулю 5. После этого производится запись числа из счетчика Сч в ре-

гистр Рг памяти ЧСС. Далее через дешифраторы (Дш) информация пере-

446

"Уст.О"

470

SSJ1A.

470

к 155ЛА:

-о-

2МГц

дч

ст

К=60*10"

Зп"

Л Е

сч

С1

СТ

С2

ст

Рг

Рис. 12.2. Структура измерителя ЧСС

ДШ Инд.

ГТ

ГХ'

D в t

—

ГТ А

—

» IX-

ГТ

А DC

0 в

с D

—

дается на индикаторы (Инд). После окончания записи Сч устанавливает-

ся в нулевое состояние и счет начинается сначала, а в регистре хранится

информация предыдущего счета.

Аналогично могут быть построены устройства для определения сред-

ней частоты пульса, дыхания, ритма энцефалограмм (при периодометри-

ческом анализе) и др. В этих случаях на вход «R» схемы, рис. 12.2 пода-

ются импульсы, сформированные, например, на выходе порогового эле-

мента (ПЭ) схемы, рис. 12.1.

В качестве следующей, более сложной схемы, работающей в авто-

номном режиме по жесткой логике, рассмотрим пример построения

устройства для интрагастральной РН-метрии, предложенной в [65].

Структурная схема устройства приведена на рис. 12.3.

Для определения вклада емкостной составляющей сопротивления

тканей

клеток измерения импеданса производятся на двух синусоидаль-

ных сигналах с частотами 10 и 200 кГц и амплитудой тока порядка

50—100

мкА.

Комбинированный желудочный зонд

имеет два основных

сурьмяных РН-электрода, один общий вспомогательный каломельный

РН-электрод и семи импедансных цилиндрических электродов, покры-

тых палладием. Канал импедансных измерений состоит

из

генератора

электрическим переключением частот (10 и 200 кГц), коммутатора 2,

семи цилиндрических измерительных импедансных электродов с попар-

ным их переключением, предварительного усилителя 4, амплитудного

детектора 5, интегрирующего усилителя 6, АЦП 7, цифрового индикато-

ра 8, развязывающего усилителя 10, стрелочного индикатора 11, устрой-

ства сопряжения 12 и регистратора аналоговой информации

13.

В цифро-

вом виде импеданс измеряется

диапазоне 0—999

Ом.

Калибратор импё-

447

Рис. 12.3. Структура интрагастрального

РН-метра

Рис. 12.4. Устройство для

бесконтактной регистрации

биоэлектрических сигналов

данса 14 позволяет проверить работоспособность всего импедансного ка-

нала по эталонным сопротивлениям от 0 до 200 Ом с шагом 20 Ом. Для

исключения влияния импедансной цепи на РН-метрическую эти цепи

гальванически развязаны.

Измерение, кислотности в единицах РН производится РН-метриче-

скими датчиками комбинированного желудочного зонда, сигналы с кото-

рых поступают на усилители

и 16. Функциональные устройства 17

•

позволяют начальный участок шкалы РН (до РН 2,0) «растянуть» в два

раза, что существенно повышает точность измерения внутрижелудочной

кислотности. Устройства сопряжения 19,20 согласуют функциональные

устройства с низкоомными входами самописца 13. С помощью калибра-

тора напряжения 9 проверяется сквозная амплитудная характеристика

тракта регистрации РН.

В [66] предлагается вариант построения устройства для бесконтакт-

ной регистрации биоэлектрических сигналов. Структурная схема устрой-

ства приведена на

рис.

12.4. Работает устройство следующим образом.

При воздействии на воспринимающий элемент 1, например импульса

биоэлектрического сигнала, происходит пропорциональное его амплиту-

де изменение фазы ВЧ-колебаний на выходе генератора 4 на величину

Д<р,

а на выходе умножителя 5 частоты — на N

А<р,

где N — коэффициент

умножения частоты, по отношению к фазе колебаний в опорном канале

на выходе умножителя 7 частоты. В связи с этим на выходе фазового де-

тектора 9 и усилителя постоянного тока имеет место изменение напряже-

ния на величину, пропорциональную величине изменения фазы. При

этом генератор 4 работает следующим образом. Частота генератора 11

путем- первоначальной (после изготовления) подстройки индуктивности

448

13 колебательного контура устанавливается равной частоте опорного ге-

нератора 6, и далее за счет срабатывания через фильтр 10-фазовой авто-

подстройки частоты (ФАПЧ) это равенство поддерживается постоянным.

