Допплеровский измеритель скорости кровотока

дискретизируются посредством двухканального АЦП и подаются на вход блока

ЦОС. Спектрограмма исследуемого кровотока представляет собой спектральную

плотность мощности его компонентов. Эта плотность мощности вычисляется

обычно с помощью метода периодограмм, т.е. взвешиванием непрерывного потока

данных с помощью той или иной временной функции, вычисления БПФ (т.н.

кратковременного БПФ), вычисления модуля комплексного результата БПФ и

отображения полученного результата с помощью функции гамма коррекции.

По результатам полученной спектрограммы, а точнее, ее огибающей,

рассчитываются так называемые индексы, являющиеся количественной оценкой

исследуемого кровотока. Строго говоря, для вычисления индексов расчет и

построение спектрограммы не обязательны, так как для получения огибающей

вполне пригодны другие методы, не требующие таких вычислительных затрат,

как БПФ. Необходимо отметить, что выделение огибающей может быть

произведено в аналоговой форме. Такой подход характерен для некоторых

портативных УЗ приборов, а также устаревших аппаратов, т.е. для тех

приборов, где расчет БПФ либо затруднен, либо является излишним из-за

отсутствия средства отображения спектрограммы. Такие приборы могут быть

классифицированы как детекторы огибающей.

Алгоритмы ЦОС могут быть реализованы как аппаратно с применением

цифровых процессоров обработки сигналов (ЦПОС), так и программным образом,

благодаря достаточной для этих целей производительности современных

процессоров персональных компьютеров.

Аппаратная реализация ЦОС оправдана там, где производительности

универсального процессора не хватает на одновременную обработку принимаемых

данных, расчет параметров и вывод информации на экран. Это характерно для

дешевых или портативных специализированных решений УЗ допплеровской

аппаратуры.

Например, для отображения на экране Nг = 400 линий по горизонтали

для двух каналов за время Тэ = 2 с, максимально допустимое время

вычисления одной спектральной составляющей равно Т1 = Тэ / (Nг * 2) = 2,5

мс. Учитывая, что для вычисления БПФ (без учета предшествующей фильтрации и

последующих взятия модуля и другой обработки) необходимо выполнить [9]

[pic] комплексных арифметических операций (типа умножения со сложением),

где N - количество точек БПФ (обычно N = 256), максимально допустимое

время на выполнение одной такой операции равно Т0 = Т1 / М = 1,25 мкс.

Широко представленные в настоящее время специализированные цифровые

процессоры обработки сигналов специально разработаны для данной цели. По

сравнению с микропроцессором 486DX2-66, производящего расчет 1024

точечного БПФ за 20 мс, ЦПОС ADSP2101 с циклом в 60 нс решает ту же задачу

за 2,23 мс, т. е. на порядок быстрее.

Одно из возможных аппаратных решений допплеровского спектрального

индикатора скорости кровотока представлено на рис. 1.31.

Рис. 1.31 Структурная схема аппаратной реализации допплеровского

спектрального индикатора скорости кровотока.

Здесь РК - блок радиоканала, обеспечивающий запитку УЗ датчика, съем

с него информации, усиление сигналов высокой и низкой частоты, выделение

допплеровских сигналов и перенос последних с несущей частоты в

низкочастотную область. ЦПОС – блок сигнального процессора, выполняющий

квантование аналоговых доплеровских сигналов по времени, дискретизацию по

амплитуде и вычисляющий спектральные составляющие посредством БПФ. ПК

решает задачу отображения вычисленных спектральных составляющих на экране,

рассчитывает численные параметры кровотока и документирует результаты

измерения.

Блок ЦПОС обычно выполняется в виде платы расширения, установленной

внутри ПК, т.е. обмен между ЦПОС и ПК происходит по внутренней шине ПК,

что обеспечивает необходимую скорость пересылки данных для отображения

спектра в реальном масштабе времени. Например, для шины ISA пересылка

слова данных по шине с тактовой частотой Fт = 4,33 МГц занимает как

минимум четыре цикла шины, а пересылка всей спектрограммы (два канала) - Т3

= (4 * N * Nг * 2) / Fт = 200 мс. Все остальное время Т4 = Тэ - Т3 = 90 %

Тэ процессор IBM PC тратит на отображение спектрограммы и расчет

параметров кровотока.

