информационный портал по вопросам биомедицинской инженерии

Сейчас на сайте 0 пользователей и 0 гостей.

Сообщество LabData

Вход в систему

аватар: саиф мохаммед гамиль

Введение

         
 Одним из наиболее распространенных методов биомедицинской диагностики следует считать исследование электрических сигналов тканей и органов. Известно, что электрическая активность различных органов и тканей обусловлена протекающими в них процессами и, как следствие, существенно различается как по частоте, так и по амплитуде.
Биоимпедансометрия  – это метод определения  состава  тела, основанный  на измерении электрического сопротивления тканей организма  и компьютерной обработке полученных результатов. Импеданс – это сопротивление. А биоимпеданс – сопротивление   биологических тканей  тела при прохождении электрического тока: вода, кровь, содержимое полых органов человеческого тела хорошо проводят ток (у них низкий импеданс), а ткани более плотные (мышцы, нервы и  органы) проводят хуже, еще больше  "сопротивляется" прохождению тока жировая ткань.
Человеческое тело, как и любое другое тело живого организма, имеет свойство проводить через себя электрический ток. Разные живые ткани в организме имеют различную проводимость (сопротивление). К примеру — кожа, жировая ткань, кости – имеют большое сопротивление, а кровь, мышечная масса и особенно головной и спинной мозг – малое. Кожа имеет большое удельное электрическое сопротивление, что впоследствии и определяет фактическое сопротивление человеческого тела.

Глава 1. Теоретическая часть

 

1.1   Сопротивление кожи человека

 

Кожа человека, как известно, имеет два слоя:

 
1)     наружный слой кожи (также ещё называется эпидермис) состоит из несколько слоёв, самый верхний из которых называется роговым и представляет собой множество рядов отмерших и ороговевших клеток. В чистом и сухом виде этот слой можно характеризовать как диэлектрик (он имеет очень большое электрическое сопротивление). Следующий слой эпидермиса (носит название — ростковый) гораздо тоньше рогового и имеет значительно большую электрическую проводимость (меньшее сопротивление).
 
2)     внутренний слой кожи (называется дерма) представляет собой живую ткань. Данный слой дермы имеет малое электрическое сопротивление.
 
Электрическое сопротивление обычного человека при условии, что кожа у него чистая, сухая и неповреждённая (измеренное напряжением 15-20 Вольт) лежит в пределах 3 - 100 кОм (1кОм = 1000 Ом), в некоторых случаях
и более. Сопротивление тела человека, а именно проводимость между двух электродов, которые касаются поверхности кожи, можно рассматривать как  3 сопротивления включённых последовательно: наружные слои (эпидермиса) представляют собой первое сопротивление, и внутренние слои является вторым и третьим сопротивлением, включающим в себя сопротивления внутреннего слоя кожи и сопротивление внутренних тканей.

Следует заметить, что наружное сопротивление человека обладает не только активным сопротивлением, а ещё и ёмкостным, поскольку в самом

месте контактирования электродов с человеческим телом образовывается

некое подобие конденсатора, в роле обкладок которого являются сами электроды и ткани тела человека, хорошо проводящие электрический ток,

что находятся под наружным слоем кожи, ну, а диэлектриком (изолятором между обкладками) в данном случае будет выступать наружный слой кожи (эпидермис).

 

Ёмкостная составляющая, присутствующая в сопротивлении человека обуславливает влияние, как рода электрического тока, так и его частоты на общую величину сопротивления тела. При частоте 10 - 20 кГц и свыше можно утверждать, что поверхностный слой кожи почти полностью утрачивает своё сопротивление, и общее сопротивление человека в данном случае будет состоять лишь из внутреннего сопротивления тела (сопротивление дермы и внутренних тканей).

 

Общее состояние кожи в значительной мере оказывает влияние на величину электрического сопротивления человека. При повреждении рогового слоя кожи (царапины, порезы, ссадины и т.д.) происходит снижение сопротивления человека до величины, приближенного к значению внутреннего сопротивления, а это, естественно, повышает опасность поражения электрическим током. Подобное влияние может оказываться и в случае увлажнения кожи водой или потом.