Кроме того, колебания генератора 11 синхронизируются колебаниями

опорного генератора 6 за счет наличия элемента связи между ними — ем-

кости 12. Управление по частоте осуществляется посредством варикапов

14, 15, 17.

Постоянная времени фильтра 10 низкой частоты устанавливается в

3—5 раз больше максимального периода исследуемого сигнала, то есть

порядка 30—50 с, что, с одной стороны, исключает срабатывание филь-

тра при частотах исследуемых биоэлектрических сигналов (0,1—100 Гц),

а с другой—постоянно поддерживает частоту синхронизирующего гене-

ратора

в полосе захвата колебаниями опорного генератора 6. В связи с

этим колебания синхронизируемого генератора

изменяются только по

фазе, а их средняя частота равна частоте опорного генератора. Благодаря

введению синхронизации генератора 4 и охвата его системой ФАПЧ иск*

лючается погрешность, обусловленная взаимной нестабильностью час-

тот генератора 4 и опорного генератора 6. Информация о величине сдвига

фаз регистрируется индикатором 18.

При реализации автономных устройств с достаточно сложными

функциями и сложной структурой иногда все устройства разбивают на

две части — операционную и управляющую —

далее осуществляют их

отдельный синтез либо эвристическими, либо формальными, либо ком-

бинированными методами.

12.2. ТЕХНИЧЕСКИЕ СРЕДСТВА

ФОТОМЕТРИЧЕСКИХ ИССЛЕДОВАНИЙ

Основные технические проблемы, стоящие перед разработчиками

при проектировании фотометрической медицинской техники, были по-

дробно обсуждены ранее. Приведенные ниже примеры могут служить ил-

люстрациями практического решения этих проблем с учетом условий вы-

полнения фотометрических исследований.

Одной из распространенных исследовательских процедур является

оценка оптических свойств биологических жидкостей. Для этих целей ис-

пользуются так называемые кюветные фотометры. Обычно кюветные

фотометры реализуются на основе применения оптико-электрических из-

мерительных преобразователей с разнесенными потоками излучения.

Пример такого фотометра, предназначенного для оценки двухволновых

оптических свойств исследуемой среды, помещенной в кювету, приведен

на рис. 12.5.

449

Можно указать две осо-

бенности этого фотометра по

сравнению с другими вари-

антами: изменение во време-

ни по линейно нарастающе-

му закону интенсивности из-

лучения источника в каждом

спектральном диапазоне и

обеспечение условий для

отображения результата из-

мерений в цифровой форме.

Схема управления интенсив-

ностью излучения (СУ) со-

держит цифровой регистр

(ЦР), цифроаналоговый преобразователь (ЦАП), интегратор (ИНТ), диф-

ференциальный усилитель (ДУ). Измерительный канал (ИК) включает

пороговое устройство (ПУ), схему совпадений (СС), генератор счетных

импульсов (ГСИ) и счетчик (Сч).

В одном цикле измерения, выполняемого с помощью этого фотомет-

ра, можно выделить два такта, очередность и продолжительность кото-

рых задается генератором тактов. Управление тактами осуществляется

через переключатель (П), а сигнал генератора (ГТ) используется для син-

хронизации работы других блоков фотометра-интегратора, регистра и

счетчика.

В первом такте

цифровом регистре через первую пару контактов пе-

реключателя устанавливается некоторый код

No,

а ЦАП формирует соот-

ветствующее постоянное напряжение, которое поступает на интегратор.

Напряжение на выходе интегратора

i(t)

нарастает во времени по линей-

ному закону:

u„,i(t).

= at = U

max

t/(N

max

T),

где

— максимально возможное напряжение на выходе ЦАП, фор-

мируемое при поступлении

KOflaN

max

;

Т—постоянная времени интегра-

тора.

Напряжение u„i(t) поступает на дифференциальный усилитель, в ко-

тором оно сравнивается с сигналом Ui(Ai), формируемым

ФЭП1

в первом

такте (источник излучает поток энергии в первом спектральном диапазо-

не {М).

Пусть источник формирует лучистый поток

Фо(Х]Д).

