Главная страница  |  Описание сайта  |  Контакты
УСТРОЙСТВО ДЛЯ ИЗМЕРЕНИЯ РЫХЛОСТИ ЭПИТЕЛИАЛЬНОЙ ТКАНИ КИШЕЧНО-ЖЕЛУДОЧНОГО ТРАКТА
УСТРОЙСТВО ДЛЯ ИЗМЕРЕНИЯ РЫХЛОСТИ ЭПИТЕЛИАЛЬНОЙ ТКАНИ КИШЕЧНО-ЖЕЛУДОЧНОГО ТРАКТА

УСТРОЙСТВО ДЛЯ ИЗМЕРЕНИЯ РЫХЛОСТИ ЭПИТЕЛИАЛЬНОЙ ТКАНИ КИШЕЧНО-ЖЕЛУДОЧНОГО ТРАКТА

Патент Российской Федерации
Суть изобретения: Изобретение относится к медицинской технике, а именно к диагностике состояния кишечно-желудочного тракта. Измеритель позволяет измерить модуль полного электрического сопротивления эпителиальной ткани в диапазоне от 10 до 100 Ом с абсолютной погрешностью не более ± 3 Ом на двух (разнесенных не менее чем на порядок) частотах измерительного тока, что позволяет судить о ее рыхлости (плотности). Измеритель содержит источник напряжения переменной частоты, два электрода, операционный усилитель, два детектора, преобразователь отношения напряжений и измерительное устройство. Для предохранения пациента от поражения электрическим током измеритель снабжен устройством защиты, включающим в себя два разделительных конденсатора, коммутатор, узел управления и схему коррекции. Включение разделительных конденсаторов позволяет обеспечить гальваническую развязку по постоянному току между обследуемой биотканью и рабочей частью измерителя. Использование коммутатора и узла управления позволяет аварийно прервать поступление переменного измерительного тока в биоткань в случае превышения им порогового значения. Схема коррекции, входящая в состав устройства защиты, содержит аналоговый сумматор, цифроаналоговый преобразователь, регистр кода коррекции, фазосдвигающую цепь, балансный резистор и позволяет компенсировать погрешности измерения, возникающие в элементах устройства защиты, а также повысить точность измерения электрического сопротивления эпителиальной ткани на разных частотах измерительного тока. 8 ил.
Поиск по сайту

1. С помощью поисковых систем

   С помощью Google:    

2. Экспресс-поиск по номеру патента


введите номер патента (7 цифр)

3. По номеру патента и году публикации

2000000 ... 2099999   (1994-1997 гг.)

2100000 ... 2199999   (1997-2003 гг.)
Номер патента: 2026004
Класс(ы) патента: A61B5/05
Номер заявки: 5013632/14
Дата подачи заявки: 22.11.1991
Дата публикации: 09.01.1995
Заявитель(и): Петляков Сергей Иванович
Автор(ы): Петляков Сергей Иванович
Патентообладатель(и): Петляков Сергей Иванович
Описание изобретения: Изобретение относится к медицинской технике, а именно к диагностике состояния кишечно-желудочного тракта.
Известно устройство для исследования функционального состояния биоткани (авт. св. N 1311707, кл. А 61 В 5/05, 1987). Оно содержит управляемый генератор, генератор развертки, токовый генератор, потенциометрический, токовый и индифферентный электроды, накладываемые на биоткань в процессе измерения, усилитель, блок фазовых детекторов, амплитудный детектор, блок деления и двухканальный индикатор. При этом следующие признаки аналога: генератор, электроды, усилитель, детекторы и индикатор совпадают с признаками предполагаемого изобретения.
Это устройство не позволяет измерить рыхлость эпителиальной ткани кишечно-желудочного тракта из-за отсутствия защиты биоткани от поражения электрическим током, невысокой точности измерения электрического сопротивления, а также из-за зависимости получаемых результатов от взаимного расположения трех электродов на исследуемой ткани.
Наиболее близким по технической сущности к заявляемому устройству является выбранное в качестве прототипа устройство для измерения электрического сопротивления биологических тканей (авт. св. N 1367938, кл. А 61 В 5/05, 1988). Оно содержит источник стабильного напряжения переменной частоты, операционный усилитель, два электрода, два детектора, преобразователь отношения напряжений и измерительный блок, причем все эти признаки совпадают с признаками заявляемого устройства.