Пример структурной схемы такой платы показана на рис. 1.32.

Рис. 1.32 Структурная схема платы ЦПОС.

Специальная часть

1 Разработка функциональной схемы измерителя

Особенность УЗДП состоит в использовании в качестве зондирующего

сигнала механических вибраций, передаваемых в тело человека. В процессе

работы прибора производятся механические колебания элементов тканей на

поверхности тела. Распространение ультразвука зависит от плотности,

структуры, однородности, вязкости и сжимаемости тканей. Интегративным

отражением этих свойств является акустический импеданс(АИ) ткани. АИ

характеризует степень сопротивления среды распространению УЗ. АИ= d*c, где

d – плотность среды (кг\м3), с – скорость распространения УЗ в среде.

Циклическое движение элементов тканей на поверхности, производимое

пьезоэлектрической пластиной, вызывает свою очередь, силовые воздействия на

элементы тканей с более глубоких слоев, и, соответственно, их циклическое

перемещение и т.д. Таким образом, за счет передачи силовых воздействий

сжатия-растяжения между соседними элементами тканей возникает передача

механических вибраций в тело человека, называемое УЗ волной.

В настоящее время в УЗДГ применяется УЗ с частотами до 20 МГц, Так,

например, при УЗ обследований головы используют самые низкие частоты

порядка 0.5 - 2 МГц, при обследовании периферических сосудов - до 10 МГц, в

офтальмологии - до 15 МГц. А чем выше частота, тем ниже минимальная

регистрируемая скорость, поэтому ,применяемые в настоящее время УЗДП, имеют

ограничения на минимальную регистрируемую скорость.

Указанное ограничение возникает по двум причинам:

. из-за зависимости доплеровского сдвига от частоты излучения;

. из-за необходимости фильтрации принимаемого сигнала.

Допплеровский сдвиг (разность частот излучаемого и принимаемого

сигнала) прямо пропорционален частоте УЗ сигнала, на которой проводится

исследование кровотока - т.е. чем ниже частота УЗ, тем меньше допплеровский

сдвиг, получаемый при обследовании одного и того же кровотока на различных

частотах.

Так, среднее значение минимальной регистрируемой скорости для УЗДП,

работающего на частоте 8 МГц, составляет 2 см/с, что, но меньшей мере,

вдвое больше величины, характерной для кровотока в малых венах, и более чем

на порядок превышает скорость кровотока в капиллярах (табл.1).

Таблица 1. Средняя скорость движения крови в различных сосудах.

|Сосуд |Средняя скорость течения в |

| |см/с |

|Аорта |30-60 |

|Большие артерии |20-40 |

|Вены |10-20 |

|Малые артерии, |1-10 |

|артериолы | |

|Венулы, малые вены|0.1-1 |

| | |

|Капилляры |0.05-0.07 |

Ограничения, налагаемые на частотный диапазон существующих

допплеровских измерителей скорости кровотока, обусловлены, в основном,

двумя причинами:

сложностью получения приемлемых параметров УЗ преобразователя,

выполненного на основе пьезокерамики, для работы на частотах свыше 10 МГц.

Толщина пьезокерамической пластины, используемой в качестве активного

элемента, составляет половину длины волны, и на частотах свыше 10 МГц

становится меньше 0.2 мм. Из-за существования пор в объеме керамики,

напыляемые на противоположные поверхности пьезокерамической пластины

электрические контакты образуют электрические соединения друг с другом

через эти поры, и такой преобразователь становится непригодным для работы;

существующие в настоящее время схемы построения блоков обработки

сигналов УЗ преобразователей (в диапазоне до 16 МГц) предполагают

производить эту обработку непосредственно в ВЧ области, что приводит к

усложнению схемы, ужесточению требований к параметрам ЭРЭ и, как следствие,

к заметному удорожанию всего допплеровского комплекса.