Этот поток пада-

ет на оптический разделитель (ОР) и делится на две части, одна из кото-

рых кцФсАьО поступает на ФЭП

а другая — кпФо^ьО — через иссле-

450

NoZH

|УОИ|-

гЛ Шнт) ШАГЛ

' п

СУ

ЦР

Сч

ИК

Гг^ЧжЗ' I сс N геи]

Рис. 12.5. Структура кюветного фотометра

дуемую среду на ФЭП

, поэтому выходные сигналы обоих ФЭП опреде-

ляются с помощью следующих выражений:

ui(X,,t) = k,S,(X,)kHOo(Xbt);

(?ч,0 = к

(Л.

)к

Фо(Я

,1)т(Я

где Si(A-i), S

(A.

) — чувствительность соответствующих ФЭП в первом

спектральном диапазоне; кц, к

— коэффициенты давления исходного

потока в разделителе (кц + кп ^ 1, так как в общем случае в нем возмож-

ны потери лучистой энергии); кь к

— коэффициенты преобразования

для каждого потока лучистой энергии; t(Xi)—коэффициент пропускания

исследуемой среды в диапазоне {Aj}.

Источник излучения управляется выходным сигналом дифференциа-

льного усилителя:

"дуО^ьО

= K„[u„,i(t) - u,(X,,t)],

где К

— коэффициент усиления разностного сигнала.

При большом коэффициенте усиления К„ u„,i(t)« Ui(A.

t), поэтому

Ф(А,,0 - U|(Xi,t)/kjknSi(Xi) = U

max

t/[ k*|Sj(>.|)N

max

T],

где k*i=kjk]i — постоянный коэффициент, а для выходного сигнала

ФЭП? справедливо выражение:

(X,,t) = U

max

)T(X

)t/[N

max

Tk*

(A.

)],

где k*

= k]k|

— постоянный коэффициент.

Как следует из полученного выражения, крутизна нарастания сигнала

пропорциональна

т(?ц).

Пусть опорный уровень пороговой систе-

мы —

Uo,

а частота счетных импульсов—fo, тогда счетчик (Сч) в течение

первого такта накопит число импульсов:

N, = foUoN

max

Tk*

y[N

raax

Nok*

(?.

>t(?

)] .

Во втором такте на цифровой регистр через вторую пару контактов

переключателя поступает код N|, поэтому на выходе интегратора форми-

руется напряжение:

u„,

(t) = N|U

max

t/(N

max

T).

Источник излучает поток энергии Фо(Х

Д) во втором спектральном

диапазоне, при этом сигнал управления источником определяется выра-

жением:

лу

(Л

,0 = К

[и

и>2

(1) - U((A/,t)],

451

а лучистый поток от источника:

Фо(Х2,0 = и,(Ы)/[к*,8,(Х

)].

Рассуждения, аналогичные изложенным, позволяют установить,

ч i о

во втором такте счетчик накопит число:

= f

max

Tk*

(^)]/[NiU

max

(^)x(>.

)j.

Подставляя

в это

выражение значение Nj, окончательно получим:

= Кх(1,)/Т(А.

где К = N

SI(A.

)S2(A.I)/[SI(A.I)S

(A.

)] — коэффициент преобразования рас-

смотренного варианта двухлучевого фотометра.

Регулировкой

можно установить К = 1, тогда цифровой код числа

будет соответствовать отношению коэффициентов пропускания ис-

следуемой среды в разных спектральных диапазонах.

Другим примером практической разработки фотометрического при-

бора может служить фотооксигемометр, предназначенный для определе-

ния степени насыщения уровня крови кислородом. Двухволновые фото-

метры, к которым относится и фотооксигемометр рассматриваемого

типа, целесообразно строить по двухлучевой схеме с оптико-электриче-

ским контуром отрицательной обратной связи. По режиму работы эти

устройства можно разделить на последовательные и параллельные [6]. В

последовательных двухволновых фотометрах излучения каждого спект-

рального диапазона формируются поочередно, а

параллельных—одно-

временно. Для определения степени насыщения крови кислородом необ-

ходимо выбрать максимумы спектрального состава излучения таким об-

разом, чтобы первый соответствовал изобестической точке — 805 нм, а

второй — точке максимального поглощения восстановленного гемогло-

бина — 660 нм. Элементами ОЭИП фотооксигемометра служат светоиз-

лучающие и фоточувствительные полупроводниковые диоды.

Структура фотооксигемо-

метра последовательного дейст-

вия приведена на

рис.

12.6.

