Реферат: Допплеровский измеритель скорости кровотока

Реферат: Допплеровский измеритель скорости кровотока

Введение.. 2

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

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

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

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

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.

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.

2.1.   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.

Ограничения, налагаемые на частотный диапазон существующих допплеровских измерителей скорости кровотока, обусловлены, в основном, двумя причинами:

сложностью получения приемлемых параметров УЗ преобразователя, выполненного на основе пьезокерамики, для работы на частотах свыше 10 МГц. Толщина пьезокерамической пластины, используемой в качестве активного элемента, составляет половину длины волны, и на частотах свыше 10 МГц становится меньше 0.2 мм. Из-за существования пор в объеме керамики, напыляемые на противоположные поверхности пьезокерамической пластины электрические контакты образуют электрические соединения друг с другом через эти поры, и такой преобразователь становится непригодным для работы;

существующие в настоящее время схемы построения блоков обработки сигналов УЗ преобразователей (в диапазоне до 16 МГц) предполагают производить эту обработку непосредственно в ВЧ области, что приводит к усложнению схемы, ужесточению требований к параметрам ЭРЭ и, как следствие, к заметному удорожанию всего допплеровского комплекса.

Упрощенная блок схема непрерывно-волнового НЧ УЗ индикатора показана на рисунке 2.1.

рис 2.1 Блок схема непрерывно-волнового допплеровского индикатора скорости кровотока

где 1 - Малошумящий усилитель 2 - НЧ фильтр 3 - Фазовый детектор 4 - Генератор 2 МГц 5 - Усилитель 6 - АЦП

Рассмотрим работу данной схемы:

Вырабатываемый задающим генератором 4 сигнал подается на вход излучающего преобразователя и излучается в виде акустической волны, сфокусированной  по направлению исследуемого сосуда. Отраженный сигнал, несущий информацию о движении форменных элементов крови в данном сосуде,  преобразуется приемным элементом УЗ датчика, расположенным вокруг излучающего, усиливается усилителем с малым уровнем шумов 1  и детектируется фазовым детектором 3, управляемым задающим генератором 4. Отражение УЗ происходит на границе раздела сред с различными АИ, причем величина отражения УЗ прямо пропорциональна разности АИ сред. Генератор устройства собран на транзисторе VT1. Рабочая точка генератора определяется сопротивлением резисторов R8C4. Максимально достигаемая с помощью генератора мощность ограничена величиной тока высокой частоты (2 МГц), проходящей через кварц. Слишком большой ток высокой частоты нагревает кристалл, что отрицательно сказывается на стабилизации частоты. Поэтому генератор рассчитан на небольшую мощность (порядка 8мВт), но при высокой стабильности колебаний. Требуемую мощность получают в следующем каскаде, собранном на транзисторе VT2, по схеме с разделенной нагрузкой. Рабочая точка каскада определяется соотношением резисторов R10R11. В цепь эмиттера включен излучающий пьезоэлемент. В цепь коллектора параллельный колебательный контур, настроенный на частоту генератора (2 МГц) с которого опорный сигнал поступает на фазовый детектор.

Усиленный малошумящим усилителем 1 сигнал далее фильтруется полосовым фильтром 2 для устранения низкочастотных помех, возникающих вследствие отражения УЗ сигнала от медленно движущихся стенок сосуда (амплитуда сигнала от которых на несколько порядков выше амплитуды полезного допплеровского сигнала) и высокочастотного шума и подается затем на усилитель 5 и далее на АЦП.

Необходимость низкочастотной фильтрации вызвана наличием мощных низкочастотных составляющих в спектре принимаемого УЗ сигнала, обусловленным различными артефактами (колебаниями стенок сосудов, так называемым "пролезанием" сигнала с выхода передатчика на вход приемника, что особенно характерно дня прибора, работающего в непрерывном режиме).

Схема фазового детектора детектирует разность фаз двух сигналов, так что при наличии разности фаз могут быть приняты определенные меры по корректированию. Фазовый детектор часто называют также фазовым дискриминатором или частотным компаратором. Схема фазового детектора близка к схеме дискриминатора(демодулятора) ЧМ-сигналов, а их основные рабочие характеристики практически идентичны.

Подлежащий анализу сигнал прикладывается к входной обмотке L4 и трансформируется во вторичную обмотку L5. Вторичная обмотка шунтируется конденсатором переменной емкости С1, благодаря чему образуется параллельный резонансный контур, настроенный на частоту контрольного (опорного) сигнала, который прикладывается к первичной обмотке L2 трансформатора и наводится  на L3.

Если оба сигнала имеют идентичные частоты, то при хорошей балансировке системы, прикладываемые к диодам сигналы одинаковы. Каждый диод проводит через полупериод, вследствие чего через диоды протекают пульсирующие токи. Однако пульсации напряжения на резисторах R13 и R14 сводятся к минимуму благодаря фильтрующему действию конденсаторов С7 и С2, так что через R13 и R14 протекают практически постоянные токи. Вследствие использования центрального отвода в обмотке L5 и равенства резисторов R13 и R14 падения напряжений на этих выходных резисторах равны и противоположны по знаку; поэтому при равенстве частот сигналов выходное напряжение равно нулю.

Индуктивность L3 не связана с L4, т.е. она является вторичной обмоткой трансформатора L3L2.  

Поскольку катушка L3 связана с входом и выходом системы, каждый диод подвержен воздействию двух сигналов: опорного и входного. Однако общее напряжение на каждом диоде является не арифметической, а векторной суммой напряжений сигналов. Это объясняется тем, что падение напряжения EL5 на нижней половине вторичной обмотки, отсчитываемое от средней точки этой обмотки, опережает на 900 ток Iк , протекающий через эту часть обмотки, по этой же причине падение напряжения ЕL5 на верхней половине вторичной обмотки, также отсчитываемое от средней точки этой обмотки, должно отставать от вектора Ik на 900;

Если входной сигнал на L4 отличается от опорного сигнала на L2, то фазовые соотношения сигналов в рассматриваемом компараторе изменяются, в результате чего один из диодов проводит лучше другого. Поэтому падение напряжения на одном из выходных резисторов становится больше падения напряжения на другом резисторе и их суммарное падение напряжения перестает быть равным нулю, причем его величина и полярность зависят от разности этих падений напряжений.