 

При электрическом переменном токе промышленной частоты (50 герц) берут во внимание только активное сопротивление человека (его тела) и соотносят его с величиной равной 1 кОм. В действительности данное электрическое сопротивление есть величина непостоянная, что имеет нелинейную характеристику и зависит от дополнительных условий, в том числе от параметров электрической цепи, состояния кожи, состояния окружающей среды, физиологии человека и т.д.

Так как сопротивление кожи у одного и того же человека может быть неодинаковое в разных местах и частях тела, то, естественно, на его сопротивление сильно будет влиять конкретное место прикосновения электрических контактов, а также их общая площадь. Величина электрического тока и длительность воздействия на тело оказывают прямое

влияние на полное сопротивление человека: с увеличением значения тока и времени его прохождения, сопротивление будет понижаться, потому что происходит местный нагрев участков кожи, а это, само собой, ведёт к расширению сосудов, тем самым усиливая снабжение данного участка тела кровью, увеличения его потоотделение. Увеличение напряжения, воздействующее на тело человека, вызывает понижение сопротивления кожи в 10-ки раз, следовательно, и общее сопротивление человека, снижается до предела 300 - 500 Ом. А это опасно. 

1.2 Электропроводность живой ткани

Организм человека можно отнести к группе своеобразных полимеров – биополимеров, это химические соединения, состоящие из большого числа структурных единиц.
Основная особенность живой ткани (как и всего организма в целом) состоит в непрерывно совершающемся обмене веществ.
Живая ткань, особенно ткань нервной системы, обладает сложнейшей комплексной электропроводностью, включающей все известные виды проводимости и обусловленной не только физическими или химическими процессами, но и сложнейшими биофизическими, биохимическими процессами.
Электропроводность живой ткани включает в себя:
1) Ионную проводимость, т.к. большинство тканей человека содержит большое количество воды (до 65% массы), поэтому живую ткань можно рассматривать как электролит, то есть раствор, который разлагается на ионы под действием электрического тока и в процессе обмена веществ.
2) Электронную проводимость – живую ткань нельзя уподобить металлическому проводнику, т.к. в биополимерах нет свободных электронов. Но у вещества нервной ткани и мозга имеется слабая связь электронов с атомами и поэтому при внешних воздействиях, например, при высокой температуре, происходит отрыв электронов от атомов и их блуждание по молекуле, то есть электронная проводимость присутствует.
3) Электронно-дырочная проводимость, как у полупроводников (т.е. резонансный перенос энергии электронного возбуждения между возбуждённой и невозбуждённой клетками). Явление межклеточной миграции (перемещения) энергии объясняется именно этой проводимостью.

1.3  Электрические свойства биотканей

 
Биоткань проявляет, по крайней мере, два важных электрических свойства. Во-первых, в ней существуют свободные носители заряда, и поэтому ее можно считать электрическим проводником. Следует ожидать, что электропроводность является характерным свойством различных биотканей и что по картинам распределений электропроводности можно различать структуры и обнаруживать очаги патологии. Во-вторых, биоткань содержит также связанные заряды, приводящие к диэлектрическим эффектам, и, по-видимому, можно получать изображение распределений относительной диэлектрической проницаемости.
 
