Допплеровский измеритель скорости кровотока

Допплеровский измеритель скорости кровотока

1.1.      Аналитический обзор... 3

2.      Специальная часть.. 43

2.1.      Разработка функциональной схемы измерителя.. 43

2.2.      Разработка принципиальной схемы измерителя.. 48

2.3.      Анализ метрологических характеристик.. 54

2.4.      Расчет надежности.. 57

3.      Технологическая часть.. 62

4.      Экономическая часть.. 68

5.      Охрана труда и окружающей среды.... 74

6.      Заключение.. 82

7.      Литература:. 83

8.      Приложение.. 84
1.   Введение
В началом дипломного проекта перед разработчиком ставится задача к определенному сроку выполнить все части задания и подготовиться к защите дипломного проекта перед комиссией. Передо мной была поставлена задача разработки современного датчика измерения скорости кровотока на базе существующих методов.

Скорость кровотока, наряду с давлением крови, является основной физической величиной, характеризующей состояние системы кровообращения. Возможность неинвазивной, объективной и динамической оценки кровотока по сосудам малого калибра остается одной из актуальных задач современной ангиологии и смежных специальностей. От ее решения зависит успех ранней диагностики таких заболеваний, как облитерирующий эндартериит, диабетическая микроангеопатия, синдром и болезнь Рейно, всевозможных окклюзий и стенозов артерий.

Перед решением задач проектирования новых устройств, как и при решении любой задачи повышенной сложности, необходимо разбить всю работу на определенное количество этапов, определить трудоемкость каждого из них, четко определить график выполнения каждого участка работ, для каждой части определить срок выполнения и перехода к следующему этапу. Определившись с планом работ нужно тщательно изучить историю развития техники, методов измерения скорости, предложений и решений в той области науки, в которую входит предмет проектирования. Все это было мной проделано и сделаны выводы о целесообразности применения определенных методов и конструкторских решений на разных этапах проектирования.

В аналитическом обзоре будет проведен анализ существующих аналогов, принципов их действия, конструкторского устройства и погрешностей. На основании обзора, в специальной части будет предложен выбранный метод, конструкция, необходимые расчеты и математические выкладки, функциональная и структурная схемы. В ней же будет произведен расчет надежности и анализ погрешностей для проектируемого устройства. В экономической части будет приведен расчет целесообразности внедрения проектируемого прибора в производство. В разделе «Безопасность жизнедеятельности» будет рассчитан и устранен один из факторов мешающий безопасной работе с прибором. В технологической части будут определены технические условия производства прибора, технологические карты его наладки и начерчены чертежи конструкции прибора или испытательного стенда для проверки изделия на соответствие техническим условиям. В заключении будут сделаны выводы о проделанной работе.

1.1.   Аналитический обзор

1.1.1.    Методы измерения скорости кровотока.

В восьмидесятые годы значительное развитие получила клиническая диагностика заболеваний человека с помощью введения в его организм радиоизотопов в индикаторных количествах. Визуализация с помощью радиоизотопов включает в себя ряд методов получения изображения, отражающих распределение в организме меченных радионуклидами веществ. Эти вещества называются радиофармпрепаратами (РФП) и предназначены для наблюдения и оценки физиологических функций отдельных внутренних органов. Характер распределений РФП в организме определяется способами его введения, а также такими факторами, как величина кровотока объема циркулирующей крови и наличием того или иного метаболического процесса.

Первое применение радиоизотопа для диагностики заболеваний щитовидной железы относится к концу 1930-хх гг. Ранние разработки устройств визуализации в   1950-х гг. представляли собой сканеры с двухкоординатным сканированием и сцинтилляционные камеры. В клинической практике оба этих типа устройств стали широко использоваться к середине 1960-х гг. Именно с этого периода камера Энгера становится одним из основных технических средств визуализации с помощью изотопов.

Радиоизотопные изображения позволяют получать ценную диагностическую информацию. В ядерной медицине в те годы наиболее распространенным методом клинической диагностики являлась статическая     изотопная визуализация в плоскости, называемая планарной сцинтиграфией. Планарные сцинтиграммы представляют собой двумерные распределения, а именно проекции трехмерного распределения активности изотопов, находящихся в поле зрения детектора. В отличие от рентгенографии, в которой точно известно начальное и конечное положение каждого рентгеновского луча, при визуализации радиоизотопного источника можно определить положение лишь регистрируемого g-излучения.

Одним из возможных перспективных применений ультразвука в медицинской диагностике является допплерография, т. е. измерение скорости крови в кровеносном сосуде с помощью эффекта Доплера. Современная аппаратура обработки данных позволяет определить не только среднеквадратическую скорость в сосуде, но и относительные амплитуды сигналов, соответствующие различным скоростям составляющих кровотока. Это достигается посредством вычисления спектра принимаемого доплеровского сигнала в реальном масштабе времени.

Первые сообщения о применении принципа Допплера для измерения скорости кровотока принадлежат Satomura (1960), Franclin е.a.(1961).

В последующие несколько лет ультразвуковые допплеровские приборы были значительно усовершенствованы. Применение детектора направления кровотока (McLeod,1968,Beker e.a.,1969) значительно расширило возможности диагностики.

В 70-х годах был предложен метод "спектрального анализа" допплеровского сигнала, позволивший количественно оценить степень стеноза сонных артерий. В эти же годы параллельно с развитием постоянно волновых допплеровских систем внедряются системы с импульсным излучением. Сочетание последних со спектральным анализом и эхоскопией в "B" - режиме привело к созданию дуплексных систем.

1982 год является точкой отсчета для транскраниальной допплерографии. Первые клинические результаты применения этого метода были опубликованы R.Aaslid именно в этом году. Транскраниальная допплерография, образно говоря, "замкнула последнюю брешь" в диагностике окклюзирующих поражений брахиоцефальных артерий, позволив диагностировать интракраниальные поражения, до этого времени считавшиеся недоступными для ультразвукового исследования.

В основе допплерографии лежит физический эффект Допплера, суть которого состоит в изменении частоты посланных ультразвуковых волн при перемещении среды, от которой они отражаются, или при перемещении источника ультразвука, или при одновременном перемещении среды и источника (Рис 1.1).

В нашем случае ультразвуковые волны отражаются от частиц крови, и это изменение напрямую зависит от скорости кровотока.

Рис 1.1.

Схема эффекта Допплера.

В современных ультразвуковых допплеровских системах используется один датчик и для излучения, и для улавливания отраженной волновой энергии. Принцип Допплера описывает компонент вектора скорости вдоль линии наблюдения. Этот компонент скорости (или наблюдаемая скорость) равна:

Vo = V x cos a,

где V - абсолютная скорость кровотока,
a - угол между вектором скорости кровотока и направлением ультразвукового пучка.

Поскольку наблюдаемая скорость Vo зависит от угла a, то Vo=V ( при a=0 ) и V > Vo во всех остальных случаях, когда 0 < a < 90 (Рис 1.1).

Иначе говоря, скорость, воспринимаемая по принципу Допплера, не тождественна абсолютной скорости кровотока. Равными величины абсолютной и воспринимаемой по принципу Допплера скоростей могут быть только при a=0.

В наиболее общем виде эффект Допплера описывается формулой:

Fd = 2 x Fo x Vo/c , (1)

где Fd - допплеровская частота,
Fo- посылаемая частота,
c - скорость распространения ультразвуковых волн в среде (в данном случае - крови).

Однако, с учетом зависимости наблюдаемой скорости от угла между датчиком и направлением движения крови, формула < 1 > приобретает окончательный вид:

Fd = 2 x Fo x V x cos a/c

Рис1.2.

Влияние угла a на значение допплеровской скорости.

1.1.2.    Болезни, диагностируемые с помощью измерения скорости кровотока и варианты методик обследования.