При изменении частоты входного сигнала колебательный контур L5C1 выходит из резонанса и ток Ik во вторичной обмотке не изменяется в фазе с э.д.с. Eинд. Это объясняется тем, что колебательный контур на частоте выше или ниже резонанса имеет индуктивное или емкостное сопротивление. Но между Ik и ЕL5 сохраняется разность фаз, равная 900. В результате этого напряжение на диоде VD1 увеличивается а на диоде  уменьшается. В этом случае диоды проводят неодинаково, и на выходе компаратора появляется напряжение.

Изменение частоты входного сигнала в другом направлении приводит к увеличению ЕVD2 и уменьшению ЕVD1. Появляется выходное напряжение, полярность которого противоположна полярности напряжения, образующегося в предыдущем случае.

Однако перед подачей принятого сигнала на детектор, его необходимо усилить т.к. сигнал очень слаб. Для этого используется малошумящий усилитель с малым дрейфом.

С выхода фазового детектора сигнал, через усилитель на микросхеме К224ПП1, поступает на АЦП. С АЦП оцифрованный сигнал с помощью интерфейса RS-232C поступает на блок ЦПОС.

При относительно медленной передаче сигналов (порядка сотен битов в секунду) наиболее подходящим является стандарт RS-232C. Этот стандарт определяет уровни сигналов обеих полярностей, а величины гистерезиса и времени запаздывания обычно задаются входными формирователями (для выходного формирователя нужны источники питания отрицательной и положительной полярностей, а для входного преобразователя это не обязательно). Типовая структура приведена на рисунке 2.1.2.

                        1488             RS-232C                        8Т16   

ТТЛ                                                                              ТТЛ                             

                                             330 пФ                                                                          

рис. 2.2.

Надо отметить, что при конденсаторе нагрузки емкостью 330 пФ обеспечиваются времена нарастания и спада на уровне менее 1 мкс. Стандарт RS-232C широко используется при передаче данных между терминальным оборудованием и ЭВМ со стандартизованными скоростями в диапазоне от 110 до 19200 бит/с. Полный стандарт определяет даже распайку контактных выводов сверхминиатюрного 25-контактного разъема типа D и обычно используется при передаче данных в стандарте IEEE422/

Применение ПК в медицинской диагностической аппаратуре не только имеет своей целью универсализацию используемого врачами оборудования, но и снижение его стоимости, что особенно актуально дан российской медицины. Главная проблема, которую решает применение ПК в разрабатываемом приборе - это возможность построения аппаратуры обработки данных с минимальными затратами. Возможности современных процессоров позволяют производить сложные вычисления в реальном масштабе времени, что раньше было под силу только специализированным цифровым процессорам обработки сигналов (ЦПОС).

2.2.   Разработка принципиальной схемы измерителя

                                f0                    1

          3

                                                   V                          a

                                                                                       Da

                                                         2

                     4                                                     5                                                    6                                             7                                                           8           

                                                                                                  f2                     

                                                                                                                                 fg

f0

рис 2.3 Структурная схема УЗ измерителя скорости кровотока с использованием эффекта Допплера.

Измерительный участок этих устройств содержит два установленных на теле пьезоэлектрических преобразователя 1 и 2 с диаграммами направленности, пересекающимися на оси кровотока или в точках сечения, где скорость равна средней скорости потока. Для получения максимальной чувствительности углы между осями главных лепестков диаграмм направленности преобразователей и направлением потока устанавливаются дополнительными до 1800. Излучающий преобразователь 1 возбуждается генератором 4 синусоидальных колебаний. Непрерывные УЗ колебания  с частотой f0 рассеиваются на неоднородностях потока, которыми могут служить эритроциты в крови. Перемещающиеся вместе с потоком рассеиватели можно рассматривать как вторичные источники УЗ колебаний с частотой

f1=f0 ,

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

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 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 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=

                                        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.

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

Сечение  датчика

В таблице погрешности измерения площади поперечного сечения сосуда из-за ошибки в измерении диаметра. Из этой таблицы видно, что указанные ошибки достаточно высоки особенно для малых сосудов.

Таблица 2. Погрешность измерения площади поперечного сечения сосуда для сосудов различного диаметра.

Дополнительным источником погрешности является изменение площади поперечного сечения пульсирующей артерии. Изменение в 10% характерно для крупных сосудов.

Высокочастотный фильтр

Для того, чтобы уменьшить влияние на результаты измерения очень сильного эхо-сигнала отраженного от стенок сосуда, этот сигнал обычно отфильтровывается высокочастотным фильтром. Этим же фильтром убираются низкочастотные составляющие от медленно движущейся крови. Обычно применяется фильтр с перестраиваемой частотой среза. 

Движение сосуда

Изменение или даже потеря допплеровского сигнала может быть обусловлена движением исследуемого сосуда при дыхании.

Турбулентность

Это явление присуще даже нормальным сосудам и становиться сильно выраженным для сосудов с патологией из-за изменения структуры сосуда. Наличие турбулентности на сонограмме затрудняет нахождение средней скорости в сосуде вплоть до невозможности решения этой задачи. Любой признак наличия турбулентности в сосуде ставит под сомнение правильность измерения средней скорости.

Расширение спектра

Как показали эксперименты, проводимые на имитаторах потока, эффект спектрального расширения в довольно слабой степени влияет на результаты измерения.

Ошибки измерения индексов

Довольно трудно или вообще невозможно добиться равномерного облучения исследуемого сосуда (особенно крупного).  Изменение чувствительности непрерывно-волнового датчика зависит и от приемного и от передающего элементов, а также, от их взаимного расположения и ориентации. Evans и Рarton (1981) и Douville с соавторами (1983) опубликовали результаты исследования диаграмм направленности таких датчиков, причем в обоих случаях отмечались существенные различия характеристик этих датчиков, выпущенных даже одним и тем же производителем.

Обычно исследования проводятся по «наилучшему» сигналу, наблюдаемому на мониторе. В этом случае, вероятность перекрытия УЗ лучом центра сосуда довольно велика. Если сечение сосуда достаточно мало, УЗ пучок полностью перекрывает его и спектр содержит информацию о всех составляющих кровотока. В противном случае, часть сосуда остается вне диаграммы направленности и допплеровский спектр, а также индексы, рассчитываемые на его основе, оказываются несостоятельными.