Это устройство не может быть использовано для диагностики состояния кишечно-желудочного тракта (для определения рыхлости эпителиальной ткани кишечно-желудочного тракта) по причине несоответствия величины измерительного тока, протекающего через биоткань пациента, требованиям международного стандарта (МЭК 601-1 "Изделия медицинские электрические", ч. 1, ВНИИИМП, Москва, 1988 г., стр. 66, табл. 4). Кроме того в этом устройстве не обеспечивается достаточная точность измерения модуля полного электрического сопротивления биоткани из-за погрешностей, вызванных дрейфом напряжения смещения нуля в операционном усилителе, влияния паразитных емкостей в измерительной цепи, неидентичностью коэффициента преобразования сигналов на детекторах под воздействием временных и климатических факторов и т.п.
Целью изобретения является получение новой информации о структуре эпителиальной ткани кишечно-желудочного тракта, в частности о ее рыхлости (плотности).
Как известно электрическое сопротивление эпителиальной ткани кишечно-желудочного тракта, измеренное на низких частотах, определяется, в основном, активной составляющей сопротивления, обусловленного ионной проводимостью жидких сред (кровь, компоненты желудочного сока). Если через ткань пропускать переменный ток высокой частоты, то он проникает в клеточную структуру ткани. Учитывая, что электрическое сопротивление водных растворов электролитов не зависит от частоты измерительного тока (от единиц Гц до сотен МГц), то электрическое сопротивление ткани, измеренное на высоких частотах, можно представить как параллельное включение активных сопротивлений жидкой среды и клеточной структуры ткани, так как емкостной составляющей клетки можно пренебречь. По степени различия между модулями полного электрического сопротивления биоткани, измеренных поочередно на низкой и высокой частотах за достаточно короткий отрезок времени, можно судить о ее рыхлости (плотности).
Использование заявляемого измерителя рыхлости эпителиальной ткани кишечно-желудочного тракта позволяет измерить модуль полного электрического сопротивления биоткани в диапазоне от 10 до 100 Ом с абсолютной погрешностью не более ±3 Ом на двух частотах, разнесенных не менее чем на порядок, измерительного тока.
Предложенный измеритель рыхлости эпителиальной ткани, как и прототип, содержит источник напряжения переменной частоты, два электрода, операционный усилитель, первый и второй детекторы, преобразователь отношения напряжений и измерительное устройство. Выход источника напряжения переменной частоты соединен с неинвертирующим входом операционного усилителя и с входом второго детектора, а инвертирующий вход операционного усилителя - с общей шиной. Выход второго детектора соединен с вторым входом преобразователя отношения напряжений, выход которого соединен с первым входом измерительного устройства. В отличии от прототипа измеритель дополнительно снабжен устройством защиты биологической ткани от поражения электрическим током, включающим в себя два разделительных конденсатора, коммутатор, узел управления и схему коррекции, которая содержит балансный резистор, фазосдвигающую цепь, аналоговый сумматор, цифроаналоговый преобразователь (ЦАП) и регистр кода коррекции. Вышеперечисленные элементы схемы защиты соответствующим образом соединены между собой. При этом операционный усилитель выполнен в виде генератора стабильного тока с заземляющей нагрузкой, а преобразователь отношения напряжений выполнен в виде аналого-цифрового преобразователя (АЦП) последовательного приближения.
Наличие в измерителе схемы защиты совместно с другими существенными признаками обеспечивает получение заданного технического результата.
На фиг. 1 представлена структурная схема измерителя рыхлости эпителиальной ткани кишечно-желудочного тракта; на фиг. 2 - структурная схема измерительного устройства; на фиг. 3 - структурная схема устройства управления; на фиг. 4 - эквивалентная схема эпителиальной ткани; на фиг. 5 - временные диаграммы, поясняющие работу узла управления; на фиг. 6 - пример выполнения источника напряжения переменной частоты; на фиг. 7 - то же, операционного усилителя; на фиг. 8 - то же, детектора.
Возможность осуществления изобретения подтверждается следующим.
Измеритель рыхлости эпителиальной ткани кишечно-желудочного тракта (фиг. 1) содержит источник 1 напряжения переменной частоты, операционный усилитель 2, электроды 3 (первый) и 4 (второй), детекторы 5 (первый) и 6 (второй), преобразователь 7 отношения напряжений, измерительное устройство 8, схему 9 коррекции, коммутатор 10, разделительные конденсаторы 11 (первый) и 12 (второй), узел 13 управления.