нее

входят элементы ОЭИП: источ-

ники излучения ИИь ИИ

и фо-

топриемные устройства с фото-

диодами ФЭП1 и ФЭПг, два ка-

нала управления излучателями:

дифференциальные усилители

ДУ, и ДУ

и ключи Ki и К

. Фо-

Рис. 12.6. Структура фотооксигемометра топриемные устройства содер-

последователыюго типа жат согласующие усилители

398 452

|йон1 [гтй1|*Г~р"

ГУВХ!

|ДУ21

чш [ш Ш]

ш:

\ t__ t •

ГЙИЛ 1ФЭГЙ1 1ФЭП21 [ЙИ2

таг

ОБ

ФоСО I

СУ | и СУ

по схемам, реализующим фотогальванический режим включе-

ния фотодиодов. Кроме того, в устройстве имеются источник опорного

напряжения (ИОН); устройство выборки-хранения (УВХ); регистратор

(Р) и генератор тактовых сигналов (ГТИ).

Работа фотооксигемометра осуществляется в течение двух тактов.

ОЭИП укрепляется на поверхности тела в определенной анатомической

точке. В первом такте ИИ] формирует излучение первого спектрального

состава, а во втором ИИ

формирует излучение во втором спектральном

диапазоне. На выходе

СУ1

и СУ

формируются сигналы, пропорциональ-

ные интенсивности поглощения

этих диапазонах. В первом такте в кон-

тур обратной связи входят ФЭП

СУ|, ДУ|, Кь ИИ

участок объекта

между

ИИ] и

ФЭП|. Опорный сигнал для контура обратной связи выраба-

тывается источником опорного напряжения. В результате воздействия

этого контура на выходе

ФЭП1

устанавливается мощность излучения, до-

статочная для того, чтобы сигналы на входах

ДУ1

(при достаточно боль-

шом его коэффициенте усиления) были очень близки

по

абсолютным зна-

чениям. Сигнал СУ

в первом такте запоминается в устройстве выбор-

ки-хранения.

Во втором такте в контур обратной связи входят

ФЭП

СУ

, ДУ

, уча-

сток объекта между ИИ

и ФЭП

. Опорным сигналом является сигнал с

устройства выборки-хранения, и в результате работы второго контура об-

ратной связи на-входах ДУ

устанавливаются приблизительно равные

сигналы. Во втором такте сигнал СУ

(Ь

) = Кц

где К = K

S2(X,)S

)/[K,

Si(A.,)Si(A.

)]; К, и К

— коэффициенты

передачи СУ1 и СУ

, остальные обозначения были введены ранее.

Данное устройство отличается простотой и удобством настройки,

обеспечивая приемлемые характеристики по точности и помехоустойчи-

вости измерений.

Структура фотооксигемометра параллельного типа приведена на рис.

12.7. Такие фотометры отличаются более высоким быстродействием, од-

нако требуют большего аппаратного обеспечения. Одновременное фор-

мирование двух потоков излучения выдвигает важное условие выбора и

согласования элементов и структуры ОЭИП. Это условие заключается в

том, чтобы излучение с первого источника не оказывало влияние на

ФЭПз и ФЭП4, а излучение со второго не воспринималось ФЭПг и ФЭП

Выполнить это условие можно путем выбора и установки соответствую-

щих светофильтров или применением волоконной оптики. Принцип дей-

ствия этого фотооксигемометра предлагается разобрать читателю само-

стоятельно.

ЧДУГ

и,

ДУ2| | Р

1ФЭП11 Гиш!

1ФЭП21

|ФЭПз1 1ЙИ21 1ФЭП41

Фо(^|)

ОБ Фо(Х

)

Рис. 12.7. Структура фотооксигемометра параллельною

Другие примеры разработок фотометрических приборов

можно найти в [6].

12.3. МИКРОПРОЦЕССОРЫ, МИКРОКОНТРОЛЛЕРЫ

И ПЭВМ В ЭЛЕКТРОФИЗИОЛОГИЧЕСКОЙ

И ФОТОМЕТРИЧЕСКОЙ АППАРАТУРЕ

В качестве примера по разработке спёциализированных контролле-

ров, предназначенных для применения при разработке медицинской тех-

ники широкого назначения, рассмотрим семейство контроллеров, разра-

ботанных во ВНИИ медицинского приборостроения [60]. В комплект

контроллеров входят несколько типов.

