Допплеровский измеритель скорости кровотока
Дипломная работа - Медицина, физкультура, здравоохранение
Другие дипломы по предмету Медицина, физкультура, здравоохранение
? в реальном масштабе времени, что раньше было под силу только специализированным цифровым процессорам обработки сигналов (ЦПОС).
- Разработка принципиальной схемы измерителя
f0 1
3
V
2
4 567 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 ,
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=,
Центральная частота доплеровского спектра определяются как разность
fд=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 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:
,
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 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.
12 3 7 45 8 9
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 , величина которого определяется соотношением
=arcsin v/cv/c
Для увеличения чувствительности этих устройств УЗ колебания, прежде чем достичь приемного преобразователя, испытывают несколько отражений от внутренней поверхности артерии. В этом случае с