Пневмотахометр Советский патент 1992 года по МПК A61B5/08 

fe

Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано в автоматических спирометрах. Целью изобретения является повышение точности измерения параметров дыхания. Устройство содержит преобразователь 1 расхода воздуха в давление, два пневмоэлектрокла- пана 2,8, преобразователь 3 давление-электрический сигнал, дифференциальный усилитель 4, измерительный блок 5, блок 6 управления, блок 7 установки нуля. 2 з. п. ф-лы, 1 ил.

VJ

СО

to чэ со

Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано в автоматических спирометрах, системах измерений и контроля параметров внешнего дыхания, а также в любых других автоматических приборах, измеряющих переменные, в том числе и знакопеременные, потоки газа или жидкости.

Целью изобретения является повышение точности измерения параметров дыхания.

На чертеже представлена структурная схема пневмотахометра.

Пневмотахометр содержит соединенные последовательно преобразователь 1 расхода воздуха в давление, первый пнев- моэлектроклапан 2, дифференциальный преобразователь 3 давление - электрический сигнал, дифференциальный усилитель 4, измерительный блок 5, соединенные последовательно блок 6 управления, блок 7 установки нуля, выход которого соединен с вторым входом дифференциального усилителя 4, второй выход блока 6 управления соединен с вторым входом измерительного блока 5, второй пневмоэлектроклапан 8, вход которого подключен к второму выходу преобразователя 1 расхода воздуха в давление, выход - к второму входу дифференциального преобразователя 3 давление - электрический сигнал, а вход управления - к входу управления первого клапана 2 и первому выходу блока 6 управления.

Блок 7 установки нуля содержит соединенные последовательно генератор 9 импульсов, реверсивный счетчик 10 и цифроаналоговый преобразователь 11, выход которого подключен к второму входу дифференциального усилителя 4, первую схему 12 сравнения, вторую схему 13 сравнения, измерительные входы которых соединены с выходом дифференциального усилителя 4, а выходы соответственно - с первым и вторым входами реверсивного счетчика 10, вход управления генератора 9 импульсов подключен к первому выходу блока 6 управления.

Блок 6 управления содержит соединенные последовательно формирователь 14 управляющих импульсов, формирователь 15 минутных интервалов и формирователь 16 периода обнуления, выход которого подключен к второму входу формирователя 14 управляющих импульсов, а второй вход - к выходу последнего и первому выходу блока 6 управления, выход формирователя 15 минутных интервалов является вторым выходом блока 6 управления.

Измерительный блок 5 содержит детектор 17 фазы дыхания, выход которого соединен с первыми входами интегратора 18 единичного объема вдоха (выдоха), счетчика 19 частоты дыхания, интегратора 20 минутного объема. Второй вход интегратора 18 еди5 ничного объема вдоха (выдоха) соединен с вторым выходом детектора 17 фазы дыхания, вторые выходы счетчика 19 частоты дыхания и интегратора 20 минутного объема соединены с вторым входом измерительно0 го блока 5, первый вход которого подключен к входу детектора 17 фазы дыхания.

Устройство работает следующим образом.

После включения устройства и наложе5 ния на испытуемого маски с преобразователем 1 на вход блока 6 управления подается команда Пуск. По этой команде формирователь 9 (например, ждущий мультивибратор со схемой ИЛИ на входе), формирует управляющий импульс длительностью 5-10

0 мс, который подается на обмотки управления пневмоэлектроклапанов 2 и 8. Пневмо- электроклапаны при этом срабатывают и соединяют оба входа преобразователя 3 с атмосферой, вследствие чего давление на

5 них уравнивается, а их разность становится равной нулю. Одновременно управляющий импульс поступает на вход генератора 9 и запускает его. Напряжение разбаланса, вызванное смещением нулевого уровня, с вы0 хода усилителя 4 подается на входы схем 12 и 13 сравнения. Если это напряжение превышает установленные пороги +Uo или -U0, соответствующие допустимым пределам смещения нуля, то в зависимости от поляр5 ности напряжения разбаланса срабатывает или схема 12, или схема 13, выходы которых соединены с управляющими входами реверсивного счетчика 10, причем при срабатывании схемы 12 счетчик 10 переключается на

0 сложение, а при срабатывании схемы 13 - на вычитание. Выход счетчика 10 соединен с цифроаналоговым преобразователем 11, напряжение на выходе которого соответствует состоянию счетчика 10 и поступает на

5 второй вход дифференциального усилителя 4. При достижении выходного напряжения усилителя 4 величины в пределах +Uc S:Uebix -Uc схемы 12 и 13 возвращаются в исходное состояние, поэтому сигнал

0 разрешения счета на управляющем входе счетчика 10 снимается и дальнейшее изменение его состояния прекращается, поэтому на выходе ЦАП 11, а следовательно, на входе усилителя 4 остается компенсирующее

5 напряжение, при котором его выходное напряжение остается в указанных пределах.