Главным выводом является то, что неравномерное облучение исследуемого сосуда серьезным образом влияет на форму допплеровского спектра, что, в свою очередь, приводит к неправильному расчету индексов.

Анализ огибающей допплеровского сигнала

Целью анализа допплеровского сигнала является выявление отклонений его формы от нормальной. Характер этих отклонений может свидетельствовать о наличие тех или иных физиологических или патологических нарушений в состоянии исследуемого сосуда.

Задачу анализа допплеровского сигнала можно разбить на три этапа: прием и предварительная обработка этого сигнала, выделение параметров сигнала и классификация. Прием, в частности, заключается в выделении некоего вектора, например, огибающей скорости кровотока, или спектра мощности допплеровского сигнала, описывающего кровоток в исследуемой артерии. Второй этап состоит в выделении характерных параметров исходного вектора и вычислении на их основе нового вектора, компонентами которого являются, например, индекс пульсации и индекс спектрального расширения. И, наконец, классификация заключается в принятии решения о нормальном или патологическом состоянии исследуемого сосуда.

Необходимо отметить, что каждый последующий этап зависит от предыдущего, поэтому различные методы исследования сосудов, различные метолы цифровой обработки и различные алгоритмы расчета огибающей в совокупности будут влиять на результаты и на качество обработки последующих этапов.

Опытный специалист может много сказать о состоянии исследуемого сосуда только по аудио сигналу допплеровского сдвига или по виду спектрограммы. В этом случае довольно затруднительно бывает определить точную причину того или иного заключения.

С другой стороны, объективные методы не полагаются на оценку пользователя, они должны обеспечить свободный обмен медицинскими методиками между различными учреждениями, и могут выявить скрытые изменения сигнала. В настоящее время, однако, большинство объективных методов сосредоточено на одной стороне сонограммы (например, на огибающей) и могут игнорировать очевидные для человеческого взгляда вещи.

Вывод:

Исходя из вышеизложенного,  ультразвуковой медицинский допплеровский прибор целесообразно рассматривать не как средство измерения скорости кровотока или его составляющих, а как средство индикации, позволяющее лишь качественно оценить состояние исследуемого сосуда в частности и сердечно-сосудистой системы в целом.

2.4.   Расчет надежности

Надежность является одной из основных инженерных проблем. Проблемой надежности занимались всегда с тех пор, как появилась техника. Ненадежные изделия никогда никому не были нужны. Давно уже было понятно, что надежность связана с избыточностью. В связи с этим в инженерных расчетах в различных областях тех­ники широко используются необходимые коэффициенты запаса.

Однако за последние 25—30 лет проблема надежности техниче­ских систем и входящих в нее элементов сильно обострилась. Это обусловлено главным образом следующими причинами:

*                     Ростом сложности современных технических систем, включающих до  104-106 отдельных элементов;

*                     Интенсивностью  режимов   работы  системы   или   отдельных
ее частей: при высоких температурах, высоких давлениях, высоких скоростях;

*                     Сложностью условий, в которых эксплуатируется техническая система, например: низкие или высокие температуры, высокие влажность, вибрации, ускорения и радиация и т. п.;

4. Требованиями к качеству работы системы: высокие точность, эффективность и т. п.;

         Повышением ответственности функций, выполняемых систе­мой; высокой технической и экономической ценой отказа;

         Полной  или  частичной  автоматизацией  и  исключением  не­посредственного  участия  человека   при   выполнении  технической системой  ее функции,  исключением  непрерывного наблюдения и контроля со стороны человека.

Одной из главных причин обострения внимания к проблеме надежности является рост сложности технических систем.

Сложность условий, в которых могут эксплуатироваться сов­ременные технические системы, характеризуется работой в широких диапазонах температур от -70 до +70, наличием вакуума, вы­сокой (98—100%) влажностью, вибрациями с большой амплиту­дой и широким спектром частот, наличием линейных ускорений до 10-300 (1000) и даже 20 000 g, наличием высокой солнечной и кос­мической радиации.

Это приводит к тому, что вероятности возникновения отказов могут возрасти в 25—100 или даже 500—1000 раз по сравнению с вероятностью отказов при работе технических систем в условиях лабораторий.

Сложность аппаратуры и тяжелые эксплуатационные условия контроль за  исправностью аппаратуры,   входящей  в техническую систему, что не дает возможности,

своевременно обнаружить процессы, приводящие к отказу, и предупредить его появление.

Проблема  обеспечения  надежности связана со всеми этапами создания  изделия и  всем  периодом его  практического использования. Надежность изделия закладывается в процессе его конструирования и расчета и обеспечивается в процессе его изготовления путем правильного выбора технологии производства, контроля каче­ства исходных материалов, полуфабрикатов и готовой продукции, контроля режимов и условий изготовления.

Надежность сохраняется применением правильных способов хранения изделий и поддерживается правильной эксплуатацией его, планомерным уходом, профилактическим контролем и ре­монтом.

I. При проектировании изделия должны быть учтены следую­щие факторы:

Качество применяемых компонентов и деталей. Выбор  ком­плектующих компонентов и элементов должен быть проведен с уче­том условий работы изделия (климатических и производственных).Элементы должны удовлетворять требованиям по своим функцио­нальным свойствам и характеристикам, иметь необходимую меха­ническую, электрическую и тепловую прочности, требуемую точность и надежность и заданных условиях эксплуатации.  Необхо­димо стремиться применять те компоненты и элементы, входящие в схему и конструкцию изделия, которые показали в случаях, ана­логичных конструируемому изделию, наилучшие результаты. Это особенно важно для изделий, выполняющих ответственные функции.

        Разработка сложных изделий и систем показала, что при ис­пользовании унифицированных компонентов, деталей, узлов и эле­ментов резко повышается надежность изделия (системы). Это свя­зано с тем, что унифицированные элементы лучше отработаны в схемном и конструктивном отношении и имеют установившуюся и хорошо контролируемую технологию изготовления.