1. Одноплатный микропроцессорный контроллер ОКМК-1-02 по-

строен на основе однокристальной микроЭВМ типа КР1816ВЕ35, обла-

дающий развитой системой команд, встроенной оперативной памятью,

таймером, схемами параллельного интерфейса и обслуживания преры-

ваний. В состав микроконтроллера входят также быстродействующий

АЦП типа К1113ПВ1 с аналоговым коммутатором на четыре входа

КР590КМ6, постоянная память К573РФ5 на 2 Кбайта и параллельный

периферийный адаптер КР580ВВ55А. Контроллер ОКМК-1-02 предназ-

начен для встраивания в медицинские приборы для организации функ-

ций управления, обработки сигналов, взаимодействия с внешними

устройствами. Этот контроллер уже использован в аппаратах искусст-

венной вентиляции легких ИВЛ «Спирон-301» и «Спирон-ЗОЗ», спиро-

мониторе СМ-5, электрохирургическом высокочастотном аппарате для

эндоскопии «Эндотом-1», офтальмотонографе ОТГ-А и других разра-

ботках

показал эффективность решения всех перечисленных задач. Он

пригоден конечно же и для применения в электрофизиологической и

фотометрической аппаратуре.

2. Одноплатный микропроцессорный контроллер ОКМК-1-04 состо-

ит из однокристальной микроЭВМ типа КР1816ВЕ35, имеющий постоян-

ную память 2 Кбайт (микросхема К573 РФ5), параллельный периферий-

ный адаптер КР580ВВ55А (24 линии ввода-вывода), программируемый

таймер КР580ВИ53 с тремя 16-разрядными счетчиками. Контроллер

454

ОКМК-1-04 предназначен для встраивания в медицинские приборы, где

может выполнять функции управления, измерения и генерации времен-

ных последовательностей, взаимодействия с периферийными устройст-

вами в реальном времени. Контроллер уже используется в аппарате для

высокочастотной ИВЛ «Спирон-601», ультразвуковом эхоофтальмомет-

ре ЭОМ-24 и др.

3. Одноплатный микропроцессорный контроллер ОМК-З-ОЗ выпол-

нен как двухпроцессорная система, специально сконструированная для

решения задач, требующих обработки данных в реальном времени. В

контроллере используются параллельно работающие процессоры

К580ВМ80А и К1816ВЕ35. Причем процессор К1816ВЕ35 используется

обычно как консоль оператора. Этот контроллер нашел применение в ап-

парате ИВЛ «Спирон-201», в диализном аппарате АДС-1И1Н-А-01, в

комплексе технических средств для внепочечного очищения крови «Ре-

нат-01», в автоматизированном анализаторе кислотно-основного равно-

весия крови «Акор-А» и др.

В современных системах анализа экспериментальных данных все бо-

лее широкое применение находят электронные вычислительные машины

и, в частности, персональные компьютеры, с помощью которых решают-

ся различные задачи по сбору и обработке данных. Эти средства эффек-

тивно используются и при обработке электрофизиологической и фото-

метрической информации. Например, в [67] приводится описание авто-

матизированного комплекса анализа сигналов кожно-резистивной реак-

ции (КРР) на основе ПЭВМ типа IBM PC/XT. Комплекс обеспечивает

съем и разделение сигналов КРР на составляющие, управляет процессом

регистрации сигналов на магнитограф и их последующим многопарамет-

рическим анализом. Он рассчитан на совместную синхронную работу с

устройствами предъявления звуковых

зрительных стимулов, что позво-

ляет использовать его для решения исследовательско-диагностических

задач, связанных с оценкой функциональных состояний.

Измерение проводимости кожи осуществляется при питании измери-

тельной цепи постоянным током при напряжении в

В. Полученный сиг-

нал

КРР

разделяется

на

тоническую и фазическую составляющие с помо-

щью фильтра верхних частот, имеющего постоянную времени

с. С це-

лью

уменьшения проникновения в измерительный канал помех промыш-

ленной частоты на входе установлен фильтр нижних частот с частотой

среза 10 Гц на уровне — 6 дБ.

Выделение в сигнале тонической и фазической составляющих (или

фонового уровня и реакции) связано с исследованием состояния активно-

сти различных структур (мезэнцефальной

таламической) ретикулярной

формации. Наибольшие трудности встречаются при изучении фазиче-

ской составляющей, величина которой составляет всего несколько про-

455

а)

б)

Физическая составляющая

п п П П П,Л1 П П

Отметки подачи раздражения

Рис. 12.8. Структурная схема аппаратной части автоматизированного комплекса

для анализа сигналов кожно-резистивной реакции

центов от

тонической.