Скорость кровотока, наряду с давлением крови, является основной физической величиной, характеризующей состояние системы кровообращения. Возможность неинвазивной, объективной и динамической оценки кровотока по сосудам малого калибра остается одной из актуальных задач современной ангиологии и смежных специальностей. От ее решения зависит успех ранней диагностики таких заболеваний, как облитерирующий эндартериит, диабетическая микроангеопатия, синдром и болезнь Рейно. Не менее важным аспектом проблемы эхолокации низкоскоростных потоков крови является мониторинг проходимости микрососудистых анастомозов при реимплантации сегментов конечностей, трансплантации тканевых лоскутов и органов. С помощью высокочастотной (ВЧ) ультразвуковой допплерографии (УЗДГ) открываются перспективы в определении жизнеспособности тканей при критической ишемии, обширных ожогах и обморожениях.

Нарушения мозгового кровообращения являются одной из основных причин смертности населения развитых стран. Ишемическая болезнь мозга по распространенности практически соответствует ишемической болезни сердца и составляет около 36% в структуре сердечно-сосудистых заболеваний. Особое место среди причин, приводящих к нарушениям мозгового кровообращения, занимает патологическая извитость сонных артерий. С одной стороны, это связано с ее высокой распространенностью в качестве причины недостаточности мозгового кровообращения, уступающей только распространенности атеросклеротического поражения каротидных артерий. С другой стороны, до сих пор нет единого мнения о гемодинамической значимости деформации сонных артерий и целесообразности ее хирургической коррекции.

Стенозирующие поражения брахиоцефальных артерий в настоящее время занимают второе место по частоте летальных осложнений. Отмечается увеличение количества больных с атеросклеротическим поражением внутренних сонных артерий (ВСА).

Успешное предупреждение и эффективное лечение нарушений мозгового кровообращения, обусловленных патологической извитостью сонных артерий, атеросклеротических поражений артерий, всевозможных окклюзий и стенозов во многом зависит от диагностики параметров кровотока. Существующие в настоящее время методы исследования брахиоцефальных артерий и мозгового кровотока, такие как дигитальная субтракционная ангиография, компьютерно-томографическая ангиография, магнитно-резонансная ангиография, инвазивны и (или) небезопасны для пациента, дорогостоящи, дают в основном информацию о морфологических изменениях и не позволяют детально оценить количественные характеристики кровотока

Использование транскраниальной допплерографии позволило установить важнейшие закономерности нарушений мозговой гемодинамики при атеросклеротических поражениях сонных артерий. В то же время практически неисследованным остается состояние мозговой гемодинамики при патологической извитости каротидных артерий.

1.1.3.    Анатомо-физиологические особенности системы брахиоцефальных артерий

Сокращения:

БА – бедренная артерия

БЦС – брахиоцефальный ствол

ВПА – внутренняя подвздошная артерия

ГА - глазничная артерия

ЗМА – задняя мозговая артерия

ЗСА – задняя соединительная артерия

ЗТА – задняя тибиальная артерия

ЛА – лучевая артерия

НПА – наружная подвздошная артерия

НСА – наружная сонная артерия

ОА – основная артерия

ОПА – общая подвздошная артерия

ОСА – общая сонная артерия

ПА – позвоночная артерия

ПВА – поверхностная височная артерия

ПКА – подключичная артерия

ПМА – передняя мозговая артерия

ПСА - передняя соединительная артерия

ПТА – передняя тибиальная артерия

СМА – средняя мозговая артерия

ТКД – транскраниальная допплерография

УЗДГ – ультразвуковая допплерография

От дуги аорты отходят три основных артериальных ствола - слева общая сонная и подключичная артерии, справа - короткий брахиоцефальный ствол, который делится на правую подключичную и правую общую сонную артерии. Обе позвоночные артерии отходят от соименных подключичных артерий, являясь границей первого и второго сегментов ПКА. Общая сонная артерия у верхнего края щитовидного хряща делится на наружную сонную артерию и внутреннюю сонную артерию (рис. 1.3).

Рис 1.3

Рентгеноанатомия брахиоцефальных ветвей дуги аорты.
1- дуга аорты, 2- брахиоцефальный ствол, 3- правая ПКА, 4- левая ПКА, 5- правая ОСА, 6- левая ОСА, 7- правая ВСА, 8- левая ВСА, 9- правая ПА, 10- левая ПА, 11- правая НСА, 12- левая НСА.

Наружная сонная артерия имеет короткий ствол, делясь на ряд ветвей, что легко позволяет отличить ее от ВСА. Насчитывают девять ветвей НСА, ряд из которых (терминальные ветви лицевой, поверхностной височной и верхнечелюстной артерий) анастомозируют с конечными ветвями глазничной артерии (первая интракраниальная ветвь ВСА) (Рис 1.4).

Рис 1.4.

Схема глазничного анастомоза.
1- ОСА, 2- НСА, 3- лицевая артерия, 4- ПВА, 5- ГА, 6-глазничный анастомоз.

Внутренняя сонная артерия до входа в полость черепа ветвей не дает. Непосредственно после выхода из кавернозного синуса она отдает первую ветвь глазничную артерию, а затем делится на две конечные ветви - переднюю мозговую артерию и среднюю мозговую артерию (Рис 1.5).

Рис 1.5 Интракраниальные ветви ВСА.
1- ОСА, 2- ВСА, 3- сифон ВСА, 4- ПМА, 5- СМА.

Обе передние мозговые артерии отходят (чаще под прямым углом) от передней полуокружности внутренней сонной артерии в месте, соответствующем наружному краю перекреста зрительных нервов. Эти артерии направляются вперед и внутрь в продольную щель мозга над corpus сollosum. Диаметр передних мозговых артерий варьирует от 1.5 до 2.5 мм. Число и ход вторичных ветвей ПМА весьма вариабельны. Различают от 6 до 8 вторичных ветвей передней мозговой артерии. Корковые ветви передней мозговой артерии анастомозируют на поверхности мозга с корковыми ветвями средней и задней мозговых артерий.

Средняя мозговая артерия является непосредственным продолжением ВСА. Диаметр СМА варьирует от 1.9 до 3.2 мм. Пройдя несколько миллиметров, средняя мозговая артерия погружается в боковую щель. Протяженность основного ствола СМА (I сегмент СМА) различна и составляет от 5 до 30 мм. От первого сегмента СМА (MI) берут начало центральные артерии, идущие к коре больших полушарий, от них отходят вторичные, третичные и т.д. ветви. В бассейне СМА можно наблюдать ветви до седьмого порядка. Число центральных артерий, составляющих в совокупности MII сегмент СМА, колеблется от 4 до 10. Артерии третьего, четвертого и других более мелких порядков составляют MIII cегмент СМА (рис. 1.5).

Корковые ветви СМА широко анастомозируют с корковыми ветвями ПМА и задней мозговой артерии (ЗМА).

Стенозирующие поражения брахиоцефальных артерий в настоящее время занимают второе место по частоте летальных осложнений. Отмечается увеличение количества больных с атеросклеротическим поражением внутренних сонных артерий (ВСА). Частота ишемических инсультов у нелеченных пациентов в данной категории составляет от 20 до 40 %. У 40 - 50% больных со стенозами ВСА острое нарушение мозгового кровообращения (ОНМК) возникает без каких-либо предшествующих преходящих нарушений мозгового кровообращения (R.H.Holdsworth et.al., 1995). Операцией выбора при стенозах ВСА является каротидная эндартерэктомия (КЭ). Однако в ранние сроки после КЭ отмечаются расстройства общей и локальной гемодинамики, в частности, в виде послеоперационной гиперперфузии и гипертонии головного мозга, которая составляет от 10 до 60% (E.L.Bove et al., 1989; Towne J.B. et al., 1997). В связи с этим необходима интраоперационная оценка скорости объемного кровотока во ВСА с целью точности определения интенсивности кровотока в данном артериальном бассейне.