В настоящее время широко распространяется модульно-блочный (агрегатный) принцип построения схем и конструкций сложных изделий. Сложное изделие (система) составляется из функциональ­ных элементов, конструктивно оформленных в виде типовых, стан­дартных по конструкции модулей или блоков. Стандартизация входных и выходных сигналов, параметров источников питания, габаритных и присоединительных размеров обеспечивает совмест­ную согласованную работу их в изделии;

2)         режимы работы компонентов и деталей. Это должно соответ­ствовать их физическим возможностям. Использование компонентов и деталей в режимах, не предусмотренных для их применения, является одним из основных источников отказов.

Неправильный выбор рабочих режимов обычно происходит от незнания конструктором свойств элементов, их характеристик, влияния различных физических факторов и особенностей приме­нения.

Нельзя допускать режимы более тяжелые, чем те, которые ука­зываются в официальной технической документации на компонен­ты, детали или элементы и приборы, выбираемые при конструиро­вании данного изделия.

Существенным также является схемное решение и конструк­ция изделия в целом. Наличие переходных процессов в схеме в от­дельные моменты ее работы может вызывать появление дополни­тельных факторов, приводящих к отказам. Разным вариантам раз­мещения компонентов, деталей и элементов внутри изделия будет соответствовать различный микроклимат, различные по величине воздействия вибраций, радиации и т. д.

Таким образом, правильный выбор и применение компонентов и элементов схем и деталей конструкции, тщательная разработка схемы и ее компоновки, а также конструкции изделия являются важным условием в достижении его высокой надежности;

3)доступность всех частей изделия и входящих в них компо­нентов, деталей, узлов, блоков и элементов  для осмотра, контроля и ремонта или замены. Это является важным условием в поддер­жании  надежности  в  период эксплуатации.   В  настоящее время
широко распространенный модульно-блочный   (агрегатный)   прин­цип построения изделия позволяет легко заменять отдельные эле­менты при сохранении обшей работоспособности изделия (системы).
       Легкий доступ к приборам, элементам, узлам, деталям конструкции и компонентам схем для осмотра облегчает эксплуатацию изделия(системы) в целом и обеспечивает быстрое восстановление его рабо­тоспособности после появления отказа.

В случае сложных изделий и систем находят применение уст­ройства для автоматического контроля исправности изделия (сис­темы). Такие устройства могут использоваться либо для проверки исправности изделия (системы) перед началом ее работы, либо для непрерывного автоматического контроля и индикации исправности аппаратуры изделия в процессе его работы. Наличие таких уст­ройств, позволяющих персоналу объективно судить о работоспособ­ности изделия, имеет большое значение для его эффективности ис­пользования;

4) защитные устройства. При проектировании изделии (систем) для автоматического регулирования и управления необходимо та­кое построение схем и конструкций, чтобы отказ в работе элемента, узла, прибора не приводил к аварийному состоянию всего объекта.
      В случае, если этого не удается добиться при построении основной схемы  или конструкции изделия, то необходимо введение специальных элементов или устройств защиты, позволяющих предотвра­тить развитие аварийной ситуации (например, путем перехода на работу в более грубом режиме, включения резервной системы управ­ления и т. п.)- Одним из путей защиты является применение резер­вирования элементов, приборов и устройств, несущих наиболее ответственные функции.

II. При эксплуатации изделий основными факторами, влияю­щими на их надежность, являются:

условия эксплуатации:  климатические и производственные. Воздействие высоких или низких температур окружающей среды; большие сезонные и суточные колебания температуры и влажности; высокая влажность, туман, дождь, иней оказывают большое влия­ние на надежность аппаратуры, работающей  вне помещений. Не меньшее влияние оказывают высокие температуры, резкое их изме­нение, наличие влаги и различных агрессивных примесей в воздухе при использовании в помещениях цехов металлургических и хими­ческих заводов   Размещение аппаратуры около крупных агрегатов и силовых установок или около крупных машин связано с воздей­ствием на них механических, а часто и акустических колебаний. Это вызывает ускорение старения материалов и появление отказов. Если аппаратура устанавливается на подвижных объектах: кораб­лях,   поездах,  автомобилях,  самолетах,   ракетах,  то  к  действию
климатических   факторов   прибавляется   воздействие   вибраций   и ускорений;

тщательно   продуманная   система   обслуживания   имеет  существенное значение для сохранения надежности изделий (аппара­туры). Налаженный уход за аппаратурой, периодический профи­лактический осмотр и контроль, установленная по регламенту чист­ка и подналадка, ремонт и замена износившихся деталей и элемен­тов, характеристики которых показали при очередном контроле отклонения от нормы, позволяют предотвратить отказы и продлить срок службы изделия.

Следует указать на то, что создание системы правильного об­служивания современных сложных технических систем часто требует больших предварительных исследований и приводит к появле­нию нового научного направления, связанного с разработкой тео­ретических основ и инженерных методов организации оптимального обслуживания;

3) квалификация и ответственность обслуживающего персонала имеют важнейшее значение для обеспечения надежности, долговеч­ности и эффективности работы изделия (аппаратуры). Надежность работы аппаратуры одного и того же типа будет существенно отли­чаться, если обслуживающий персонал имеет неодинаковую под­готовку, либо различную степень ответственности за исправность аппаратуры и выполнение ею заданных функций.

Опыт показывает, что частая смена персонала снижает ответ­ственность и, с другой стороны, мешает ему полностью освоить ап­паратуру. Современные сложные изделия для глубокого изучения и освоения требуют значительного времени практической работы, в течение которого вырабатываются необходимые навыки в качествен­ном проведении профилактических работ, быстрой и правильной на­стройке и регулировке аппаратуры, в отыскании н устранении несложных отказов и неисправностей, замене быстро изнашиваемых частей и деталей.

Расчет надежности электрической схемы:

Задающий генератор 1шт l=0,35

Резисторы 32 шт l=0.68*32=21,76

Микросхемы 5 шт l=15*5=75

Транзисторы 4 шт l=0,84*4=3,36

Диоды 5 шт l=0,2*5=1

Конденсаторы 16 шт l=0,625*16=1

Так как при эксплуатации прибора интенсивность отказов является константой:

,

где l - интенсивность отказов (усредненная), Т – срок безотказной работы (по ТУ).

P=e-0.00001209388*8100=0,90668

Вывод: Надежность схемы удовлетворяют требуемым условиям.