Схема 9 коррекции состоит из аналогового сумматора 14, цифроаналогового преобразователя (ЦАП) 15, регистра 16 кода коррекции, фазосдвигающей цепи 17 и балансного резистора 18.
Измерительное устройство 8 может быть реализовано в виде схемы, представленной на фиг. 2, и содержит регистры 19 (первый) и 20 (второй), цифровой сумматор 21, дешифраторы 22 (первый) и 23 (второй), индикаторы 24 (первый) и 25 (второй).
Узел 13 управления может быть выполнен в виде схемы, изображенной на фиг. 3, и состоять из цифрового компаратора 26, триггера 27, кнопки 28, светодиода 29, задающего генератора 30, счетчика 31, формирователя 32 импульсов.
Первый 3 и второй 4 электроды подключены к замыкающим контактам коммутатора 10, размыкающие контакты которого соединены между собой. Вывод первого переключающего контакта коммутатора 10 подключен к выводу первого разделительного конденсатора 11, другой вывод которого соединен с неинвертирующим входом операционного усилителя 2. Вывод второго переключающего контакта коммутатора 10 подключен к выводу балансного резистора 18, другой вывод которого соединен с выводом второго разделительного конденсатора 12. Второй вывод конденсатора 12 подключен к инвертирующему входу операционного усилителя 2, выход которого соединен с входом фазосдвигающей цепи 17. Выход фазосдвигающей цепи 17 подключен к входу первого детектора 5, выход которого соединен с первым входом аналогового сумматора 14. Выход сумматора 14 подключен к третьему входу преобразователя 7 отношения напряжений, выход которого соединен с входом угла 13 управления и с третьим входом регистра 16 кода коррекции. Выход регистра 16 подключен к первому входу ЦАП 15, выход которого соединен с вторым входом аналогового сумматора 14. Выход второго детектора 6 соединен с вторым входом ЦАП 15. Выходы узла 13 управления подключены: первый - к первому входу преобразователя 7 отношения напряжений, второй - к входу управления источника 1 напряжения переменной частоты, третий - к входу управления коммутатором 10, четвертый и пятый - к первому и второму входам регистра 16 кода коррекции соответственно, шестой и седьмой - к второму и третьему входам измерительного устройства 8 соответственно.
Подключением электродов 3 и 4 к входам операционного усилителя 2 через разделительные конденсаторы 11 и 12 обеспечивается гальваническая развязка по постоянному току между обследуемой биотканью и рабочей частью измерителя рыхлости биоткани. Использование коммутатора 10 и узла 13 управления позволяет аварийно прервать поступление переменного измерительного тока в эпителиальную ткань в случае превышения им порогового значения. Схема 9 коррекции, входящая в состав устройства защиты, применяется для исключения систематической погрешности, вызванной падением напряжения на разделительных конденсаторах 11 и 12, а также для компенсации дрейфа напряжения смещения нуля в операционном усилителе 2, фазового сдвига между сигналами на входах детекторов 5 и 6, погрешностей преобразования АЦП и ЦАП, разброса коэффициентов преобразования первого и второго детекторов. Использование в качестве опорного сигнала ЦАП 15 напряжения с выхода второго детектора 6 позволяет исключить влияние нестабильности амплитуды гармонического сигнала на входе операционного усилителя 2 при формировании сигнала коррекции. Следовательно применение устройства защиты биоткани от поражения электрическим током позволяет также повысить точность измерения сопротивления на разных частотах измерительного тока.
Узел 13 управления (фиг. 3) предназначен для формирования сигнала F1 управления работой коммутатора 10, сигнала F2 переключения частоты в источнике 1 напряжения переменной частоты, импульсов сброса F4 и записи F3, F6, F7 информации в регистры 16, 19, 20, тактирующих импульсов F5 для преобразователя 7 отношения напряжений, а также для блокирования прохождения измерительного тока через биоткань в аварийной ситуации. Временные диаграммы, поясняющие работу узла 13 управления, представлены на фиг. 5.
Измеритель работает следующим образом. Электроды 3 и 4, конструкция которых зависит от цели исследования (например, полые цилиндры, установленные на интрагастральном зонде и имеющие фиксированное межэлектродное расстояние), вводятся в кишечно-желудочный тракт. Эквивалентную схему эпителиальной ткани можно представить в виде схемы, изображенной на фиг. 4 (В.Е.Манойлов "Основы электробезопасности", Ленинград, Энергоатомиздат, 1991 г., стр. 212, рис. 8.7).