При приложении к ткани электрического поля возникают токи проводимости и смещения, которые зависят от частоты приложенного поля. Однако ток проводимости имеет весьма слабую зависимость от частоты, поэтому его можно считать по существу постоянным в диапазоне шести декад — от 10 Гц до 10 МГц. Ток смещения обнаруживает сильную зависимость от частоты. На частотах ниже 1 кГц ток проводимости на 3,5 порядка больше, чем ток смещения, и даже при 100 кГц ток проводимости для мягких биотканей на 2 порядка превышает ток смещения. Поэтому при измерениях электрического импеданса на частотах 100 кГц и ниже целесообразно пренебрегать диэлектрическими эффектами. Если визуализацию биоструктуры можно выполнять на различных частотах, то можно ожидать, что биоструктуры на различных частотах будут различаться своим полным импедансом. Однако на высоких частотах (выше 200 кГц) серьезной проблемой эксперимента оказывается паразитная емкость электродов. Идея получения пространственных распределений электропроводности (или обратной величины — удельного сопротивления или удельного импеданса) является весьма привлекательной, но чрезвычайно трудной для осуществления, поэтому в настоящее время промышленность не выпускает аппаратуру, основанную на этих принципах. Однако существует ряд исследований, которые привели к разработке нескольких экспериментальных установок.
При приложении к коже низкочастотных потенциалов посредством пары электродов можно найти порог чувствительности кожи, который увеличивается с ростом частоты в пределах двух декад — от 10 Гц до 10 кГц. В зависимости от частоты меняются и главные механизмы электрочувствительности, среди которых можно выделить следующие три. При низких частотах чувствительность обусловлена локальным электролизом. Организм наиболее чувствителен к электрическому току с частотой около 50 Гц, что и объясняет потенциальную опасность поражения током в быту. При средних частотах электролиз становится обратимым, и преобладающим механизмом оказывается нервная стимуляция. При более высоких частотах (10— 100 кГц) преобладающим биологическим механизмом уже становится нагрев ткани. Учитывая присущую нервным волокнам задержку реакции на их возбуждение благодаря малой скорости распространения импульса возбуждения вдоль нерва, для диагностических целей без всякого риска повреждения сердца, нервной системы и мышц можно использовать переменный ток с частотой до нескольких десятков килогерц.
Для того чтобы электропроводность можно было использовать для визуализации, необходимо выяснить область, в которой электропроводность биоткани является линейной функцией напряженности электрического поля. Экспериментально установлено, что линейность необходимо выдерживать с точностью 5% в диапазоне частот 100 Гц — 100 кГц.
 
Получен большой объем экспериментальных данных по электропроводности биологических тканей, однако опубликованные данные сильно различаются, учитывая трудности проведения измерений внутри клетки. Большинство трудностей обусловлено наличием контактного импеданса электродов. Полагают, что на частотах вблизи 50 кГц клеточные мембраны ведут себя как изоляторы, в которых ток протекает по границам клеток. Для сравнения укажем, что, например, при комнатной температуре кровь имеет удельное сопротивление 1,5 Ом-м, печень — 3—6 Ом-м, нервная ткань — 5,8 Ом- м (мозг ), 2,8 Ом- м (серое вещество мозга), 6,8 Ом-м (белое вещество мозга), кость — 40—150 Ом- м и скелетная мыщца — 1—23 Ом-м (анизотропная проводимость ). Заметим, что удельное сопротивление морской воды менее 1 Ом-м. Различие в удельных сопротивлениях биотканей объясняется разными концентрациями электролитов в отдельных органах и тканях. Значение удельного сопротивления ткани печени зависит от ее кровенаполнения. В таблице 1 для примера приведены характеристики пяти биологических тканей.
Таблица 1- Типичные значения удельного сопротивления для пяти различных типов биотканей

В будущем станет возможной дифференциация биотканей внутри клетки. Примечательно, что электропроводности двух биотканей могут существенно различаться, и поэтому их трудно дифференцировать с помощью рентгеновского компьютерного томографа.
 
При сопоставлении удельных сопротивлений крови, жира и мышц необходимо помнить, что при изменении кровенаполнения тканей в области, изображение которой мы хотим получить, меняется и их общее удельное сопротивление. Величину этого эффекта в некоторых случаях можно оценить, отмечая расширение (возможно, анизотропное), например, лимфы, объем которой будет больше во время систолы, чем в диастоле, и используя элементарную формулу R = pL /А, связывающую сопротивление R, длину L , площадь сечения A и удельное сопротивление р цилиндрического образца биоткани. Такое расширение приводит к нетривиальным изменениям электрического сопротивления. Удельное сопротивление биологических жидкостей внутри клетки нетрудно определить с помощью лабораторных ячеек проводимости, в то время как измерения внутри клетки выполнять значительно труднее.
 