ТЕХНИЧЕСКИЕ УСЛОВИЯ

     Настоящие технические условия (ТУ) распространяются на измеритель кровотока, предназначенного для измерения скорости кровотока. Специальное изделие (СИ) должно удовлетворять требованиям ГОСТ 27.001-81.

1. ТЕХНИЧЕСКИЕ ТРЕБОВАНИЯ.

Основные параметры и характеристики:

*           Диапазон измерений должен быть от 10-3 до 0,1 м/с.

*           Погрешность измерения линейных размеров по ГОСТу 26831-86 не должна быть более 0,8 мм.

*           Ток потребления  (при напряжении питания 12 в) не должен превышать 0,03 А.

*           Частота следования импульсов должна быть в пределах 1,8-2.2 МГц

*           Время установления рабочего режима должно быть не более 10 с.

*           Напряжение питания прибора составляет +-12 В +- 5%; 5В +-1%;

*           Габаритные размеры прибора составляют 150х150х40

Масса прибора не более 350гр

2. КОНСТРУКТИВНО-ТЕХНИЧЕСКИЕ ТРЕБОВАНИЯ.

1. Материалы, полуфабрикаты, электрорадиоэлементы (ЭРЭ) и сборочные единицы, применяемые для изготовления ультразвукового зонда, должны соответствовать государственным стандартам, техническим условиям на них и иметь паспорт (сертификат) о приемке их на предприятии-изготовителе. ЭРЭ, идущие на изготовление измерителя, должны быть приняты представителем заказчика на предприятии-изготовителе в соответствии с действующими перечнями. Основные сборочные единицы измерителя собственного изготовления должны испытываться на соответствие техническим условиям на них.

2. Качество сборки, монтажа и внешний вид ультразвукового зонда должны       соответствовать следующим требованиям:

все детали, сборочные единицы должны быть прочно закреплены без перекосов, органы управления и регулировки должны действовать плавно и обеспечивать надежность фиксации;

все винты, болты и детали, имеющие резьбу, не должны иметь повреждений и должны быть прочно застопорены согласно чертежам;

основные сборочные единицы и детали должны маркироваться согласно чертежам;

все покрытия должны быть прочными, ровными, без царапин и трещин и обеспечивать защиту от коррозии.

3. ТРЕБОВАНИЯ ПО НАДЕЖНОСТИ.

1. Наработка на отказ должна быть не менее 5000 ч.

2. Средний технический ресурс должен быть не менее 8100 ч.

3. Средний срок службы не менее 5 лет.

4. Прибор должен быть устойчив к воздействию следующих климатических факторов:

- температура окружающей среды от 10 до 35 С;

- относительная влажность воздуха 80% при температуре 25 С;

5. Прибор в транспортной упаковке должен быть устойчив к воздействию климатических факторов:

- повышенной температуры окружающей среды до 50 С;

- пониженной температуры окружающей среды до - 40 С;

- циклическому изменению температуры и влажности в течении 2 суток;

- прибор в транспортной упаковке должен быть прочен к воздействию вибрационных нагрузок в диапазоне частот 10-55 Гц при амплитуде виброперемещения 0,35 мм, ударных нагрузок с пиковым ускорением 100 м/с (10g) с длительностью действия ударного ускорения 16 мс, направление воздействия указанных факторов – вдоль вертикальной оси прибора.

4. КОМПЛЕКТНОСТЬ ИЗДЕЛИЯ.

Изделие должно поставляться в комплекте, указанном в таблице 1.

Таблица 1.

ПРАВИЛА ПРИЕМКИ.

1. Правила приемки измерителя должны соответствовать требованиям ГОСТ 20.57.302-76.

2. Все 100% измерителей предъявленных на приемо-сдаточные испытания партии должны проводится на соответствия следующим пункта № 2 настоящих ТУ.

3. На приемо-сдаточные испытания измерителя предъявляются с протоколами проведения приработки и технологической тряски.

Примечание: На приемо-сдаточные испытания представителю заказчика предъявляются измерители с протоколами о проверке их ОТК в объеме приемо-сдаточных испытаний.

5. Если количество экземпляров измерителя, забракованных по пунктам, проверяемым у 100% измерителей, достигает 15% от предъявленной партии, то вся партия предъявленных измерителей считается не выдержавшей испытаний и возвращается предприятию-изготовителю для выяснения причин брака, его устранения и перепроверки ОТК всей партии измерителей.

6. Состав испытаний должен соответствовать таблице 2

Таблица 2

ТЕХНОЛОГИЧЕСКИЙ ПРОЦЕСС ИСПЫТАНИЙ ПРИБОРА

1. Проверка внешнего вида.

Проверка внешнего вида производят визуально путем сличения с документацией.

2. Проверка комплектности

Комплектность изделия проверяется сличением действительной комплектности изделия с данными таблицы 1.

3. Проверка максимального напряжения на излучающем пьезоэлементе

Максимальное переменное напряжение на излучающем пьезоэлементе при работе прибора  должно быть не менее 10 В. Проверку прибора на соответствие данному требованию проводят в следующей последовательности:

включить питание компьютера кнопкой «питание», при этом загорается светодиод рядом с кнопкой;

подсоединить к гнездам Y1 и Y2 схемы проверки электронный цифровой вольтметр, подготовленный для измерения напряжений переменного тока. («0 В» вольтметра подсоединяют к гнезду Y1);

произвести измерение напряжения на гнездах;

По завершении проверки отсоединить вольтметр от гнезд Y1 и Y2.

     Прибор считают соответствующим данному требованию, если измеренное напряжение не менее 10 В.

4. Проверка величины потребляемого тока

Ток потребления прибора при работе от источника питания  +12 В–не более 0,03 А.

Для проверки величины потребляемого тока на соответствие требованию, проверяемый прибор подключить к внешнему регулируемому источнику питания, на котором установить напряжение (12 +- 0,5) В. Между плюсом источника питания и исследуемым  устройством включить милиамперметр с пределом измерений 0 – 0,05 А. Включить прибор.

Прибор соответствует данному требованию, если измеренный ток потребления не превышает 0,03 А.