Головной мозг - один из главных органов-мишеней при гипертонической болезни. Цереброваскулярные осложнения во многом определяют судьбу больных гипертонической болезнью, являясь важнейшей причиной стойкой утраты трудоспособности и летального исхода.

Одним из основных показателей перфузии головного мозга служит скорость мозгового кровотока, которая рассчитывается в миллилитрах в минуту на 100 г вещества мозга. Скорость мозгового кровотока в разных участках головного мозга неодинакова. Прежде всего, это касается различий между серым и белым веществом больших полушарий головного мозга: скорости мозгового кровотока в этих областях соотносятся как 3,0-3,5:1. Межполушарная асимметрия мозгового кровотока в покое в норме не выявляется. С возрастом скорость мозгового кровотока уменьшается, что объясняют атеросклеротическими изменениями артерий, снабжающих кровью головной мозг, а также снижением метаболических потребностей головного мозга в процессе старения.

С помощью различных методов были определены основные параметры мозгового кровообращения у человека. По данным литературы, общий мозговой кровоток колеблется в среднем от 614 до 1236 мл/мин. Для головного мозга, весящего в среднем 1400 г, общий мозговой кровоток составляет в среднем 756 98 мл/мин. В расчете на 100 г вещества скорость мозгового кровотока в покое, по данным разных исследователей, колеблется от 40 до 60 мл/мин (W. Powers, 1992; M. Reivich, 1971).

Скорость мозгового кровотока находится в прямой зависимости от величины перфузионного давления и обратно пропорциональна сопротивлению мозговых сосудов. При снижении регионарного мозгового кровотока до некоторого критического уровня возникает ишемия головного мозга с исходом в некроз. Этот критический уровень неодинаков для различных участков головного мозга. В клинических исследованиях показано, что у человека критическая скорость мозгового кровотока, при которой появляется неврологическая симптоматика, составляет для серого вещества 15-29 мл/мин, т.е. примерно 30-40% от нормы. M. Reivich (1971 г.) приводит более высокие значения критического уровня мозгового кровотока. По его наблюдениям, симптомы и признаки ишемии головного мозга появляются при снижении среднего системного АД до 30 мм рт.ст., когда скорость мозгового кровотока составляет около 30 мл/мин на 100 г вещества или около 60% от нормы. S. Strandgaard (1976 г.) наблюдал начальные признаки ишемии головного мозга у больных с нормальным АД при снижении среднего системного АД до 43 8 мм рт.ст.

1.1.4.    Методика проведения ультразвуковой допплерографии

Схема проведения допплерографического исследования

Используемые датчики: 4 или 8 МГц в постоянноволновом режиме.

Исследуемый находится в положении лежа на спине. Голова откинута несколько назад так, чтобы были легко доступны для пальпации общие сонные артерии. Дистальный конец датчика устанавливается в медиальный угол глазницы так, чтобы ультразвуковой пучок был направлен в проекцию перекреста зрительных нервов. Легкими движениями проксимального конца датчика достигается максимальный устойчивый сигнал.

В норме кровоток в надблоковой артерии направлен к покровам черепа (антеградный кровоток), то есть навстречу вектору ультразвукового пучка с регистрацией допплерограммы выше изолинии (Рис 1.6).

Рис 1.6 Допплерограмма надблоковой артерии.

В то же время, антеградный кровоток может иметь место и при коллатеральном перетоке через передние отделы виллизиева круга (например, при окклюзии ВСА). Поэтому, в дополнении к фоновому исследованию, проводятся компрессионные пробы в следующем порядке:

*           гомолатеральная общая сонная артерия,

*           контралатеральная общая сонная артерия,

*           ветви наружной сонной артерии со стороны исследования,

*           ветви наружной сонной артерии с контралатеральной стороны.

В норме компрессия соименной общей сонной артерии приводит к редукции кровотока в надблоковой артерии, что указывает на проходимость внутренней сонной артерии (Рис 1.7).

Компрессия ветвей наружной сонной артерии (поверхностной височной артерии - у козелка ушной раковины, лицевой- у угла нижней челюсти, верхнечелюстной- в "собачьей ямке" у нижнего края орбиты) в норме приводит к увеличению кровотока в надблоковой артерии или реакция на компрессию отсутствует.

Рис 1.7. Допплерограмма надблоковой артерии с компрессией гомолатеральной ОСА.

Нормальные показатели

Приводя в этом разделе нормальные показатели периорбитальной допплерографии, следует отметить, что они разработаны на основании изучения больших групп клинически здоровых пациентов.

Приведенные в табл. 1 показатели нормы верны для допплеровских систем типа "БИОМЕД" (Россия) и моделей фирмы EME/Nicolete (Германия-США).

При использовании других моделей необходима предварительная разработка нормальных показателей периорбитальной допплерографии для конкретного прибора.

Таблица 1

Артерия ЛСК в см/сек Асимметрия

надблоковая >15 см/сек < 20%

б. Каротидная допплерография

Используемые датчики: 4 МГц в постоянноволновом или импульсном режимах.

Суть метода состоит в изучении спектральных характеристик допплеровского сигнала при непосредственной локации сонных артерий. Получаемая в реальном масштабе времени спектрограмма состоит из точек разного цвета, совокупность которых дает спектр скоростей в поперечном сечении артерии за время сердечного цикла. Положение данной точки по отношению к оси ординат (шкала частот) соответствует определенной линейной скорости кровотока (выражаемой в соответствии с принципом Допплера в КГц), а ее цвет - удельному весу данной частоты в спектре (при максимальной интенсивности точка окрашивается в красный, при минимальной - в синий цвета).

Спектрограммы ВСА и НСА различаются по форме: спектрограмма НСА имеет острый систолический пик и низкую диастолическую составляющую, а спектрограмма ВСА - широкий систолический пик и значительно более высокую диастолическую составляющую (Рис 1.8).

Рис 1.8 Допплерограммы ВСА и НСА.

В сомнительных случаях спектрограммы ВСА и НСА дифференцируются с помощью пробы D.Russel. Суть ее состоит в том, что во время локации артерий в области бифуркации ОСА проводятся очень кратковременная повторная компрессия поверхностной височной артерии (ПВА) перед козелком уха (фактически, исследователь наносит короткие удары указательным пальцем свободной руки в область проекции ПВА, сила которых должна быть достаточной, чтобы вызвать компрессию ПВА). Если лоцируется НСА, то на спектрограмме появляются небольшие дополнительные систолические "пички", поскольку компрессия ПВА в систолу выключает часть кровотока из НСА, которая возвращается в нее во время диастолы (Рис 1.9).

Рис 1.9 Допплерограмма НСА с пробой Russel.

Проведение этой пробы при локации ВСА не приводит к появлению дополнительных систолических "пичков", что является дифференциальным признаком.

Метод оценки степени стеноза при каротидной допплерографии основан на том, что при условии неразрывности потока (кровеносная система человека отвечает этому условию) масса крови, протекающей через поперечное сечение сосуда (ОСА или ВСА), является величиной постоянной. Следовательно, сужение ВСА в определенном сегменте должно вызывать увеличение скорости кровотока в этом сегменте, причем очевидно, что чем больше сужение, тем большая скорость кровотока будет регистрироваться.

В постстенотическом сегменте скорость кровотока резко замедляется, то есть упорядоченный ламинарный тип кровотока становится нерегулярным (турбулентным) (Рис 1.10).

Рис 1.10 Соотношение типов потока и скоростей при локальном сужении сонной артерии.

Диагностические критерии каротидной допплерографии основаны на этих гемодинамических особенностях.

Математическая обработка спектрограммы дает целый ряд дополнительных диагностических критериев, ценность которых различна. К ним относятся:

Smax - максимальная систолическая амплитуда, отражающая наибольшую систолическую скорость кровотока в точке локации.