1.4  Визуализация распределений импеданса биоткани

 
Главной трудностью, которую необходимо преодолеть при построении распределений импеданса биоткани, является эффект расходимости линий электрического поля при приложении к ткани разности потенциалов между двумя электродами. В то время как для однородной ткани искривленные линии поля можно определить, в реальном случае неизвестной неоднородной ткани это оказывается невозможным. Измерения, проводимые с помощью электрода считывания, не связаны с биоэлектрическими свойствами ткани на прямой линии, соединяющей электроды. Было бы просто неверным считать, что при приложении к биоткани разности потенциалов и измерении тока во внешней цепи суммарное электрическое сопротивление вдоль линии, соединяющей электроды, будет равно просто отношению приложенной разности потенциалов к току. Если устранить указанные неоднозначности, то визуализацию можно осуществить, измеряя интегральные удельные сопротивления вдоль прямых, расходящихся в разных направлениях, и используя методы реконструкции, аналогичные тем, которые применяются в рентгеновской КТ и ОФЭКТ. 
Возможны два экспериментальных варианта регистрации, а именно метод «спрямления» линий электрического поля, когда на электроды считывания (малых размеров) прикладывается защитный потенциал, либо метод регистрации с помощью незащищенных электродов с последующим обратным проецированием данных, полученных вдоль криволинейных изопотенциалов с целью учета сложной конфигурации электрического поля. Последний метод является более трудным. В первом методе изображение можно получить, если приложить пару больших электродов к объему исследуемой ткани и произвести измерения тока через него. При таком способе регистрации линии поля оказываются относительно прямыми (для однородной ткани) вдали от электродов и изгибаются лишь на краях. Если теперь предположить, что считывающий электрод разбит на множество малых электродов, то линии электрического поля между каждым из них и электродом возбуждения будут выглядеть сравнительно прямыми (для однородной ткани), и при этом можно измерить интегральное удельное сопротивление вдоль прямой линии.
В этом экспериментальном методе с тщательно защищенными электродами предположение о прямолинейности линий поля справедливо лишь для однородной ткани, а для электрически неоднородных сред это предположение является лишь приближением первого порядка. Указанным методом (с помощью импедансной камеры) были проведены измерения интегрального импеданса грудной клетки, но помимо низкого пространственного разрешения изображения из-за электрической неоднородности получились с заметными искажениями (рисунок 1).

Рисунок 1 -  Контурная карта изоадмитанса грудной клетки человека, полученная с помощью импедансной камеры

Этот экспериментальный подход позволяет предложить метод импедансной компьютерной томографии, в котором с помощью вращающейся системы электродов можно было бы регистрировать интегральные сопротивления вдоль прямых линий с различной ориентацией. По этим проекциям возможна реконструкция по схеме с параллельной геометрией. Такой метод пытались реализовать, но результаты оказались неудовлетворительными. Причина этого — высокая чувствительность метода к погрешностям исходных данных, обусловленных конечным импедансом электрода, что не позволяет правильно измерить ток на выходе. С учетом этого эффекта можно предполагать, что как планарная импедансометрия, так и метод компьютерной импедансной томографии с защитной системой электродов и измерением выходного тока вряд ли будут эффективны для клинической практики. Кроме того, было показано, что метод обычной компьютерной импедансной томографии имеет фундаментальные ограничения, которые приводят к неоднозначным решениям. Хотя последний метод и полезен при регистрации некоторых идеализированных распределений электропроводности, в целом он вряд ли окажется полезным.
Более жизнеспособен метод реконструкции, известный как «томография приложенных потенциалов» (ТПП) и интенсивно разрабатывавшийся в г. Шеффилде (Великобритания). По своей физической сущности метод основывается на исключении из процесса измерений внешнего тока, вместо которого измеряют распределение потенциалов от проходящего тока. Этот метод называется также «визуалиацией полей электрического импеданса», «визуализацией электропроводности», «импедансной компьютерной томографией» и «томографией электрического импеданса». Суть метода заключается в следующем.
При приложении электрического потенциала к двум точкам поверхности проводящего биоматериала внутри него устанавливается некоторое распределение потенциалов, которое регистрируется по измерениям разности потенциалов на периферийных участках.
 Отношение значений, получаемых при таких измерениях, к тем, которые могли бы быть получены в однородной среде, можно использовать для реконструкции изображений по обратным проекциям (в однородной среде) вдоль криволинейных изопотенциалов. Многократно повторяя измерения для различных положений электродов возбуждения, можно получить компьютерную томограмму. Представим себе распределение электропроводности в виде плоского диска (или, что эквивалентно, биологический препарат неправильной формы, погруженный в солевую цилиндрическую ванну), вокруг которого расположено N электродов. Если к каждой паре диаметрально расположенных электродов приложить разность потенциалов, то данные можно снять с N - 3 периферических электродов. (Никаких измерений нельзя выполнить с помощью электродов возбуждения.) Если на мгновение представить себе, что электропроводность ткани однородна, то можно получить точное решение уравнения Лапласа и рассчитать градиенты периферийных потенциалов в пространстве между электродами. В самом деле, учитывая симметричное расположение электродов и считая, что объект измерений имеет цилиндрическую форму, электроды можно схематически соединить изопотенциальными кривыми, разбивающими пространство внутри круга на отдельные зоны электропроводности (рисунок 2).