5. Проверка частоты генерации

Частота генерации должна быть в пределах 1,8-2,2 МГц. Для проверки прибора на соответствие данному требованию к гнездам Y1 и Y3 подключить частотомер: в режиме излучения УЗ импульсов произвести измерение частоты генерируемых прибором импульсов.

Прибор считают соответствующим данному требованию, если измеренное значение частоты генерируемых прибором импульсов находится в пределах 1,8 – 2,2 МГц.

6. Проверка времени установления рабочего режима

Время установления рабочего режима должно быть не более 10 с. Проверку времени установления рабочего режима производить после включения прибора с помощью электронного секундомера С-18. Отсчитать после включения прибора 10 с, произвести измерения, предусмотренные в пунктах  3-5 настоящих ТУ.

7. Проверка напряжения питания

 С помощью цифрового вольтметра производить проверку питающих напряжений прибора. Для этого при включенном приборе измерить напряжения +- 12 В и + 5 В на разъеме питания устройства. Измеренные напряжения должны соответствовать вышеуказанным допускам.

8. Испытания на воздействие повышенных температур

проводить в соответствии с ГОСТ 20.57.306-76, при этом:

  -   время выдержки в камере тепла при предельной рабочей температуре должно быть не менее 18 ч.

  -   время выдержки в нормальных условиях после испытаний при предельной температуре должно быть 2 ч. Результаты испытаний считаются удовлетворительными, если изделие удовлетворяет  требованиям пунктов 5 …8

9.Проверка на прочность при транспортировке

проводить по нормам, установленным для приборов массой до 1 кг.

10. Проверка массы прибора

проводить взвешиванием на технических весах с точностью до 10 гр.

11. Проверка безопасности

проводить согласно требованиям по ГОСТ Р 50267.0 для изделий с внешним источником питания.

12. Проверка вибропрочности.
       Прибор должен быть прочен к воздействию вибрационных нагрузок в диапазоне частот 10- 55 Гц с амплитудой виброперемещения 0.15 мм. Направление воздействия вибрации – вдоль вертикальной оси прибора. После воздействия вибрационной нагрузки прибор визуально проверить на соответствие  3 – 7, на отсутствие механических дефектов.

Контрольно-проверочная аппаратура.

Линейка

Мегаомметр М 4101

Весы технические В 11

Частотомер электронно-счетный Ч3-63

Осцилограф универсальный С1-117

Вибростенд   ВС-8

Прибор комбинированый   Ц 4352

Секундомер СОС пр-26-2

Вольтметр универсальный В7-38

Камера тепла и холода  КТ 18-32

Примечание:        Допускается применять иное оборудование и средства измерений, обеспечивающие проведение испытаний в соответствии с приведенной методикой и требуемую точность измерений.

            Разрабатываемый измеритель скорости кровотока предназначен для использования в медицинских учреждениях для диагностики, планирования хирургического вмешательства и контроля лечения таких заболеваний как: ишемическая болезнь  мозга, патологическая извитость сонных артерий, стенозирующие поражения брахиоцефальных артерий и многих других, поэтому разработка прибора актуальна.

4.1. Обоснование целесообразности разработки новой техники

        Целесообразность разработки усовершенствованного прибора определяется его ролью и значением для медицинских учреждений. При этом важно, чтобы этот прибор был экономически эффективен и высокого качества. Качество же зависит от функционально-технических характеристик, а его изменение оценивается индексом технического уровня разрабатываемого прибора.

       Для определения индекса технического уровня требуется:

обосновать перечень функционально-технических характеристик, отражающих уровень качества проектируемой техники;

выбрать аналог (прототип), который будет использоваться в качестве базы для сравнения. Прототип должен иметь то же функциональное назначение.

Функционально-технические характеристики проектируемого прибора и его аналога, их значимость заносятся в табл. 1.

Таблица 1.

Индекс технического уровня проектируемого прибора:

I’ту=,

где ai , ai0   - уровень I-ой функционально-технической характеристики соответственно нового (проектируемого)  и базового изделий ; mi – значимость i-ой функционально-технической характеристики качества изделия; n – количество рассматриваемых функционально-технических характеристик.

Значимость i-ой функционально-технической характеристики mI определяется экспертным путем, при этом = 1,0;

Т.к. повышение технического уровня изделия связано со снижением абсолютной величины функционально-технической характеристики, то ai и ai0 в формуле индекса технического уровня необходимо поменять местами:

I’ту=(11/5)*0,5+(16/8)*0,3+(20/5)*0,2=2,5

4.2. Определение показателей экономического обоснования проектируемого прибора

Затраты на проектирование и опытное производство нового прибора определяется по данным преддипломной практики по следующим статьям расходов:

основные расходы;

комплектующие изделия и покупные полуфабрикаты;

затраты на специальное оборудование;

заработная плата разработчиков и рабочих, занятых при изготовлении опытного образца;

цеховые расходы;

общезаводские расходы;

прочие расходы;

      Заработная плата разработчиков нового прибора рассчитывается на основе трудоемкости стадий работ и считается по формуле:

З=,

Где к - количество этапов, ТЕi – трудоемкость i-го этапа; i – средняя дневная (часовая, месячная) тарифная ставка оплаты работ i-го этапа.

Расчет заработной платы сводится в таблицу 2.

Таблица 2.

                  å 1520                                14              405                           126580       143020

Затраты на проектирование и изготовление образца сводятся в таблицу 3.

таблица 3.

                         Итого:                                                Зр=816056,16           100%

        Удельные производственные затраты на разработку прибора рассчитываются по формуле:

УЗР=,

Где  N – годовой объем производства проектируемого прибора (реально возможный) , шт.

УЗР=816056,16/20=40802,8

4.3 Календарное планирование и построение директивного графика

  Календарное планирование и построение работ по проектированию и изготовлению опытного образца осуществляется по директивному графику.                    

Разработка календарного плана по проектированию и изготовлению опытного образца производится на основании данных о трудоемкости работ, связанных с выполнением дипломного проекта. Результаты сводятся в таблицу 4.

Таблица 4.

          100%                         1520                           14                                 73,8

            Производственный цикл каждого этапа:

Тцi= ,

где Tэi – трудоемкость этапа, чел.–ч; tрд –продолжительность рабочего дня, ч; q - количество работников, одновременно участвующих в выполнении работ, чел.