Управляющий импульс с выхода формирователя 14 поступает также на входы фор- мирователя 15 минутных интервалов и

формирователя 16 периода обнуления, выполненного, например, в виде счетчика импульсов, и устанавливает их в исходные состояния. Длительность управляющих импульсов определяется характеристиками преобразователя 3 давление - электрический сигнал и составляет 5-10 мс.

По окончании управляющего импульса пневмоэлектроклапаны 2 и 8 возвращаются в исходное состояние, соединяя выходы преобразователя 1 с входами преобразователя 3. С выхода этого преобразователя электрический сигнал, пропорциональный значению потока 0, после усиления усилителем 4 поступает на внешний регистратор сигнала ПТГи вход детектора 17 фазы дыхания, входящего в состав измерительного блока 5.

Детектор 17, выполненный, например, в виде двух встречно-параллельно включенных диодов, на один из выходов передает положительную полуволну сигнала ПТГ, соответствующую фазе вдоха, на второй - отрицательную полуволну этого же сигнала, соответствующую фазе выдоха. Положительная полуволна подается на интегрирующий (сигнальный) вход интегратора 18 единичного объема вдоха, выполненного, например, на базе операционного усилителя, Сигнал на выходе этого интегратора в конце фазы вдоха пропорционален площади положительной полуволны сигнала ПТГ, т.е. объему прошедшего через преобразователь 1 воздуха. Отрицательной полуволной сигнала ПТГ интегратор 18 приводится в исходное состояние.

Положительные полуволны сигнала ПТГ также поступают на счетный вход счетчика 19 частоты дыхания, который приводится в нулевое состояние в начале измерения, а затем через каждую минуту импульсами с выхода формирователя 15 минутных интервалов. Таким образом, в конце каждой минуты показания на выходе счетчика 19 соответствуют количеству вдохов за прошедшую минуту, т.е. частоте дыхания.

Положительный полуволны сигнала ПТГ подаются также на интегрирующий (сигнальный) вход интегратора 20 минутного объема дыхания, выполненный аналогично интегратору 18. Интегратор 20 приводится в исходное состояние по второму, управляющему входу также импульсами формирователя 15. Таким образом, в конце каждой минуты сигнал на выходе интегратора 20 пропорционален объему вдыхаемого в течение минуты воздуха, т.е. минутному объему дыхания.

Импульсы с выхода формирователя 15 минутных интервалов поступают на вход

формирователя 16 периода обнуления, выполненного, например, в виде счетчика импульсов. Через заранее заданное время, т.е. при достижении счетчиком заданного состояния, на его выходе формируется импульс, который поступает на второй вход формирователя 14 управляющих импульсов, и аналогично команде Пуск вызывает его срабатывание, вследствие чего повторяется процесс автоматической подстройки

0 нулевого уровня.

При использовании в качестве преобразователя 4 ПДП-10, а в качестве усилителя 5

-операционного усилителя К140 УД 13 в интервале температур 10-40°С в течение 15 мин

5 уход нулевого уровня достигает 3% от верхнего предела измерения. Следовательно, при необходимости ограничиться этой погрешностью формирователь 16 должен быть выполне н в виде счетчика по 15 импульсов.

0 В предлагаемом устройстве отсутствует инструментальная динамическая погрешность, следовательно, точность измерения параметров дыхания выше, чем в известном устройстве.

5 Формула изобретения

5 входом дифференциального усилителя, второй выход блока управления соединен с вторым входом измерительного блока, отличающийся тем, что, с целью повышения точности измерения параметров дыхания, в

0 него введен второй пневмоэлектроклапан, вход которого подключен к второму выходу преобразователя расхода воздуха в давление, выход - к второму входу дифференци- ального преобразователя давление 5 электрический сигнал, а вход управления

-к входу управления первого клапана и первому выходу блока управления.

2,Пневмотахометр по п. отличающийся темт что блок установки нуля

0 содержит соединенные последовательно генератор импульсов, реверсивный счетчик и цифроаналоговый преобразователь, выход которого подключен к второму входу дифференциального усилителя, первая и

5 вторая схемы сравнения, измерительные входы которых соединены с выходом дифференциального усилителя, а выходы соответственно - с первым и вторым входами реверсивного счетчика, вход управления генератора импульсов подключен к первому выходу блока управления.

3, Пневмотахометр по пп. 1 и 2, о т л и- чающийся тем, что блок управления содержит соединенные последовательно формирователь управляющих импульсов, формирователь минутных интервалов и

формирователь периода обнуления, выход которого подключен к входу формирователя управляющих импульсов, а второй вход - к выходу последнего и первому выходу блока управления, выход формирователя минутных интервалов является вторым выходом блока управления.