Упрощенная блок схема непрерывно-волнового НЧ УЗ индикатора показана

на рисунке 2.1.

рис 2.1 Блок схема непрерывно-волнового допплеровского индикатора

скорости кровотока

где 1 - Малошумящий усилитель 2 - НЧ фильтр 3 - Фазовый детектор 4 -

Генератор 2 МГц 5 - Усилитель 6 - АЦП

Рассмотрим работу данной схемы:

Вырабатываемый задающим генератором 4 сигнал подается на вход

излучающего преобразователя и излучается в виде акустической волны,

сфокусированной по направлению исследуемого сосуда. Отраженный сигнал,

несущий информацию о движении форменных элементов крови в данном сосуде,

преобразуется приемным элементом УЗ датчика, расположенным вокруг

излучающего, усиливается усилителем с малым уровнем шумов 1 и

детектируется фазовым детектором 3, управляемым задающим генератором 4.

Отражение УЗ происходит на границе раздела сред с различными АИ, причем

величина отражения УЗ прямо пропорциональна разности АИ сред. Генератор

устройства собран на транзисторе VT1. Рабочая точка генератора определяется

сопротивлением резисторов R8C4. Максимально достигаемая с помощью

генератора мощность ограничена величиной тока высокой частоты (2 МГц),

проходящей через кварц. Слишком большой ток высокой частоты нагревает

кристалл, что отрицательно сказывается на стабилизации частоты. Поэтому

генератор рассчитан на небольшую мощность (порядка 8мВт), но при высокой

стабильности колебаний. Требуемую мощность получают в следующем каскаде,

собранном на транзисторе VT2, по схеме с разделенной нагрузкой. Рабочая

точка каскада определяется соотношением резисторов R10R11. В цепь эмиттера

включен излучающий пьезоэлемент. В цепь коллектора параллельный

колебательный контур, настроенный на частоту генератора (2 МГц) с которого

опорный сигнал поступает на фазовый детектор.

Усиленный малошумящим усилителем 1 сигнал далее фильтруется полосовым

фильтром 2 для устранения низкочастотных помех, возникающих вследствие

отражения УЗ сигнала от медленно движущихся стенок сосуда (амплитуда

сигнала от которых на несколько порядков выше амплитуды полезного

допплеровского сигнала) и высокочастотного шума и подается затем на

усилитель 5 и далее на АЦП.

Необходимость низкочастотной фильтрации вызвана наличием мощных

низкочастотных составляющих в спектре принимаемого УЗ сигнала,

обусловленным различными артефактами (колебаниями стенок сосудов, так

называемым "пролезанием" сигнала с выхода передатчика на вход приемника,

что особенно характерно дня прибора, работающего в непрерывном режиме).

Схема фазового детектора детектирует разность фаз двух сигналов, так

что при наличии разности фаз могут быть приняты определенные меры по

корректированию. Фазовый детектор часто называют также фазовым

дискриминатором или частотным компаратором. Схема фазового детектора

близка к схеме дискриминатора(демодулятора) ЧМ-сигналов, а их основные

рабочие характеристики практически идентичны.

Подлежащий анализу сигнал прикладывается к входной обмотке L4 и

трансформируется во вторичную обмотку L5. Вторичная обмотка шунтируется

конденсатором переменной емкости С1, благодаря чему образуется

параллельный резонансный контур, настроенный на частоту контрольного

(опорного) сигнала, который прикладывается к первичной обмотке L2

трансформатора и наводится на L3.