Сигнал фазической составляющей оценивается по

амплитуде

латентному периоду; широко используется оценка амплиту-

ды фазической реакции в процентах по отношению к тоническому уров-

ню. Форма сигнала фазической составляющей дает возможность выде-

лить такие параметры, как время нарастания и время спада реакции, кото-

рые имеют информативное значение.

На рис. 12.8, а представлена блок-схема аппаратной части автомати-

зированного комплекса, который работает следующим образом. Первый

блок содержит схему, с помощью которой, выделяется сигнал КРР (блок

выделения сигнала КРР); эта же схема разделяет сигнал на тоническую и

фазическую составляющие. Составляющие сигнала, а также синхросиг-

налы стимулятора, сопровождающие подачу раздражителей пациенту,

регистрируются на трехканальном самописце. Эти же сигналы и тексто-

вой комментарий экспериментатора записываются на четырехканальном

магнитографе. Для последующей цифровой обработки записанные сиг-

налы вводят через АЦП в ПЭВМ. Результаты обработки выводятся на пе-

чатающее устройство и самописец (см. рис. 12.8, б).

Автоматизированный комплекс содержит следующее програм-

мно-алгоритмическое обеспечение:

— программу ввода, ^осуществляющую формирование анализируе-

мых интервалов, коррекцию базовой линии, ввод сигналов в ПЭВМ и со-

здание файла данных;

— программу вычисления параметров сигнала КРР;

— программу вывода результатов обработки на принтер и самопи-

сец.

Алгоритмы ввода и обработки сигналов в ПЭВМ предусматривают .

выделение и оценку следующих параметров КГР: уровня тонической со-

ставляющей; амплитуды фазической составляющей, выраженной в про-

центах от уровня тонической составляющей; длительности латентного

периода, определяемого по достижении амплитуды сигнала установлен-

456

ного порога; длительности латентного периода, определяемого косвенно

по форме сигнала реакции; интервала времени от момента подачи раздра-

жителя до момента достижения максимальной амплитуды сигнала; пери-

ода нарастания реакции от 50 до 100 % амплитуды сигнала.

Для экономии объема оперативной памяти ПЭВМ из непрерывно по-

ступающих с магнитографа сигналов выделяются и анализируются толь-

ко те отрезки аналоговой записи, которые содержат реакции, вызванные

раздражителями. Начало отрезка анализа определяется

по

синхросигналу

стимулятора, сопровождающего предъявляемый пациенту раздражитель.

Длительность интервала эпохи анализа задается программно до начала

обработки сигналов. Так же (то есть программным способом) задаются

число интервалов, подлежащих анализу, и величина порога начала изме-

рений.

Накопление информации в форме

файлов

данных позволяет произво-

дить изменение задаваемых с клавиатуры

ПЭВМ

условий анализа

неод-

нократно вычислять параметры сигнала,

не

повторяя процесс ввода с маг-

нитографа, что упрощает работу с комплексом и значительно экономит

время.

Еще одним примером использования ПЭВМ в электрофизиологиче-

ских исследованиях может служить система для оценки состояния пери-

ферической гемодинамики на основе анализа реографических данных

[68]. Система включает четырехканальный реограф типа Р4-02, дисплей,

алфавитно-цифровое печатающее устройство (АЦПУ), осциллограф,

ЭВМ

типа «Электроника-бОМ». В состав ЭВМ включены четырехканаль-

ный десятиразрядный АЦПУ, перепрограммируемое запоминающее

устройство, процессор и интерфейсы внешних устройств. Система реали-

зует измерение следующих параметров периферической гемодинамики:

периферического кровотока, минутного периферического кровотока, от-

ношения периферических кровотоков двух каналов (первого и второго,

третьего и четвертого), отношения площадей систолической и диастоли-

ческой ветвей реограммы, отношения площадей систолической

диасто-

лической ветвей к полной площади цикла Указанные параметры удобно

использовать для оценки периферического кровотока интересующих

участков тела, а также для сравнительной оценки кровоснабжения сим-

метричных органов (например, верхние и нижние, правые и левые доли

легких).

Комплекс алгоритмов и программ системы обеспечивает

ее

функцио-

нирование в следующих режимах:

— ввод по заданному числу каналов калибровочного сигнала реогра-

фа;

— измерение калибровочных коэффициентов в каждом из заданных

каналов;

457