При воздействии на биоткань измерительным током низкой частоты распределение тока происходит по жидким средам (например, при исследовании слизистой оболочки желудка - это желудочный сок и содержимое трубчатых желудочных желез). Величина модуля полного электрического сопротивления |Z1| на низкой частоте определяется, в основном, величиной r2, т.е. активной составляющей компонентов желудочного сока и содержимым трубчатых желудочных желез.
На высоких частотах (0,1...1 МГц) происходит проникновение измерительного тока в клеточные структуры эпителиальной ткани, при этом:
≪ r1 , где с1 - суммарная емкость клеток эпителиальной ткани;
w - круговая частота измерительного тока;
r1 - активная составляющая сопротивления клеток эпителиальной ткани, следовательно емкостной составляющей сопротивления клеток можно пренебречь (А. А.Шалимов, В.П.Хохоли "Медицинская техника в хирургии". Киев, Здоровье, 1991 г., стр. 148).
Следовательно на высоких частотах модуль полного электрического сопротивления |Z2| биоткани кишечно-желудочного тракта можно представить следующим образом:
Z .
Информация |Z1| и |ΔZ| = |Z1| - |Z2|, полученная в результате измерения электрического сопротивления биоткани на двух частотах, позволяет оценить степень насыщенности биоткани растворами электролитов.
При неизменной форме электродов, фиксированном межэлектродном расстоянии, стабильной частоте измерительного тока и высокой точности измерения модуля полного электрического сопротивления данная информация позволяет производить диагностику различных заболеваний кишечно-желудочного тракта.
Ввиду того, что операционный усилитель 2 выполнен по схеме генератора стабильного тока с заземляющей нагрузкой, то через биоткань, заключенную между электродами 3 и 4, протекает ток переменной частоты, независящий от величины сопротивления нагрузки. На неинвертирующий вход операционного усилителя поступает гармонический сигнал (Uвх.i) от источника 1 напряжения переменной частоты. Напряжение (Uвых.i) на выходе операционного усилителя:
Uвых.i = Uвх.i . Кy . ( |Zi| + |Zнi|), где |Zi| - модуль полного электрического сопротивления биоткани, заключенной между электродами, на i-ой частоте измерительного тока;
| Zнi| - модуль полного электрического сопротивления измерительной цепи на i-ой частоте, Z = ; где Rб - сопротивление балансного резистора 18;
Rп - активная составляющая сопротивлений контактов коммутатора, соединителей, проводов и т.д.;
Хрi - реактивное сопротивление разделительных конденсаторов 11 и 12 на i-ой частоте;
Хпi - реактивное сопротивление паразитных емкостей на i-ой частоте;
Кy - коэффициент усиления операционного усилителя 2;
Uвх.i - напряжение на входе операционного усилителя 2, Uвхi = Uоi .SIN(wi . t);
Uoi - амплитуда гармонического сигнала i-ой частоты;
wi - круговая i-ая частота.
Для исключения влияния неинформативного параметра (Uoi) на результате измерения производится преобразование отношения напряжений Uвх.i и Uвых.i. С этой целью на детекторе 5 производится выделение амплитуды гармонического сигнала Uвых. i, а на детекторе 6 - амплитуды сигнала Uвх.i. Выпрямленное напряжение от второго детектора 6 используется в качестве опорного сигнала преобразователя 7 отношения напряжений. Компенсация фазового сдвига сигнала Uвых.i обеспечивается фазосдвигающей цепью 17, включенной перед первым детектором 5. После вычисления отношения напряжений на выходе преобразователя 7 формируется двоичный код, независящий от нестабильности амплитуды Uоi.
Исключения систематической погрешности измерения, возникающей вследствие дрейфа нуля операционного усилителя, неидентичности коэффициентов преобразования сигналов на детекторах 5 и 6, погрешностей АЦП, а также с целью компенсации падения напряжения на разделительных конденсаторах 11 и 12 на разных частотах измерительного тока обеспечивается схемой 9 коррекции.
С целью исключения поступления на третий вход преобразователя 7 отношения напряжений биполярного сигнала в режиме коррекции, а также для обеспечения работы на линейном участке передаточной характеристики измерителя используется балансный резистор 18.
Измерение электрического сопротивления происходит в несколько этапов.