      Пересчет длительности производственного цикла в календарные дни осуществляется умножением   на коэффициент 1,4

7      этапы 

6

5

4

3  

2

1   

   1,5 3,0    6,3    8,5      12,8                                                      40                                               58

Календарные дни

            В связи с запараллеливанием работ срок разработки сократился до 68 дней.

4.4. Себестоимость проектируемого прибора

Себестоимость проектируемого изделия Снт определяется укрупненно - по удельному весу в структуре себестоимости статьи затрат «Покупные изделия». Этот метод укрупненного расчета основан на том, что удельный вес этой статьи затрат прототипа и проектируемого прибора в известных пределах остается неизменным и составляет 17,5 %.

Затраты  на комплектующие сводятся в таблицу 5.

Снт=Ски/dки ,

    где dки – удельный вес стоимости покупных комплектующих изделий в себестоимости изделия в  %.

 Снт= 35000/17,5=2000р

Таблица 5

            å                                         3743                                                        350 000 р

4.5. Отпускная цена и экономическая эффективность

проектируемого прибора.

Так как прибор является товаром народного потребления годовые эксплуатационные расходы не рассчитываются.

Отпускная цена базовой техники определяется по формуле:

Цботп= Сб (1+рн),

где Сб – себестоимость базовой техники; рн – нормативная рентабельность изделия          (рн=20%)

Цботп=100 000*1,2=120 000

Полезный экономический эффект нового прибора рассчитывается от производства нового прибора

Эфп=СбIту – Сн ,

где Сб , Сн – себестоимость базового и нового приборов.

Эфп=100 000*2,5 – 20000 =230 000

Отпускная цена рассчитывается по формуле

Цотп=Цботп+ЭфпКэ ,

   где Кэ – доля полезного эффекта, учитывается на новую технику (Кэ=0,7)

Цотп=100 000 + 230 000*0,7=261 000 р

Уровень экономической эффективности нового прибора

Езп= ,

Езп=230 000 / (261 000+4802,8)=0,87

Вывод:  Рассчитанный уровень экономической эффективности свидетельствует о целесообразности проведения данной разработки.

Проектирование системы кондиционирования при работе с ПК.

5.1 Введение

Темой моего дипломного проекта является: «Проектирование измерителя скорости кровотока».

Одним из возможных применений ультразвука в медицинской диагностике является       допплерография, т. е. измерение скорости крови в кровеносном сосуде с помощью эффекта Доплера. Современная аппаратура обработки данных (АОД) 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.      

В последнее время медицинское приборостроение является наиболее динамично развивающейся отраслью. По объему ежегодно затрачиваемых материальных ресурсов развитых стран эта область занимает существенный удельный вес в национальном продукте, а по инвестициям и темпам развития в последние годы, например, в США превосходит такие отрасли промышленности, как аэрокосмическую отрасль и электронику.

 Существующие в настоящее время и широко представленные на российском рынке ультразвуковые медицинские диагностические комплексы (УЗМДК) таких фирм, как Toshiba, Siemenсe, Hewlett-Packard, наряду с широчайшими диагностическими возможностями, обладают настолько высокой ценой, что являются недоступными для подавляющего большинства российских учреждений здравоохранения.

 Исходя из вышеизложенного, исследование и разработка УЗМДК, включающих основные функции таких приборов и превосходящих существующие приборы по критерию эффективность/стоимость, является актуальной задачей именно для российской медицины.

 Современные УЗМДК успешно решают проблему одновременного отображения информации о состоянии внутренних органов и кровеносной системы. В то же самое время, обследование поверхностно расположенных сосудов и низкоскоростных кровотоков до сих пор вызывает определенные трудности, так как существующие приборы не позволяют проводить такие исследования.

 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 инвалидизирующих заболеваний, как облитерирующий эндартериит, диабетическая микроангеопатия, синдром и болезнь Рейно. С помощью высокочастотной (ВЧ) ультразвуковой допплерографии УЗДГ открываются перспективы в определении жизнеспособности тканей при критической ишемии, обширных ожогах и обморожениях.

 Таким образом, исследование и разработка УЗМДК на базе ПК является актуальной задачей для современной медицины.

5.2 Анализ условий труда на рабочем месте.

Преобразование и обработка информации производится с помощью ПК. Скорость кровотока отображается на мониторе. Таким образом измеритель скорости кровотока (ИСК) это прибор встроенный в ПК и работа с ним может квалифицироваться как работа оператора ЭВМ.

 Работа с ИСК производится в одной из лабораторий  диагностического центра, где установлен прибор.

 Характеристика помещения:

Лаборатория  имеет площадь 7´6 м, высота потолка 3 м, имеются одно окно высотой 2м и длиной 3м на расстоянии 0,8 м от пола. План помещения с расположением рабочих мест приведен на рисунке 5.1.

Рисунок  5.1  - План рабочего помещения

На рисунке 5.1 цифрами обозначены:

1 - стол;

2,3 - столы лаборантов;

4 - шкаф с лабораторным оборудованием;

5 – кресло;

В помещении работает 4 человека, таким образом, на одного человека приходится площадь S=7,0 м2 и объем V=31,5 м3, за вычетом площади шкафа, столов и стульев, что соответствует СанПиН 2.2.2.542-96 (площадь на одного человека не менее 6,0 м2, а объем не менее 20 м3, для учебных учреждений 24 м3).

5.3 Анализ вредных факторов на рабочем месте.

Состояние микроклимата.

В помещениях с ЭВМ параметры микроклимата должны соответствовать ГОСТ 12.1.005 – 88 и СНиП 4088-86. Показателями, характеризующими микроклимат, являются:

 - температура воздуха;

 - относительная влажность воздуха;

 - скорость движения воздуха;

 - интенсивность теплового излучения;

            Работа с медицинским оборудованием может быть отнесена к категории Iа – к этой категории относятся работы, производимые сидя и сопровождающиеся незначительным физическим напряжением. В помещениях с работающими ЭВМ при работе с ИСК параметры микроклимата должны соответствовать значениям, приведенным в таблице 1. 

В рассматриваемом помещении параметры микроклимата не соответствуют нормам.

Таблица 1.

Параметры микроклимата на местах пользования  ИСК. 