Если оба сигнала имеют идентичные частоты, то при хорошей

балансировке системы, прикладываемые к диодам сигналы одинаковы. Каждый

диод проводит через полупериод, вследствие чего через диоды протекают

пульсирующие токи. Однако пульсации напряжения на резисторах R13 и R14

сводятся к минимуму благодаря фильтрующему действию конденсаторов С7 и С2,

так что через R13 и R14 протекают практически постоянные токи. Вследствие

использования центрального отвода в обмотке L5 и равенства резисторов R13

и R14 падения напряжений на этих выходных резисторах равны и

противоположны по знаку; поэтому при равенстве частот сигналов выходное

напряжение равно нулю.

Индуктивность L3 не связана с L4, т.е. она является вторичной

обмоткой трансформатора L3L2.

Поскольку катушка L3 связана с входом и выходом системы, каждый диод

подвержен воздействию двух сигналов: опорного и входного. Однако общее

напряжение на каждом диоде является не арифметической, а векторной суммой

напряжений сигналов. Это объясняется тем, что падение напряжения EL5 на

нижней половине вторичной обмотки, отсчитываемое от средней точки этой

обмотки, опережает на 900 ток Iк , протекающий через эту часть обмотки, по

этой же причине падение напряжения ЕL5 на верхней половине вторичной

обмотки, также отсчитываемое от средней точки этой обмотки, должно

отставать от вектора Ik на 900;

Если входной сигнал на L4 отличается от опорного сигнала на L2, то

фазовые соотношения сигналов в рассматриваемом компараторе изменяются, в

результате чего один из диодов проводит лучше другого. Поэтому падение

напряжения на одном из выходных резисторов становится больше падения

напряжения на другом резисторе и их суммарное падение напряжения перестает

быть равным нулю, причем его величина и полярность зависят от разности

этих падений напряжений.

При изменении частоты входного сигнала колебательный контур L5C1

выходит из резонанса и ток Ik во вторичной обмотке не изменяется в фазе с

э.д.с. Eинд. Это объясняется тем, что колебательный контур на частоте выше

или ниже резонанса имеет индуктивное или емкостное сопротивление. Но между

Ik и ЕL5 сохраняется разность фаз, равная 900. В результате этого

напряжение на диоде VD1 увеличивается а на диоде уменьшается. В этом

случае диоды проводят неодинаково, и на выходе компаратора появляется

напряжение.

Изменение частоты входного сигнала в другом направлении приводит к

увеличению ЕVD2 и уменьшению ЕVD1. Появляется выходное напряжение,

полярность которого противоположна полярности напряжения, образующегося в

предыдущем случае.

Однако перед подачей принятого сигнала на детектор, его необходимо

усилить т.к. сигнал очень слаб. Для этого используется малошумящий

усилитель с малым дрейфом.

С выхода фазового детектора сигнал, через усилитель на микросхеме

К224ПП1, поступает на АЦП. С АЦП оцифрованный сигнал с помощью интерфейса

RS-232C поступает на блок ЦПОС.

При относительно медленной передаче сигналов (порядка сотен битов в

секунду) наиболее подходящим является стандарт RS-232C. Этот стандарт

определяет уровни сигналов обеих полярностей, а величины гистерезиса и

времени запаздывания обычно задаются входными формирователями (для

выходного формирователя нужны источники питания отрицательной и

положительной полярностей, а для входного преобразователя это не

обязательно). Типовая структура приведена на рисунке 2.1.2.

1488 RS-232C 8Т16

ТТЛ ТТЛ

330 пФ

рис. 2.2.

Надо отметить, что при конденсаторе нагрузки емкостью 330 пФ

обеспечиваются времена нарастания и спада на уровне менее 1 мкс. Стандарт

RS-232C широко используется при передаче данных между терминальным

оборудованием и ЭВМ со стандартизованными скоростями в диапазоне от 110 до

19200 бит/с. Полный стандарт определяет даже распайку контактных выводов

сверхминиатюрного 25-контактного разъема типа D и обычно используется при

передаче данных в стандарте IEEE422/

Применение ПК в медицинской диагностической аппаратуре не только имеет

своей целью универсализацию используемого врачами оборудования, но и

снижение его стоимости, что особенно актуально дан российской медицины.