На первом этапе производится коррекция результатов измерения на низкой частоте, для чего от источника 1 напряжения переменной частоты поступает на неинвертирующий вход операционного усилителя 2 (фиг. 1) гармонический сигнал низкой частоты (w1). Измерительный ток протекает по цепи: конденсатор 11, через размыкающие контакты коммутатора 10, балансный резистор 18, конденсатор 12 и общую шину. В начале этапа по сигналу F4 (фиг. 5), сформированном в узле 13 управления, обнуляется регистр 16 кода коррекции. Поэтому на второй вход сумматора 14 поступает нулевой уровень от ЦАП 15, а на первом входе присутствует продетектированный сигнал с выхода операционного усилителя. Напряжение с выхода второго детектора используется в качестве опорного сигнала для ЦАП 15 и преобразователя 7 отношения напряжений. Выходной код, полученный на преобразователе 7 отношения напряжений, пропорционален величине сопротивления балансного резистора 18 и включает в себя систематическую погрешность измерения на данной частоте. Этот код запоминается в регистре 16 кода коррекции по сигналу F3 (фиг. 5) и после преобразования в аналоговую форму на ЦАП 15 поступает в инверсном виде на второй вход сумматора 14.
На втором этапе производится измерение модуля полного электрического сопротивления биологической ткани на низкой частоте, для чего коммутатор 10 подключает ко входам операционного усилителя 2 биоткань, заключенную между электродами 3 и 4. На сумматоре 14 производится вычисление разности между измерительным сигналом и сигналом коррекции, поступающим от ЦАП 15. Поэтому на выходе преобразователя 7 отношения напряжений формируется код, значения которого пропорциональны величине модуля полного электрического сопротивления биологической ткани. Выходной код на этом этапе поступает в измерительное устройство 8 (фиг. 2), где по сигналу F6 (фиг. 5) запоминается в первом регистре 19 и индицируется на индикаторе 24.
На третьем этапе производится измерение сигнала коррекции на высокой частоте. На вход операционного усилителя 2 поступает высокочастотный гармонический сигнал от источника 1 напряжения переменной частоты и далее аналогично первому этапу производится вычисление и запоминание кода коррекции на высокой частоте в регистре 16.
На четвертом этапе производится измерение модуля полного электрического сопротивления биоткани на высокой частоте, при этом код с выхода преобразователя 7 отношения напряжений поступает в измерительное устройство 8 (фиг. 2), где на цифровом сумматоре 21 производится вычисление |Δ Z|, запоминание по сигналу F7 (фиг. 5) результата во втором регистре 20 и индикация этой величины на индикаторе 25.
В процессе работы в узле 13 управления (фиг. 3) постоянно анализируется на цифровом компараторе 26 выходной код от преобразователя 7 отношения напряжений. Если в процессе работы возникла аварийная ситуация (например, увеличение измерительного тока или обрыв в цепи протекания измерительного тока), то это равнозначно увеличению значения выходного кода. Сигнал с выхода компаратора 26 опрокидывает триггер 27, который при этом самоблокируется. Выходные сигналы триггера асинхронно устанавливают в нулевое состояние счетчик 31, а на светодиоде 29 индицируют сигнал "Обрыв зонда". Сигнал F1 (фиг. 5) управления коммутатором, который формируется на выходе счетчика 31, устанавливает коммутатор 10 (фиг. 1) в положение, при котором контактирующие с живой биотканью электроды 3 и 4 гальванически развязываются от измерительной цепи. Разблокирование триггера 27 производится после нажатия кнопки 28 "Старт".
Практическая реализация измерителя рыхлости эпителиальной ткани может быть осуществлена следующим образом.
В качестве источника 1 напряжения переменной частоты может использоваться схема, представленная на фиг. 6. Она содержит кварцевый генератор 33, делитель частоты 34, два идентичных канала формирования гармонического сигнала 35 и 36, аналоговый ключ 37. При этом канал формирования гармонического сигнала включает в себя дифференцирующую RC-цепь 38, интегратор 39 и фильтр 40 низкой частоты. Кварцевый генератор может быть собран на интегральной микросхеме (ИМС) К555ЛН1 и резонаторе типа РГ-05, делитель частоты - на ИМС К555ИЕ2 и К555ИЕ5. Интегратор и фильтр низкой частоты могут быть выполнены на ИМС КР574УД2А по схемам, приведенным в (П.Хоровиц, У.Хилл "Искусство схемотехники", Москва, Мир, 1986 г., том 1, стр. 208, рис. 3.44 "в" и стр. 263, рис. 4. 15 "а"). Аналоговый ключ собран на ИМС КР590КН4.
Операционный усилитель 2 представляет собой генератор стабильных токов с заземляющей нагрузкой (фиг. 7) и может быть выполнен на ИМС КР544УД2А.