Рисунок 2 - Распределение изопотенциалей для круговой проводящей системы, в которой напряжение прикладывается к расположенным по диагонали друг против друга электродам

Отклонение измеренных градиентов периферийных потенциалов от вычисленных значений можно затем интерпретировать как результат отклонений интегральной проводимости внутри указанных зон от значений однородной электропроводности за счет ее пространственной зависимости. Чем уже ширина зоны проводимости между изопотенциалями, тем выше градиент потенциала, и наоборот. Данное утверждение лежит в основе принципов метода реконструкции распределения по обратным проекциям отношений измеренного и вычисленного градиентов периферийного потенциала, зарегистрированного вдоль эквипотенциальных кривых. По этим градиентам можно затем построить относительное распределение электропроводности; для этого желательно иметь большое число обратных проекций для каждой пары периферийных электродов. Построение обратных проекций вдоль таких криволинейных изопотенциалей является весьма трудной математической задачей. Методы, для рентгеновской КТ и ОФЭКТ, здесь неприменимы. При практической реализации этой схемы было установлено, что проще измерять потенциалы электродов для однородного проводящего диска путем помещения в поле зрения однородного солевого раствора. Это позволяет регистрировать требуемые изопотенциалы экспериментально, а не путем вычислений . С другой стороны, регистрируя данные на двух частотах, можно строить статические распределения, не прибегая к измерениям или вычислениям однородной проводимости.

Если мы имеем N электродов, то через N (N - 1)/2 пар электродов можно пропустить ток и для каждого сочетания пар электродов можно в принципе выполнить N измерений, так что в итоге мы получаем N2(N-1)/2 измерений. Однако при этом не все измерения являются независимыми, и из соображений взаимности их число уменьшается до N(N—3)/2 независимых измерений. Для типичной экспериментальной установки из 16 электродов мы имеем лишь 104 независимых измерения, и можно доказать, что значения в элементах реконструированного изображения независимы между собой лишь в том случае, когда матрица состоит из 10х 10 или меньшего числа элементов. Заметим, что на практике возбуждающее напряжение подается не только на диаметрально противоположные электроды, а также и на смежные электроды. Использование такой схемы подключения, по-видимому, позволяет получить лучшее разрешение, но не самую высокую чувствительность. Изопотенциали для данной экспериментальной установки показаны на рисунке 3, где заштрихованная область — это область «приема» данных для обратных проекций, полученных посредством измерений через 5-й и 6-й электроды.

Рисунок 3 - Распределение изопотенциалей в реальной ТПП-системе в случае однородного распределения электропроводности

Существует  несколько  доводов  в  пользу  этого  метода  реконструкции  изображений.
Измерение периферийных потенциалов в принципе может быть произведено в динамическом диапазоне 40 дБ с точностью в пределах 1%. В этом методе нет необходимости в защитных электродах, результаты измерений не зависят от контактного импеданса электродов, который значительно больше импеданса самой ткани. Напомним, что последний эффект был главной помехой для реконструкции распределений по результатам измерений внешних токов. Защитные кольца, помещаемые выше
 
