Реферат: Допплеровский измеритель скорости кровотока

                       6                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                                          

рис. 2.4 Типовая структурная схема измерения сноса УЗ колебаний

Генератор 1 непрерывных колебаний рабочей частоты возбуждает излучающий пьезопреобразователь 2. Приемный пьезопреобразователь 3 составлен из двух идентичных пьезоэлементов, сориентированных таким образом, что в неподвижной крови интенсивности УЗ колебания вблизи лицевых поверхностей одинаковы. С появлением движения скорость звука с и осредненная по длине луча скорость кровотока v геометрически суммируются, и направление распространения УЗ колебаний отклоняется от начального на угол q, величина которого определяется соотношением

q=arcsin v/c@v/c

Для увеличения чувствительности этих устройств УЗ колебания, прежде чем достичь приемного преобразователя, испытывают несколько отражений от внутренней поверхности артерии. В этом случае снос луча у лицевой поверхности приемного преобразователя  выражается формулой:

Dd=DNq@DN(v/c),

где D – внутренний диаметр артерии, N – число отражений УЗ колебаний.

Отношение изменения интенсивностей УЗ колебаний на приемных пьезоэлементах  DI к начальной интенсивности I0 в неподвижной среде можно считать пропорциональным отношению сноса к средней ширине УЗ луча на приемном преобразователе, т.е.

,

где k – постоянный коэффициент.

При этом допущении оказывается, что изменение интенсивностей на приемных пьезоэлементах является мерой скорости потока в озвученной области среды.

Выражая скорость потока через расход, получаем упрощенную статическую характеристику метода:

,

где m – коэффициент, учитывающий несовпадение средней скорости кровотока со скоростью усредненной вдоль УЗ луча.

Сигналы с приемных пьезоэлементов поступают на дифференциальный усилитель 4, выходное напряжение которого выпрямляется с помощью детектора 5 и регистрируется индикатором 6.

Для исключения зависимости выходного напряжения от скорости звука схему обычно дополняют импульсно-циклическим измерителем скорости звука и арифметическим устройством для коррекции результатов измерений. импульсно-циклический скоростемер включает в себя дополнительный пьезопреобразователь 7, излучающий импульсы перпендикулярно оси артерии, и генератор 8 возбуждающих импульсов, образующих единую замкнутую цепь – «синхрокольцо». В системе «синхрокольца» каждый УЗ  импульс, отразившись от стенки артерии, воспринимается преобразователем 7 и вновь запускает генератор. Частота следования импульсов в этом устройстве, пропорциональная скорости звука в контролируемой среде, вместе с выходной информацией измерителя сноса поступает на вход арифметического устройства 9, корректирующего результаты измерений. Однако, поскольку контролируемая среда – кровь – имеет вполне определенную скорость распространения звука, то данная схема не представляет собой актуальную разработку.

Фазовый метод измерения характеризуется использованием непрерывных УЗ колебаний. В основе фазовых схем лежит сопоставление сдвига фаз колебаний, прошедших через поток. Статическая характеристика фазовых УЗ измерителей имеет вид:

   Dj=

Lj

t

            Схемы фазового метода имеют много реализаций. Например:

                                        a                                                                                       6

                                                        1                                       2

                                3                           4                                  5

                                                                                                                                           7                        8

рис.2.5 Схема электронной коррекции в фазовых УЗ скорости кровотока

            Первичный преобразователь этого УЗ прибора имеет два измерительных участка 1 и 2, содержащие волноводы в виде призм. Излучающие преобразователи возбуждаются генератором 3 непрерывных УЗ колебаний через широтно-импульсный модулятор 4, на низкочастотный вход которого от управляющего генератора 5 поступают прямоугольные импульсы длительностью t1. Прямоугольные пакеты колебаний, пройдя контролируемую среду, преобразуются приемными преобразователями в электрические сигналы и подаются на вход коммутатора 6. Управляющие входы коммутатора и фазометра 7 подключены к инвертирующему выходу управляющего генератора, который открывает их на время t2=Т-t1, где Т – период следования управляющих импульсов. Длительности пакетов приемных сигналов меньше излученных и составляют:

tП1=Т – t1 - t2,

tП2=T – t2 - t2,

где t2 – задержка в волноводе.

            С увеличением скорости звука пакеты импульсов, поступающие на фазометр, расширяются, а длительности импульсов в них, определяемые разностью фаз колебаний, уменьшаются. Фазометр нормирует амплитуды импульсов в пакетах на уровне Uф и усредняет их, поэтому напряжение, регистрируемое вольтметром 8, остается неизменным при колебаниях скорости звука в среде.

            Оптимальное значение периода управляющих импульсов Т, при котором происходит полная автоматическая компенсация показаний устройства, определяется зависимостью Т=2t0+t2, где t0 – время распространения УЗ колебаний в неподвижной среде.

            При использовании преобразователей без преломления на основе этого способа может быть произведена компенсация температурных нестабильностей скорости звука.

            Малая чувствительность фазовых схем в совокупности с невысокой точностью измерений угла сдвига фаз (погрешность 0,5-1%),затрудняет создание на основе этого метода измерителей скорости кровотока, однако этот метод представляется наиболее удобным с точки зрения практической реализации и компенсации различных погрешнстей.

2.3.   Анализ метрологических характеристик

Погрешность расчета индексов складывается из погрешности проведения  эксперимента, погрешности датчика, погрешности аналогового блока, погрешности АЦП и погрешности обработки цифрового сигнала.

Средняя скорость

Как было указано выше, измерение средней скорости возможно только при равномерном облучении сосуда. Проведенные на имитаторе опыты показали что, при условии достаточной ширины УЗ пучка, охватывающего сосуд и четкой локализации этого сосуда, средняя скорость может быть измерена с погрешностью менее 10% в непрерывном режиме. Эта погрешность для импульсного прибора немного выше и зависит от формы импульса. Четкая локализация сосуда означает отсутствие сильных возмущений УЗ пучка. На практике довольно трудно обеспечить равномерное облучение сосуда и результирующая погрешность может достигать величины 50%.

Метод вычисления средней скорости на основе данных о максимальной скорости, предполагает прохождение УЗ пучка через центр исследуемого сосуда. Этого можно достичь, наблюдая спектрограмму (сонограмму) и прослушивая высоту тона допплеровского сигнала Необходимо также иметь данные о форме распределения составляющих кровотока по сечению сосуда. Для некоторых случаев это распределение хорошо аппроксимируется параболой, данные для некоторых других сосудов можно взять из литературы. Максимальная скорость часто может быть измерена с погрешностью менее 5%. Эксперименты с имитатором потока показали, что средняя скорость также может быть измерена с погрешностью 5% для непрерывного излучения и 10% для импульсного.

Угол наклона датчика

Если кровеносный сосуд обладает достаточно прямой формой, угол между осью УЗ пучка и этим сосудом может быть измерен с погрешностью 2 - 3 градуса. В таблице показано, как погрешность в 3 градуса при задании угла отражается на вычислении средней скорости. Отсюда следует вывод о необходимости тщательного измерения и установки угла наклона датчика.

Таблица 1. Погрешность измерения скорости для различных углов наклона датчика.

Угол	0	10	20	30	40	50	60	70	80
Погрешность, %	0.1	1.1	2.0	3.1	4.6	6.4	9.2	14.3	29.9

Если же сосуд изогнут, задача измерения угла наклона датчика осложняется. Также нельзя гарантировать, что кровяные тельца в таком сосуде движутся параллельно стенкам сосуда.

Страницы: 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13, 14