Главная проблема, которую решает применение ПК в разрабатываемом приборе -

это возможность построения аппаратуры обработки данных с минимальными

затратами. Возможности современных процессоров позволяют производить

сложные вычисления в реальном масштабе времени, что раньше было под силу

только специализированным цифровым процессорам обработки сигналов (ЦПОС).

2 Разработка принципиальной схемы измерителя

f0 1

3

V (

((

2

4 5 6 7

8

f2

fg

f0

рис 2.3 Структурная схема УЗ измерителя скорости кровотока с

использованием эффекта Допплера.

Измерительный участок этих устройств содержит два установленных на

теле пьезоэлектрических преобразователя 1 и 2 с диаграммами направленности,

пересекающимися на оси кровотока или в точках сечения, где скорость равна

средней скорости потока. Для получения максимальной чувствительности углы

между осями главных лепестков диаграмм направленности преобразователей и

направлением потока устанавливаются дополнительными до 1800. Излучающий

преобразователь 1 возбуждается генератором 4 синусоидальных колебаний.

Непрерывные УЗ колебания с частотой f0 рассеиваются на неоднородностях

потока, которыми могут служить эритроциты в крови. Перемещающиеся вместе с

потоком рассеиватели можно рассматривать как вторичные источники УЗ

колебаний с частотой

f1=f0[pic] ,

где v – скорость перемещения рассеивателя; с – скорость звука в

контролируемой среде; ( - угол ввода УЗ колебаний в поток.

Вторичные УЗ звуковые колебания, возникающие в области 3, достигают

приемный преобразователь 2 и воспринимается как колебания с частотой:

f2=[pic],

Центральная частота доплеровского спектра определяются как разность

fд=f0 – f2=[pic].

Непрерывные УЗ колебания, воспринятые преобразователем 2,

преобразуются в электрические и через усилитель 5 поступают на вход

смесителя 6 частоты, на второй вход которого подается частота возбуждения

f0. Фильтр нижних частот 7 используется для выделения допплеровской частоты

fд, которая регистрируется частотомером 8.

Если учесть, что объемный расход Q через измерительный участок

круглого сечения диаметром D связан со скоростью потока в озвучиваемой

области соотношением:

[pic],

где m – коэффициент, учитывающий несовпадение средней скорости потока со

скоростью рассеивателя, то статическая характеристика допплеровского УЗ

измерителя скорости кровотока может быть представлена в виде

[pic]

Практические схемы допплеровских УЗ измерителей несколько сложнее

изображенной на рис 2.3. В них производится учет «размытия» допплеровского

спектра из-за конечности угловой ширины (( характеристик направленности

преобразователей. Благодаря различию проекций скоростей вторичных

источников УЗ колебаний на границы озвученных областей отраженный от

области 3 сигнал будет содержать спектр частот от [pic] до [pic].

Ширина допплеровского спектра равна:

[pic],

После несложных тригонометрических преобразований:

[pic]=[pic],

откуда следует, что ширина спектра пропорциональна угловой ширине диаграммы

направленности. Увеличение диапазона выходной частоты УЗ расходомера за

счет «размытия» спектра, что в свою очередь, приводит к ухудшению

помехоустойчивости устройства. Для ослабления помех, сопутствующих

отраженному сигналу, в ряде практических реализаций используют

автоматические системы фазовой или частотной подстройки частоты.

К методическим погрешностям допплеровских устройств в первую очередь

относится сильная зависимость измерительной информации от изменений

скорости звука в контролируемой среде. Неравномерность распределения

рассеивателей в озвучиваемом объеме, а также нарушение условия их

гидродинамической пассивности относительно потока приводят к существенной

случайной погрешности. Малый КПД преобразования (отношение энергии

отраженных УЗ колебаний к возбуждению) требует больших мощностей

возбуждения. Для допплеровских измерителей скорости кровотока характерна

сильная зависимость показаний от профиля скоростей в вене или артерии, так

Страницы: 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9