 
и ниже интересующего нас сечения, могут ограничивать величину тока в этой области.
Реконструированное методом обратного проецирования распределение оказывается «смазанным» (как и при обратном проецировании в компьютерной томографии), поэтому для реконструкции желательно применять метод обращения свертки с помощью функции отклика точечного источника. С помощью подробного анализа алгоритма реконструкции Барбер и Браун показали, что функция отклика точечного источника не обладает пространственной инвариантностью. Однако отсюда следует, что посредством преобразования координат можно заменить задачу фильтрации пространственно-инвариантной задачей. После обращения свертки к полученным данным применяют обратное преобразование. Кроме того, метод оказывается точным лишь в первом приближении, поскольку над экспериментально полученными данными осуществляется обратное проецирование на криволинейные изопотенциалы, соответствующие однородному распределению проводимости, а не на реальное неоднородное распределение, вызванное измеряемыми периферийными потенциалами.
В неоднородном распределении изопотенциалы некоторым образом отличаются от регистрируемых в однородном случае. Была разработана итерационная процедура реконструкции, в которой изопотенциалы первого порядка вычисляются методом обратного проецирования распределения проводимости первого порядка и используются затем для вычисления разности проекций перед новой итерацией обратного проецирования вдоль вновь полученных изопотенциалов первого порядка.
Отличительные особенности метода томографии приложенных потенциалов (ТПП) состоят в возможности сверхбыстрого накопления данных (занимающей около 0,5 с или менее на одно сечение), в умеренных требованиях к вычислительным средствам, в относительно низкой стоимости аппаратуры и в отсутствие каких-либо известных источников опасности.
 
 У этого метода можно обнаружить ряд ограничений, связанных с низким пространственным разрешением и техническими трудностями, обусловленными использованием упрощенных предположений относительно распределения изопотенциалов. Браун и др. установили, что максимально достижимое в методе ТПП разрешение может быть порядка 1,5% диаметра реконструируемого распределения (при использовании 128 электродов), но в настоящее время экспериментально достигнутый предел разрешения составляет 10% диаметра распределения. С увеличением числа электродов возбуждения возрастают проблемы, связанные с накоплением данных. Накопление данных можно осуществлять последовательным или параллельным способом. Потенциалы, естественно, прикладываются к электродам последовательно, а считывающие электроды могут считываться параллельно при условии, что каждый электрод соединен с одним усилителем. На рисунке 4 представлена экспериментальная двумерная реконструкция предплечья по данным, снимаемым с 16-электродной системы. На снимке различимы кости и магистральные сосуды.

Рисунок 4- ТПН-изображение предплечья, на котором видны кости и кровеносные сосуды

Глава 2. Практическая часть

 

2.1 Электрическая структурная схема регистратора биоимпедансного сигнала

 
 
 
Электрическая структурная схема канала обработки биоимпедансного сигнала представлена на рисунке 5.

Рисунок 5 - Электрическая структурная схема регистратора
 биоимпедансного сигнала

2.2 Принципиальная схема

 

Принципиальная схема регистратора биоимпедансного сигнала с амплитудной модуляцией построен по типовой схеме, выданной руководителем проекта. Схема представлена на рисунке 6.

Рисунок 6 – Принципиальная схема регистратора биоимпедансного сигнала с амплитудной модуляцией

2.3            Расчёт элементов схемы

 
В курсовом проекте выбран усилитель AD706. Основные технические характеристики усилителя AD706 приведены в таблице 2.
 Таблица 2 - Технические характеристики AD706

Задаем максимальный  Ку=-1 и минимальный Ку=-0,5 коэффициенты усиления сигнала на усилителе AD706, представленного на рисунке 7.

Коэффициент усиления должен удовлетворять условию -1 ≤ Ку ≤ -0,5 при максимальном сопротивлении кожи человека Rк max=100кОм.

Рисунок 7 – Усилитель AD706
Ку ≤ -0,5 (Кmin→Rк=0)
-(Rк+R6)/R4=-0,5
R6=0,5R4
 
 
К ≥ -1 (Кmax→ Rк = Rmax)
-(Rк+R6)/R4=-1
R4=R6+100кОм
R6=R4-100кОм

0,5R4= R4-100кОм
0,5R 4=100кОм
R4 =200кОм
R6=0,5*200кОм=100кОм
Рассчитаем силу тока I при напряжении генератора U=4,5В:

I=U/R4=4,5/200*10-3=22,5мкА
 Расчет фильтра низких частот (ФНЧ) первого порядка (рисунок 8):