Smax является основным критерием при каротидной допплерографии. Ее увеличение больше нормальных значений свидетельствует о наличии стеноза в зоне локации артерии.

Dmax - максимальный диастолический пик, отражающий максимальную диастолическую скорость в данной точке.

Увеличение этого показателя больше нормальных величин свидетельствует о наличии стеноза, а снижение - об увеличении циркуляторного сопротивления в бассейне лоцируемой артерии.

SB ( spectrum broadening ) или индекс спектрального расширения характеризует степень турбулентности кровотока в месте локации.

Этот индекс рассчитывается по формуле:

SB = ( Smax-A ) /Smax ,

где A - скорость максимальной интенсивности потока.

При преобладании низких скоростей кровотока, что характерно для турбулентного потока, индекс SB увеличивается выше нормальных величин.

PI - индекс пульсации, характеризующий циркуляторное сопротивление в бассейне лоцируемой артерии и рассчитываемый по формуле:

PI = ( Smax - Dmax )/M ,

где M - средняя скорость кровотока в точке локации.

Уменьшение максимальной диастолической скорости или средней скорости кровотока приводит к увеличению этого показателя, указывая на повышение циркуляторного сопротивления.

IR ( индекс Пурселло ) - индекс циркуляторного сопротивления.

Рассчитывается по формуле:

IR = ( Smax- Dmax )/Smax.

Увеличение этого индекса также указывает на повышение циркуляторного сопротивления, а его снижение на снижение периферического сопротивления в бассейне лоцируемой артерии.

Обследование больных проводится лежа на спине, так, чтобы голова была слегка повернута в сторону, противоположную лоцируемым артериям. На каждой стороне проводится локация по крайней мере в трех точках: у нижнего края кивательной мышцы (ОСА), у верхнего края щитовидного хряща (проксимальный сегмент ВСА) и у угла нижней челюсти (дистальный сегмент ВСА).

Нормальные показатели

Таблица 2

Артерия Smax Dmax SB PI IR

ОСА 1<...<4 КГц 0.5<...<1 КГц < 40 % < 2.0 0.5<...<0.75

ВСА < 4 КГц < 1 КГц < 40 % < 2.0 0.5<...<0.75

Вертебральная допплерография

Исследование позвоночных артерий в постоянноволновом допплеровском режиме проводится при использовании аппаратов, не имеющих в комплекте импульсных датчиков (типа VASOFLO-3). При использовании многофункциональных допплеровских приборов (типа БИОМЕД) предпочтительнее работа с датчиком 2 МГц, причем методика исследования одинакова.

      Исследуемый находится в положении лежа на спине. Голова откинута несколько назад и повернута в сторону, противоположную обследуемой артерии, так, чтобы общие сонные артерии были легко доступны для пальпации. Датчик устанавливается в область, ограниченную сверху сосцевидным отростком, спереди - грудиноключичнососцевидной мышцей так, чтобы ось ультразвукового пучка была направлена к противоположной орбите глаза. Перемещением дистального конца датчика достигается максимальный сигнал, после чего проводится его идентификация, поскольку в указанной области помимо позвоночной артерии могут лоцироваться ветви наружной сонной артерии.

Проводится кратковременная компрессия общей сонной артерии со стороны исследования. При локации ветвей наружной сонной артерии происходит редукция кровотока, а при локации позвоночной артерии сигнал усиливается или не изменяется (Рис 1.11).

Рис 1.11 Допплерограмма ПА.

Истинное направление кровотока в позвоночной артерии при фоновом исследовании определить не представляется возможным, поскольку здесь она совершает петлю, огибая атлант и давая двунаправленный спектр. В восходящем колене этого изгиба кровоток направлен от датчика (совпадение векторов движения крови и ультразвукового пучка), а в нисходящем колене - к датчику (противоположное направление векторов движения крови и ультразвукового пучка). На практике чаще регистрируются обе составляющие суммарного кровотока в ПА (Рис 1.12).

Таким образом, при фоновой локации III сегмента ПА, определяется только скорость кровотока.

Рис 1.12 Зависимость направления кровотока в ПА от положения ультразвукового датчика.
1- ПКА, 2- III сегмент ПА, 3- ультразвуковой датчик.
a- направление кровотока в ПА на датчик, b- направление кровотока от датчика.

Исследование направления кровотока в позвоночной артерии актуально при поражении подключичной артерии в I сегменте, что определяется с помощью пробы "реактивной гиперемии". Проба основана на том, что при окклюзии ПКА через ПА ретроградно заполняется плечевая артерия. При компрессии плечевой артерии (например, обычной пневматической манжетой, применяемой для измерения артериального давления) в течение 2-3 минут и последующей быстрой декомпрессии, в позвоночной артерии возникает эффект "экспресс- сброса", то есть кратковременное резкое усиление кровотока с последующей его нормализацией. Если усиления скорости кровотока в позвоночной артерии в момент "экспресс-сброса" не происходит то, следовательно, ПКА не поражена, а проба реактивной гиперемии отрицательна, если происходит усиление кровотока, то это свидетельствует о наличии поражения ПКА в I сегменте и ретроградном направлении кровотока в ПА.

Нормальные показатели

Таблица 3

Позвоночная >18 см/сек < 30%

г. Транскраниальная допплерография

Первым этапом исследования определяется местоположение акустического "окна", через которое ультразвуковой луч может проникнуть с минимальной потерей энергии. Основным условием является выбор удачного угла зондирования и положения датчика для получения оптимального сигнала.

Следующим этапом проводится идентификация сегментов артериальной сети у основания черепа. Она основана, во-первых, на знаниях анатомии и, во - вторых, на учете особенностей кровотока в различных артериальных сегментах и его реакции на компрессию ОСА.

Локализация и поиск акустических ультразвуковых окон для
исследования внутричерепных артерий

Описаны три основных пути локации внутричерепных артерий (Рис 1.13.):

*           Темпоральное окно (исследование СМА, ПМА и артерий виллизиева круга).

*           Орбитальное окно (глазничная артерия, сифон внутренней сонной артерии).

*           Субокципитальное окно (основная артерия, внутричерепные сегменты позвоночных артерий).

Рис 1.13 Акустические окна для транскраниального исследования.
1- темпоральное, 2- орбитальное, 3- субокципитальное.

Полноценное исследование проводится через все три акустических окна, и позволяет, таким образом, исследовать большую часть внутричерепных артерий.

1. Темпоральное окно

Исследование через темпоральное окно является основным, открывая доступ к ПМА, СМА, ЗМА и ВСА, а также позволяет определить функцию передней соединительной и задней соединительной артерий.

Локация в височной области проводится через чешую височной кости. У молодых пациентов, как правило, можно получить достоверные сигналы в относительно большой области. У пациентов старшего возраста толщина костей или их плотность меняется настолько, что нередко едва возможно получить достоверные сигналы из-за уменьшения акустической проницаемости. Во всех случаях следует передвигать зонд медленно, мелкими шагами, обращая внимание на обеспечение хорошего ультразвукового контакта между датчиком и кожей, что обеспечивается нанесением достаточного количества ультразвукового геля не только на датчики, но и волосы и кожу пациента.

В этом случае для получения хорошего ультразвукового контакта понадобится только умеренное давление на зонд, поскольку избыточное давление приводит к нарушению ультразвукового контакта.

Темпоральные окна расположены над скуловой дугой. Приблизительное расположение дуги можно определить пальпацией. Часто оказывается необхо-димым поместить зонд нижним ободом на выпуклость над скуловой дугой, чтобы пропустить ультразвуковой пучок точно над верхним краем дуги. В очень ред-ких случаях окна располагаются над скуловой дугой на расстоянии больше 3 см.