Состав детектора 5 (аналогично выполнен детектор 6) показан на фиг. 8 и состоит из высокочастотного полупериодного выпрямителя 41 и амплитудного детектора 42. Выпрямитель 41 включает в себя два инвертирующих усилителя 43 и 44 (ИМС КР574УД2А), аналогового компаратора 45 (ИМС КР597СА3Б) и электронный ключ 46 (ИМС КР590КН4). Амплитудный детектор 42 может быть реализован на ИМС КР140УД608А.
Регистр 16 кода коррекции может быть реализован на ИМС К555ТМ9, а фазосдвигающая цепь - на RC элементах. ЦАП 15 и преобразователь 7 отношения напряжений могут быть собраны по схемам, представленным в (Б.Г.Федорков, В. А. Телец "Микросхемы ЦАП и АЦП: функционирование, параметры, применение", Москва, Энергоатомиздат, 1990 г., стр. 49, рис. 2.1 и стр. 135, рис. 3.6), и могут быть выполнены на ИМС КР572ПА1А, КР572ПВ1, КР140УД608 и КР597СА3Б.
Коммутатор 10 может быть собран на электромагнитном реле типа РЭА12.
Измерительное устройство 8 может быть реализовано в виде схемы, приведенной на фиг. 2. Регистры 19 и 20 могут быть собраны на ИМС К555ИР23, цифровой сумматор 21 - на ИМС К555ИМ6, дешифраторы 22 и 23 - на ИМС К514ИД2 и индикаторы 24 и 25 - на цифро-буквенных индикаторах типа КЛЦ202А.
Устройство 13 управления может быть выполнено в виде схемы, изображенной на фиг. 3. Цифровой компаратор 26 может быть собран на ИМС К555СП1, триггер 27 - на ИМС К555ТМ2, задающий генератор 30 - на ИМС К555АГ3, формирователь импульсов 32 - на ИМС К555ИД7 и К555ЛА3, светодиод 29 - на элементе типа КИПМО1Б.
Формула изобретения: УСТРОЙСТВО ДЛЯ ИЗМЕРЕНИЯ РЫХЛОСТИ ЭПИТЕЛИАЛЬНОЙ ТКАНИ КИШЕЧНО-ЖЕЛУДОЧНОГО ТРАКТА, содержащее источник напряжения переменной частоты, два электрода, операционный усилитель, первый и второй детекторы, преобразователь отношения напряжений и измерительное устройство, при этом выход источника напряжения переменной частоты соединен с неинвертирующим входом операционного усилителя и входом второго детектора, инвертирующий вход операционного усилителя соединен с общей шиной, выход второго детектора соединен с первым входом преобразователя отношения напряжений, выход которого соединен с первым входом измерительного устройства, отличающееся тем, что оно дополнительно снабжено устройством защиты биологической ткани от поражения электрическим током, включающим в себя два разделительных конденсатора, коммутатор, узел управления и схему коррекции, содержащую балансный резистор, фазосдвигающую цепь, аналоговый сумматор, цифроаналоговый преобразователь и регистр кода коррекции, при этом первый и второй электроды подключены к замыкающим контактам коммутатора, размыкающие контакты которого соединены между собой, вывод первого переключающего контакта коммутатора подключен через первый разделительный конденсатор к неинвертирующему входу операционного усилителя, вывод второго переключающего контакта коммутатора через балансный резистор соединен с одним выводом второго разделительного конденсатора, другой вывод которого подключен к инвертирующему входу операционного усилителя, выход которого через последовательно соединенные фазосдвигающую цепь, первый детектор и аналоговый сумматор соединен с вторым входом преобразователя отношения напряжений, выход которого соединен с входом узла управления и с первым входом регистра кода коррекции, выход которого соединен с первым входом цифроаналогового преобразователя, выход которого соединен с вторым входом аналогового сумматора, а выход второго детектора соединен с вторым входом цифроаналогового преобразователя, причем первый выход узла управления подключен к третьему входу преобразователя отношения напряжений, второй - к входу управления источником напряжения переменной частоты, третий - к входу управления коммутатором, четвертый и пятый - к второму и третьему входам регистра кода коррекции соответственно, шестой и седьмой - к второму и третьему входам измерительного устройства соответственно, при этом операционный усилитель выполнен в виде генератора стабильного тока с заземляющей нагрузкой, а преобразователь отношения напряжений выполнен в виде аналого-цифрового преобразователя последовательного приближения.