Рисунок 8 – Фильтр низких частот первого порядка

f = 1/2пR1C4 =2 Гц
Задаем С4 = 0,1мкФ и R8 =50 кОм
Коэффициент усиления сигнала Ку=(1+(R9 /R8)) =-10. Исходя из этого выражения, находим  R9  = 500кОм.
R7 = 1/2пfC4
R7 = 1/2* 3,14*0,1*10-6 = 800кОм
Расчет элементов модулятора, представленного на рисунке 9:

Рисунок 9 - Модулятор

Из паспортных данных транзистора известно, что эквивалентное сопротивление Rэк и ток базы IБ удовлетворяют следующим значениям: Rэк=1,8кОм и IБ = 95,7мА.
R12 = R13 = 10 кОм
R12 || R13 = R15 + Rэк
R12 * R13  / R12 + R13 = R15 + Rэк
R13 =R11 = 10кОм
R15 = 1кОм
Т.к. Uген = 4,5 В
R14 = U/I = 4,5 В/95,7 мА = 47 кОм
Конденсаторы С5 и С6 применяются для защиты питания от помех. Рекомендуемые значения  С5 = С6=0,1мФ.

В качестве генератора используется таймер CMOP общего назначения ICM7555. В расчетах параметров ICM7555 была использована формула:

Его основные характеристики и технические параметры представлены в таблице 3.
Таблица 3 - Электрические характеристики ICM7555

 

Для генератора DD1  частота генерации выбирается 50кГц. Исходя из этого, расчетные параметры DD1будут составлять:
R1 = 30кОм                                         С1 = 1200пФ
R2 = 100кОм                                        С2 = 0,1мФ
R3 =60кОм                                           С3 = 0,1мФ
Для генератора DD2 частота генерации выбирается 3 кГц. Исходя из этого, расчетные параметры DD2 будут составлять:
R16 = 20кОм                                         С7 = 0,1мкФ
R17 = 100кОм                                       С8 = 0,1мФ
R18 = 50кОм                                         С9 = 0,1мФ
 
 
Значения всех элементов схемы, полученных в результате вычислений:
R1 = 30кОм                                             C1 = 1200пФ
R2 = 100кОм                                           C2 = 0,1мФ
R3 = 60 кОм                                            C3 =0,1мФ
R4 = 200кОм                                           C4 = 0,1мкФ
R5 = 1кОм                                               C5 = 0,1мФ                                  
R6 = 100кОМ                                           C6 = 0,1мФ                                        
R7 = 800кОм                                            C7 = 0,1мФ                                      
R8 = 50кОм                                             C8 = 0,1мФ
R9 = 500кОм                                            C9 = 0,1мФ 
R10 = 10кОм                                            С10 = 22пФ
R11 = 10кОм                                            С11 = 22пФ
R12 = 10кОм                                            С12 = 22пФ
R13 = 10кОм                                            С13 = 0,1мФ
R14 = 47кОм                                            С14 = 22мФ
R15 = 1кОм
R16 = 20кОм
R17 = 100кОм
R18 = 50кОм
R19 = 39кОм
R20 = 39кОм
 

         

 
 
 

Заключение

 

           В ходе данного курсового проекта были выполнены все пункты технического задания.
В теоретической части были рассмотрены методы визуализации распределений импеданса биоткани.
В практической части была создана структурная и принципиальная электрическая схемы регистратора биоимпедансного сигнала. Был разработан канал обработки  биоимпедансного сигнала с амплитудной модуляцией, который позволяет производить аналоговую обработку сигнала с дальнейшей ее передачей. Также были произведены расчеты усилителей и фильтров.

 
 
 
 

Список литературы

 
1.     Колесник Г.П., Сушкова Л.Т. Расчет селективных устройств биомедицинских приборов. Пособие к курсовому проектированию / Владим. гос. ун-т. Владимир, 2008.
2.     Романова М.А., Сушкова Л.Т. Основы физиологии человека: учеб.пособие.-Владимир: Изд-во Владим. гос. ун-та, 2010.
3.     http://www.elib.bsu.by/bitstream/123456789/7687/6/%D0%93%D0%BB_6pdf
4.     http://xn----8sbnaarbiedfksmiphlmncm1d9b0i.xn--p1ai/bezgd/r5-gl51/58-electprovodntkani.html

Комментарии