Различают три положения темпорального окна:

Переднее окно (AW) расположено над проксимальной частью скуловой дуги.

Заднее окно (PW) расположено впереди уха. В некоторых случаях это окно лежит выше остальных.

Среднее окно (MW) расположено между AW и PW.
бычно, в случае AW зонд направлен наклонно и слегка кзади. В случае PW зонд расположен кпереди, чтобы ультразвуковой пучок достиг артерий виллизиева круга. При MW датчик располагается так, чтобы ультразвуковой пучок проходил перпендикулярно поверхности кожи.

В некоторых случаях для исследования используют все три, но типичным является использование только одного темпорального окна. Зондирование через PW является лучшим для пациентов старшего возраста. Необходимо исследовать все три области, чтобы выбрать лучшее из возможных окон.

Локация базальных артерий через темпоральное окно представляет значительные трудности для начинающего исследователя. Следует проявить должное терпение, настойчивость и элементы творчества для овладения этим методом диагностики. Так, здесь описаны общепринятые способы локации через темпоральное окно. На практике оказывается, что "акустический ход" ультразвукового луча подвержен индивидуальным особенностям. Поскольку основная цель исследования - получение достоверной информации от искомой артерии, не суть важно, под каким углом и в какой части акустического окна она получена.

Поиск акустического окна

Поиск акустического окна рекомендуется начинать на глубине 55 - 60 мм. На этом уровне можно получить ультразвуковой сигнал от сифона сонной артерии, СМА, ПМА и ЗМА. Во время процедуры поиска следует мысленно представлять приблизительное расположение базальных мозговых артерий и соответственно направлять ось датчика (рис. 1.3). Одновременно с этим датчик медленно перемещают для получения качественного сигнала.

После получения сигнала оптимальной силы и чистоты следует мысленно зафиксировать удачное положение датчика во избежание повторных манипуляций поиска оптимального окна.

Идентификация артерий

Критерии идентификации:

*           Глубина и угол зондирования.

*           Направление кровотока (к датчику или от него).

*           Реакция кровотока на компрессию ОСА.

Компрессию общей сонной артерии следует проводить как можно ниже на шее для исключения раздражающего воздействия на каротидный клубочек (брадикардия, аритмия), а также сдавливания атеросклеротической бляшки (риск развития артерио - артериальной эмболии). Обычная продолжительность компрессии ОСА - 2-3 сек.

Рис 1.14. Примерное направление оси ультразвукового датчика при
исследовании базальных артерий через темпоральное окно.
1- IV сегмент левой ПА, 2- ОА, 3- ЗМА,
4 - ЗСА, 5- ПСА, 6- СМА, 7- ПМА.

Внутренняя сонная артерия

После того, как найдено оптимальное положение датчика, можно приступать к локации терминального отдела ВСА (точно дифференцировать уровни терминального отдела ВСА или ее сифона весьма затруднительно и, по сути, не столь важно).

Идентификацию проводят по следующим критериям:

1. Кровоток (по направлению к датчику) обнаруживается на глубине 65 -75 мм (зависит от размеров черепа). Ориентировочно ось датчика направляется на нижний край противоположной орбиты глаза, поскольку получаемый сигнал формируется приблизительно на уровне виллизиева круга. Скорость кровотока в дистальном сегменте ВСА ниже, чем в СМА и ПМА (локация под тупым углом).

2. Двунаправленный кровоток (в обоих направлениях) наблюдается примерно на той же глубине (при разделении потока крови) в области сифона или бифуркации ВСА (Рис 1.15).

Рис 1.15 Допплерограмма кровотока в сифоне ВСА.

3. Компрессия гомолатеральной ОСА приводит к ослаблению или редукции по-лученного сигнала.

4. Компрессия гомолатеральной ОСА приводит к изменению направления потока крови (инверсии сигнала).

5. Компрессия гомолатеральной ОСА приводит к редукции кровотока и вызывает компенсаторный кровоток из контралатеральной ВСА через ПСА.

Средняя мозговая артерия

СМА расположена латерально и немного cпереди, как продолжение внутри-черепного отдела ВСА. Локация через темпоральное окно достаточно точно соответствует абсолютному значению скорости кровотока в СМА (угол между вектором потока крови и направлением УЗ датчика приближается к нулю) (Рис 1.16, поз. A). Критериями для идентификации СМА являются:

1. Кровоток в МI сегменте СМА лоцируется на глубине 55-65 мм.

2. Направление кровотока к датчику (рис. 1.1.6.).

Рис. 1.16. Допплерограмма кровотока в МI сегменте СМА.

3. Сигнал отвечает редукцией или ослаблением при компрессии гомолатеральной ОСА (рис. 1.17).

Рис. 1.17 Допплерограмма кровотока в СМА с компрессией гомолатеральной ОСА.

1.1.5.    Сравнительный анализ ультразвуковых допплеровских датчиков

Одним из принципов работы УЗ допплеровского прибора является пьезоэлектрический эффект. Именно благодаря этому эффекту возможно преобразование акустической в электрическую энергию и наоборот, и, таким образом, электрическая регистрация неэлектрических величин, таких как скорость кровотока.

Пьезоэлектрический эффект представляет собой явление, которое наблюдается в образцах некоторых анизотропных материалов и заключается в нарушении равновесного распределения электрических зарядов под действием механической деформации образца. Возможен и обратный пьезоэффект, состоящий в механической деформации среды под действием электрического поля. В настоящее время известно довольно много моно- и поликристаллических материалов, обладающих пьезоэлектрическими свойствами. Наиболее широкое применение находят монокристаллические, керамические и полупроводниковые пьезоэлектрики. Идеальным пьезоэлектрическим материалом для электроакустического преобразователя является такой материал, который обеспечивает низкий уровень шума, высокую эффективность преобразования и позволяет создать преобразователь с высокой добротностью. Обычно активный элемент ультразвукового датчика изготавливается из пьезокерамической керамики. Самым распространенным пьезокерамическим материалом является цирконат-титанат свинца (ЦТС). Также находят свое применение датчики из пластических материалов, например поливинилиденфторида (ПВДФ), имеющих, по сравнению с керамикой, более близкие мягким тканям человеческого организма характеристики, что более эффективно с точки зрения передачи акустической энергии через границу активный элемент – исследуемая среда. Также свое применение находят датчики, построенные на комбинации пластика и керамики, например, с керамическим передающим и пластиковым принимающим элементами.

Конструктивно разделяются датчики, работающие в непрерывно-волновом и импульсных режимах. Прием и излучение ультразвука для первого из них разнесены в пространстве, для второго – во времени. Таким образом, первый состоит из двух активных элементов, расположенных вплотную и под некоторым углом друг к другу, а второй имеет в своем составе только один, поочередно работающий то на прием, то на передачу (рис. 1.18).

Рис. 1.18 Непрерывно-волновой (а) и импульсный (б) УЗ допплеровские датчики

На переднюю и заднюю поверхность активных элементов – пьезоэлектриков вжигаются проводящие электроды из серебра, после чего он поляризуется по толщине в электрическом поле. Скорость звука в ЦТС составляет приблизительно 4000 м/с; при этом толщина пьезоэлемента , соответствующая основному резонансу ( ) на частоте , определяется соотношением

                                                      (2.5)

В следующей таблице приведены толщины пьезоэлементов УЗ датчиков для работы на частотах 2, 4, 8, 10, 16 и 20 МГц, изготовленных из ЦТС.

Таблица 2.1. Зависимость толщины пьезоэлемента от частоты излучаемого ультразвука.

Частота, МГц 2 4 8 10 16 20

Толщина, мм 1 0,5 0,25 0,2 0,125 0,1

Из данной таблицы видно, что на частотах свыше 10 МГц толщина активного элемента становится меньше 0.2 мм. Обработка материала такой толщины затруднена, из-за хрупкости образца. Электрические контакты, напыляемые на противоположные поверхности пьезокерамической пластины, из-за существования пор в объеме керамики могут образовывать электрические соединения друг с другом через эти поры, и такой преобразователь становится непригодным для работы.

1.1.6.    Исследование зависимости глубины проникновения от частоты излучаемого ультразвукового сигнала

Одним из основополагающих механизмов, ограничивающим область применения высокочастотной УЗ допплеровской аппаратуры, является быстрое (экспоненциальное) возрастание затухания ультразвука в тканях человеческого тела с ростом частоты колебаний.

Для повышения чувствительности и для увеличения глубины зондирования увеличивают интенсивность ультразвуковых колебаний. Однако это увеличение ограничено условиями безопасности обследования, т.к. при существенном повышении интенсивности ультразвука возможен нагрев и даже разрушение биологической структуры. По ГОСТу 26831-86, предел полностью безопасной дозы интенсивности при воздействии УЗ на человеческий организм составляет 50 мВт/см².

С другой стороны, работа УЗ допплеровского прибора всецело обусловлена релеевским рассеянием, а одним из следствий механизма релеевского рассеяния, является четвертая степень зависимости энергии рассеянного сигнала от частоты излучаемого ультразвука. Т.е. красные кровяные тельца, являющиеся основными движущимися отражателями в исследуемом кровотоке, рассеивают УЗ высокой частоты лучше, чем УЗ низкой частоты. Этот эффект позволяет частично компенсировать повышенное затухание УЗ высокой частоты.

Совокупность двух указанных факторов приводит к тому, что существует оптимальное значение частоты, обеспечивающее максимальное соотношение сигнал/шум для каждого частного случая (т.е. коэффициента затухания и глубины залегания исследуемого сосуда). Данное значение можно получить математически. Как было отмечено, в случае релеевского рассеивания, интенсивность обратного рассеивания УЗ связана с частотой , на которой проводятся исследования, следующим соотношением:



где - коэффициент рассеивания. Ввиду затухания УЗ в ткани, его интенсивность уменьшается с глубиной по закону



где - интенсивность падающего УЗ, знак “-“ указывает на затухающий характер данной функции, коэффициент 2 определяет двойное расстояние (до сосуда и обратно), - коэффициент затухания, зависящий от типа ткани, - глубина исследуемого сосуда. Очевидно, что интенсивность отраженного от кровотока в исследуемом сосуде сигнала будет определяться произведением этих функций:

                                                   (1)

График этого выражения, представленного в виде функции , для нескольких глубин исследуемых сосудов изображен на рис. 1.19

Рис. 1.19. Зависимость интенсивности отраженного сигнала от частоты излучаемого УЗ

Как видно из графика, для каждой глубины расположения исследуемого сосуда существует определенная частота УЗ сигнала, при которой на приемник возвращается максимум излученной энергии. Эту частоту можно найти, продифференцировав (1) по , и приравняв полученное выражение нулю. Ненулевой корень последнего уравнения имеет вид:

                                                     (2)

Коэффициент a, может изменяться для мягких тканей от 0.2 дБ/МГц·см до более чем 2 дБ/МГц·см (в зависимости от вида ткани).

График на рис. 1.20 иллюстрирует зависимость расчетного диапазона частот как функции глубины зондирования мышечной ткани. Эта зависимость соответствует максимальному отношению сигнал/шум при регистрации УЗ‑сигналов, рассеянных на элементах крови. Заштрихованная область на графике соответствует различным величинам коэффициента затухания a.

Рис. 1.20 Оптимальная частота УЗ сигнала для исследования на заданной глубине

Как видно из данного графика, для существующих в настоящее время ультразвуковых допплеровских приборов, работающих на частотах до 20 МГц, предпочтительными являются глубины более 0,5 см. В то же время, оптимальной для высокочастотных приборов, с точки зрения соотношения сигнал/шум и получения максимальной мощности отраженного сигнала, является глубина расположения исследуемых сосудов, меньшая, чем 0,5 см.

1.1.7.    Анализ структурных схем существующих ультразвуковых допплеровских приборов

Рассмотрим схемотехнику наиболее распространенных вариантов УЗ допплеровских приборов.

Непрерывно‑волновой ультразвуковой допплеровский прибор
со звуковой индикацией без выделения информации о направлении кровотока

Для построения допплеровских индикаторов скорости кровотока используются ряд известных радиотехнических узлов и блоков, применяющихся в коротковолновых приемо-передающих устройствах и доработанных с учетом специфики взаимодействия с электроакустическим элементом допплеровского прибора – ультразвуковым датчиком .

Блок схема простейшего непрерывно-волнового УЗ прибора со звуковой индикацией без выделения информации о направлении кровотока показана на рис. 1.21

Рис. 1.21 Блок схема непрерывно-волнового допплеровского прибора со звуковой индикацией без выделения информации о направлении кровотока

1 – УЗ датчик, 2 – УМ, 3 – предварительный усилитель, 4 – задающий генератор, 5 – синхронный детектор, 6 – кварцевый резонатор, 7 – полосовой фильтр, 8 – УНЧ,
9 – громкоговоритель.

Рассмотрим работу данного индикатора. Вырабатываемый задающим генератором 4 (частота которого стабилизируется кварцевым резонатором 6) сигнал подается на вход усилителя мощности (УМ) 2, усиливается последним и излучается в виде акустической волны, сфокусированной УЗ преобразователем 1 по направлению исследуемого сосуда. Отраженный сигнал, несущий информацию о движении форменных элементов крови в данном сосуде, преобразуется приемным элементом УЗ датчика, усиливается предварительным усилителем с малым уровнем шумов 3 и детектируется синхронным детектором 5, управляемым задающим генератором 4.

Эхосигнал содержит спектр доплеровских частот, обусловленный движением отдельных элементов кровотока в анализируемом объеме. Этот сигнал можно представить в виде суперпозиции сигналов, привносимых всеми линиями тока, проходящими через измерительный объем. Вклад каждой компоненты в этот сигнал пропорционален мощности ультразвука, рассеянной элементами кровотока вдоль данной линии, т.е. интегралу по линии тока от чувствительности в пучке (зависимости величины сигнала, принятого от точечного рассеивателя, от координат этого рассеивателя).

Для упрощения последующих выкладок, рассмотрим сигнал на выходе блока 3, как состоящий из трех компонентов: несущей частоты и сигналов, отраженных от прямого и обратного кровотоков. Такой сигнал может быть представлен в виде:

       (3)

где , и - соответственно амплитуда, угловая частота и фаза каждого сигнала, а индексы 0, f и r обозначают несущую, прямой и обратный кровоток.

Этот сигнал поступает на детектор 5. С математической точки зрения детектор представляет собой перемножитель двух сигналов. Умножая данное выражение на - сигнал с выхода опорного генератора, получаем сигнал на выходе синхронного детектора 5:

(4)

Этот сигнал далее фильтруется полосовым фильтром 7 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), постоянной составляющей и ВЧ шума (включая , и ).

Выражение для отфильтрованного сигнала имеет вид:

                      (5)

Данный сигнал подается затем на усилитель низкой частоты (УНЧ) 8 для воспроизведения посредством наушников (или громкоговорителей) 9.

Синхронное детектирование

Для ультразвукового допплеровского диагностического прибора принимаемый сигнал, несущий информацию о распределении кровотока в исследуемом сосуде, сравним с шумом. Амплитуда сигнала, отраженного от медленно движущихся стенок сосудов на несколько порядков превосходит полезный сигнал. Кроме этого, на входе приемного усилителя присутствует так называемый сигнал пролезания, т.е. сигнал, проникающий в приемный тракт посредством акустической и электрической связи, существующей между передающей и приемной частями прибора. Не последнюю роль в этом процессе играет и недостаточная экранировка ультразвукового датчика.

Исходя из вышеизложенного, а также из того, что принимаемый полезный сигнал промодулирован по частоте, вследствии выбранного принципа регистрации кровотока, излучаемым сигналом, синхронное детектирование является естественным способом выделения полезного сигнала.

Импульсный ультразвуковой допплеровский прибор со звуковой индикацией без выделения информации о направлении кровотока.

Блок‑схема импульсного УЗ допплеровского прибора со звуковой индикацией без выделения информации о направлении кровотока показана на рис. 1.22

Рис. 1.22 Блок-схема импульсного УЗ допплеровского прибора со звуковой индикацией без выделения информации о направлении кровотока

1 – УЗ датчик, 2 – УМ, 3 – предварительный усилитель, 4 - формирователь импульсов разрешения передачи, 5 – селектор передачи, 6 – селектор приема, 7 - формирователь импульсов разрешения приема (линия задержки), 8 - задающий генератор, 9 – синхронный детектор, 10 – УВХ, 11 – кварцевый резонатор, 12 – полосовой фильтр, 13 – УНЧ, 14 – громкоговоритель.

Как видно, импульсный прибор отличается от непрерывно-волнового наличием формирователя импульсов разрешения передачи и приема, а также селекторов передачи и приема, управляемых этими импульсами. Вырабатываемый опорным генератором 8 сигнал стробируется селектором передачи 5 в строго определенные промежутки времени, задаваемые формирователем импульсов разрешения передачи 4. Принятый сигнал также стробируется по времени селектором приема 6, а продетектированный синхронным детектором 9 сигнал запоминается в устройстве выборки и хранения (УВХ) 10 до прихода следующего импульса. Положение “объема выборки” на оси УЗ датчика или глубина расположения исследуемого сосуда определяется временной задержкой между импульсом излучения и стробом приема, открывающего селектор приема 6. Эта задержка задается формирователем импульсов разрешения приема 7.

Так как амплитуда принятого продетектированного сигнала определяется мощностью излученного ультразвука, а из-за импульсного характера излучения при одинаковой амплитуде излучаемых сигналов непрерывно-волнового и импульсного приборов средняя излучаемая мощность последнего будет меньше, то на УМ импульсного тракта подается большее напряжение питания, по сравнению с непрерывно-волновым режимом для обеспечения поддержания уровня средней интенсивности излучаемого сигнала в импульсном режиме. УЗ датчик импульсного прибора представляет собой один пьезоэлектрический элемент, совмещающий функции приема и передачи, разнесенные во времени. Приемный тракт должен обеспечивать защиту входного каскада от перегрузок во время излучения.

В целом, работа импульсного УЗ допплеровского прибора аналогична работе радиолокационной станции обнаружения движущихся целей. Практически весь математический аппарат и многие схемотехнические решения, наработанные в военной области, без каких-либо изменений могут быть использованы в медицине и наоборот. В этом заключается смысл так называемых двойных направлений, развитие которых имеет огромное научное и практическое значение.

Синхронный квадратурный детектор и блок выделения информации о направлении кровотока

Описанные выше приборы не сохраняют информацию о направлении кровотока, а дает лишь величину сдвига частоты. Информация о направлении необходима, чтобы следить за изменением скорости кровотока в течении кардиоцикла в тех сосудах, где возникает обратный кровоток, или если направление кровотока несет диагностическую информацию, например, при исследовании вен при недостаточности сердечных клапанов .

Для того, чтобы разделить сигналы, несущие информацию о прямом и обратном кровотоке, наиболее широко в современных приборах применяется квадратурная демодуляция (рис. 1.23.).

Рис. 1.23 Блок схема квадратурного демодулятора

Х – перемножители, ПФ – полосовые фильтры.

Усиленный сигнал с выхода предварительного усилителя 3 (рис 1.21, 1.22) подается на два перемножителя Х, выполняющих роль детекторов, на управляющий вход одного из которых подается сигнал с выхода опорного генератора , на управляющий вход другого – сигнал, сдвинутый относительно первого на , т.е. . Таким образом, на выходе одного из каналов присутствует синфазный сигнал , описываемый (5), на выходе второго – квадратурный сигнал , имеющий вид:

или                       (6)

Знак допплеровского сдвига, а значит, и направление кровотока определяется по соотношению фаз прямого (синфазного) и квадратурного каналов. Если этот сдвиг положителен, то квадратурный сигнал отстает на от синфазного, и опережает в противном случае.

Из выражений (5) и (6) следует, что для разделения сигналов необходимо “сдвинуть” один из каналов относительно другого на , а затем произвести суммарно-разностную операцию над полученными сигналами.

Из предложенных до сих пор методов разделения сигналов прямого и обратного кровотока наибольшее развитие получили 2 метода:

·     обработка прямого и квадратурного канала в фазовой области;

·     применение цифровой обработки сигналов и, в частности, фильтра Гильберта.

Первый метод поясняется на рис.1.1.7.2.3.

Рис. 1.24 Выделение сигналов прямого и обратного кровотока в фазовой области.

Оба сигнала, прямой и квадратурный, описываемые соответственно уравнениями (2.3) и (2.4), сдвигаются на и суммируются с другим, несдвинутым, сигналом. В результате получаются два полностью разделенных канала.

Так, сдвигая прямой сигнал , описываемый (5), получаем:

Суммирование с квадратурным сигналом приводит к удалению компонента, относящегося к обратному кровотоку:

Точно также, сдвигая квадратурный канал и суммируя с прямым каналом , получим компоненту обратного кровотока:

Второй подход основывается на применении фильтра Гильберта. ФГ представляет собой обычный, нерекурсивный фильтр. Именно из-за своего свойства сдвигать фазу на 90°, он применяется в модемах как детектор огибающей. Коэффициенты ФГ рассчитываются по формуле:

для , где - порядок ФГ, и для .

Так как ФГ реализуется в цифровом виде, обрабатываемый сигнал должен быть оцифрован посредством АЦП. В этом случае тракт обработки прямого и квадратурного канала имеет вид, показанный на рис. 1.25:

Рис.1.25 Выделение сигналов прямого и обратного кровотока в частотной области.

Здесь Z – линия задержки на половину длины ФГ. Таким образом, структурная схема непрерывно‑волнового УЗ допплеровского прибора
со звуковой индикацией и выделением информации о направлении кровотока выглядит как показано на рис. 1.26.

Отличие от ранее рассмотренной схемы – в блоках 5 и 7. Блок синхронного детектора 5 включает в себя схему формирования квадратурного сигнала, которая будет рассмотрена позднее и   рассмотренную ранее схему квадратурного демодулятора рис. 1.24. Блок 7 содержит два полосовых фильтра и схему выделения информации о направлении кровотока – рис. 2.4. или 2.5., сигналы с выходов которых усиливаются посредством УНЧ и подаются на громкоговорители или головные телефоны 9.

Рис.1.26 Блок схема непрерывно-волнового допплеровского прибора с выделением информации о направлении скорости кровотока

1 – УЗ датчик, 2 – УМ, 3 – предварительный усилитель, 4 – задающий генератор, 5 – синхронный детектор и схема формирования квадратурных сигналов, 6 – кварцевый резонатор, 7 – полосовой фильтр и схема выделения сигналов прямого и обратного кровотока, 8 – УНЧ, 9 – громкоговорители.

Формирователь квадратурного сигнала.

Как было показано в п.1.1.6., для разделения каналов прямого и обратного кровотоков, необходимо сформировать два сигнала, сдвинутые один относительно другого на . На практике вместо того, чтобы умножать сигнал на и , этот сигнал умножают на сигнал прямоугольной формы (меандр) с частотой, кратной . Аналитическое представление такого сигнала []:

               (7)

Как видно из приведенного выражения, синхронная демодуляция в этом случае сводится к синхронному детектированию посредством набора синхронных демодуляторов с коэффициентами усиления и несущими частотами . Входным избирательным усилителем, нивелирующим пролезание в низкочастотную область спектра выходного сигнала компонент с частотами является сам ультразвуковой датчик, работающий в области своего резонанса.

Таким образом, задача демодуляции входного сигнала сводится к задаче детектирования этого сигнала с помощью простейшего аналогового ключа, управляемого сигналам, имеющим форму меандра, и описываемого (7).

Эта задача наиболее просто решается в цифровом виде при помощи трех D триггеров (рис.1.27).

Рис. 1.27 Блок схема формирователя квадратурного сигнала.

Преимуществом данной схемы по сравнению с аналоговой является отсутствие дискретных компонентов и, как следствие, гораздо меньшие частотные, временные и температурные погрешности сдвига фаз.

Временная диаграмма для данной схемы приведена на рис. 1.28.

Рис. 1.28 Временная диаграмма работы формирователя квадратурного сигнала

Как видно из данной диаграммы, частота опорного сигнала должна быть выше частоты результирующих сигналов в четыре раза. Таким образом, для работы допплеровского прибора в диапазоне 2 МГц частота на выходе опорного генератора должна составлять 8 МГц, для 4 МГц – 16 МГц, и для 8 МГц – 32 МГц.

При построении приборов, работающих на частотах свыше 20 МГц, частота опорного генератора становится выше 80 МГц. При проектировании блоков генератора, формирователя квадратурного сигнала и смесителя, работающих на таких частотах, предъявляются повышенные требования к разводке печатной платы, ее экранировке, которые трудно обеспечить. Поэтому возникает отклонение разности фаз сигналов, подаваемых на квадратурный детектор от , что приводит к проникновению этого отклонения в выходной сигнал, и, как следствие, к искажениям результатов обработки допплеровского сигнала.

Так, если сигнал, подаваемый на детектор прямого канала, имеет вид , а сигнал, подаваемый на детектор квадратурного - , т.е. имеется ошибка сдвига опорного сигнала от величины , то в этом случае выражение для отфильтрованного квадратурного сигнала приобретает вид:

Как нетрудно заметить, полученное выражение легко преобразуется в следующее:

Т.е. квадратурный сигнал в этом случае содержит часть прямого сигнала. Это – случай так называемого "пролезания" или отсутствия разделения каналов. Сдвиг этого сигнала на аналоговым или цифровым способом и проведение над полученным результатом суммарно-разностной операции уже не приведет к полному разделению сигналов прямого и обратного кровотока, и результаты расчетов спектрограммы и индексов будут искажены.

На рис. 1.29 приведена смоделированная спектрограмма для случая . Для примера на рис. 1.30 приведена таже самая спектрограмма для .

Рис. 1.29 Спектрограмма сигнала при наличии отклонения сдвига фаз опорного сигнала квадратурного детектора от величины

Рис. 1.30 Спектрограмма сигнала при отсутствии отклонения сдвига фаз опорного сигнала квадратурного детектора от величины

Ультразвуковой спектроанализатор

Для количественной оценки параметров исследуемого кровотока применяются алгоритмы цифровой обработки сигналов (ЦОС) и, в частности, БПФ с последующим построением спектрограммы на экране монитора. Сигналы с выходов полосовых фильтров квадратурного детектора рис 1.23 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] 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.
2.   Специальная часть
2.1.   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, артериолы 1-10

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 L₂трансформатора 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 R₁₄протекают 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 E_L₅ на нижней половине вторичной обмотки, отсчитываемое от средней точки этой обмотки, опережает на 90⁰ ток I_к , протекающий через эту часть обмотки, по этой же причине падение напряжения Е_L₅ на верхней половине вторичной обмотки, также отсчитываемое от средней точки этой обмотки, должно отставать от вектора I_k на 90⁰;

Если входной сигнал на L₄отличается 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 I_k во вторичной обмотке не изменяется в фазе с э.д.с. E_инд. Это объясняется тем, что колебательный контур на частоте выше или ниже резонанса имеет индуктивное или емкостное сопротивление. Но между I_k и Е_L₅ 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 Е_VD₂ и уменьшению Е_VD1. 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).

2.2.   Разработка принципиальной схемы измерителя

src="47236_5822260.png" alt=""> src="47236_5822261.png" alt=""> src="47236_5822262.png" alt=""> src="47236_5822263.png" alt=""> src="47236_5822264.png" alt=""> src="47236_5822265.png" alt=""> src="47236_5822266.png" alt=""> src="47236_5822267.png" alt=""> src="47236_5822268.png" alt=""> src="47236_5822269.png" alt=""> src="47236_5822270.png" alt=""> src="47236_5822271.png" alt=""> src="47236_5822272.png" alt=""> src="47236_5822273.png" alt=""> src="47236_5822274.png" alt=""> src="47236_5822275.png" alt=""> src="47236_5822276.png" alt=""> src="47236_5822277.png" alt=""> src="47236_5822278.png" alt=""> src="47236_5822279.png" alt=""> src="47236_5822280.png" alt=""> src="47236_5822281.png" alt=""> src="47236_5822282.png" alt=""> src="47236_5822283.png" alt=""> src="47236_5822284.png" alt=""> src="47236_5822285.png" alt=""> src="47236_5822286.png" alt=""> src="47236_5822287.png" alt=""> src="47236_5822288.png" alt=""> src="47236_5822289.png" alt=""> src="47236_5822290.png" alt=""> src="47236_5822291.png" alt=""> src="47236_5822292.png" alt=""> src="47236_5822293.png" alt=""> src="47236_5822294.png" alt=""> src="47236_5822295.png" alt=""> src="47236_5822296.png" alt=""> src="47236_5822297.png" alt=""> src="47236_5822298.png" alt=""> src="47236_5822299.png" alt=""> src="47236_5822300.png" alt=""> src="47236_5822301.png" alt=""> src="47236_5822302.png" alt=""> src="47236_5822303.png" alt=""> src="47236_5822304.png" alt=""> src="47236_5822305.png" alt=""> src="47236_5822303.png" alt=""> src="47236_5822303.png" alt=""> src="47236_5822306.png" alt=""> src="47236_5822307.png" alt=""> src="47236_5822308.png" alt=""> src="47236_5822309.png" alt=""> src="47236_5822303.png" alt="">

                                f₀                   1



          3

                                                   V                          a

                                                                                       Da

                                                         2

                   4                                                     5                                                    6                                             7                                                           8

                                                                                                  f₂



                                                                                                                                 f_g

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_,

где v – скорость перемещения рассеивателя; с – скорость звука в контролируемой среде; a - 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= ,

Центральная частота доплеровского спектра определяются как разность

f_д=f₀ – f₂= .

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 f_д, 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:

,

где m – коэффициент, учитывающий несовпадение средней скорости потока со скоростью рассеивателя, то статическая характеристика допплеровского УЗ измерителя скорости кровотока может быть представлена в виде

Практические схемы допплеровских УЗ измерителей несколько сложнее изображенной на рис 2.3. В них производится учет «размытия» допплеровского спектра из-за конечности угловой ширины Da 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 до .

Ширина допплеровского спектра равна:

,

После несложных тригонометрических преобразований:

= ,

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 как они не являются датчиками интегрирующего типа.

Практические схемы доплеровских измерителей, основанные на различных компенсационных методах, не одинаково реализуют приведенные выше достоинства.

В схеме показанной на рис.2.4, направления УЗ луча и потока составляют угол, близкий к прямому.

                                    1                                                                                                                                                                                                                                                                                                                      2                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                3                                   7                                                                                                                                                                                                                 4                  5                                          8                                            9

                       6

рис. 2.4 Типовая структурная схема измерения сноса УЗ колебаний

Генератор 1 непрерывных колебаний

содержание   .. 33 34 35   ..