Освещение

         Нормирование естественного и искусственного освещения осуществляется СНиП 23-05-95 в зависимости от характеристики зрительной работы и объекта различения.

        Правильно спроектированное и выполненное освещение обеспечивает возможность нормальной производственной деятельности.

        При оценке естественного освещения важно знать его достаточность. Для оценки достаточности служит коэффициент естественной освещенности (КЕО), его нормативное значение  енорм=2% для зрительной работы высокой точности.

Объектами различения в лаборатории являются данные (графики, таблицы, диаграммы и т.п.), отображаемые мониторами. По требованиям к условиям зрительной работы освещение в рассматриваемом помещении совмещенное (естественное и искусственное). Поскольку помещение имеет малую запыленность и нормальную влажность,  применяем светильники типа ЛСП-02. Величины искусственной освещенности и коэффициента естественной освещенности на рабочих местах  соответствуют нормированным значениям согласно СНиП 23-05-95. Выписка из санитарных норм приведена в таблице 2.  

Таблица 2.

Уровень шума

       Допустимые уровни шума на рабочих местах  устанавливаются в соответствии с ГОСТ 12.1.003-83 и СН 3223-85. Для помещений с компьютерами выписка из санитарных норм приведена в таблице 3.   

Таблица 3.

Допустимые уровни звукового давления LДОП на рабочем месте при работе с ЭВМ.

Таблица 3.

Уровень звука и эквивалентный уровень звукового давления в рассматриваемом помещении, где работают пользователи ИСК не превышает 50 дБА.

Характеристика помещения по опасности поражения электрическим током.

Так как в рассматриваемом помещениии нет повышенной опасности поражения электрическим током, то в качестве технической меры защиты используется защитное заземление.

В рассматриваемом помещении находится применяемое в работе компьютерное оборудование (системные блоки, мониторы, принтер, источники питания), а также медицинское оборудование которое может стать причиной поражения человека электрическим током.

Защитным заземлением называется преднамеренное электрическое соединение с землей или ее эквивалентом металлических нетоковедущих частей, которые могут оказаться под напряжением. Оно применяется в сетях с изолированной нейтралью напряжением до 1000 В и при любом режиме нейтрали в сетях напряжением выше 1000 В. Защитное заземление уменьшает напряжение на корпусе относительно земли до безопасного значения, следовательно, уменьшается и ток, протекающий через тело человека

Характеристика помещения по пожаробезопасности.

Для помещений с ЭВМ, не содержащих опасных легко воспламеняющихся материалов,

категория пожарной опасности принимается - В.

Для лаборатории должны выполняться все нормы в соответствии со СанПиН 2.09.02-85. Согласно этому помещение оснащается пожарной сигнализацией для оповещения персонала здания о своевременной эвакуации. Система эвакуации предусматривается стандартной в многоэтажном здании с коридорной системой.

В результате проведенного анализа было выявлено что параметры микроклимата не соответствуют санитарным нормам. Для устранения вредного фактора выбирается кондиционирование воздуха.

Кондиционирование воздуха

Согласно СНиП 2.04.05-91 вентиляцию, воздушное отопление и воздушно-тепловые завесы следует предусматривать для обеспечения допустимых метеорологических условий и чистоты воздуха в обслуживаемой или рабочей зоне помещений (на постоянных и непостоянных рабочих местах).

Кондиционирование следует предусматривать для обеспечения нормируемой чистоты и метеорологических условий воздуха в обслуживаемой или рабочей зоне помещения или отдельных его участков.

Кондиционирование воздуха следует принимать:

 -  первого класса - для обеспечения метеорологических условий, требуемых для технологического процесса, при экономическом обосновании или в соответствии с требованиями нормативных документов;

  - второго класса - для обеспечения метеорологических условий в пределах оптимальных норм или требуемых для технологических процессов;

скорость движения воздуха допускается принимать в обслуживаемой зоне, на постоянных и непостоянных рабочих местах в пределах допустимых норм;

- третьего класса - для обеспечения метеорологических условий в пределах допустимых норм, если они не могут быть обеспечены вентиляцией в теплый период года без применения искусственного охлаждения воздуха, или оптимальных норм - при экономическом обосновании.

Обычно для обеспечения заданных параметров микроклимата целесообразно использовать вентиляцию, однако в нашем случае это не возможно из-за ряда особенностей рабочего помещения (лаборатория, медицинское оборудование и тп), поэтому мы будем использовать кондиционирование.

Полезную производительность системы кондиционирования воздуха (СКВ) определяют по максимальным избыточным тепловым потокам в помещении в теплый период года по формуле:

                                                                            (1)

где       L - объем приточного воздуха, м3;

            c - теплоемкость воздуха, принимается 1,005 кДж/кг×0С;

            pн - плотность приточного воздуха, принимается 1,2 кг/м3;

            tу, tп - температура уходящего и приходящего воздуха,0С;

            Qизб - теплоизбытки, кДж/ч.

В помещении лаборатории имеются теплоизбытки:

Qизб=Qоб+Qл+Qосв+Qрад,                                                                   (2)

где       Qоб - выделение тепла от оборудования;

Qл - поступление тепла от людей;

Qосв - поступление тепла от электрического освещения;

Qрад - поступление тепла от солнечной радиации.

     Выделение тепла от оборудования:

Qоб=3600×N×y1×y2,                                                                              (3)

где

y1 - коэффициент использования установочной мощности, принимается 0,95;

y2 - коэффициент одновременности работы, принимаем 1;

N - суммарная установочная мощность, для данной комнаты принимается 1 кВт.

Qоб=3600×1×0,95×1=3420 кДж/ч.

Поступление тепла от людей:

Qл=3600 n×q,                                                                                       (4)

где       n - количество людей, работающих в помещении;

q - количество тепла, выделенного одним человеком, принимается 545 кДж/ч.

Qл=4×545=2180 кДж/ч.

От электрического освещения поступление тепла:

Qосв=3600×N×k1×k2,                                                                               (5)

где       N - суммарная установочная мощность светильников, кВт;

k1, k2 - коэффициенты, учитывающие способ установки светильников и особенности светильников, принимаются k1=0,35; k2=1,3.

Qосв=3600×4×0,04×0,35×1,3=262,08 кДж/ч.

Тепло, поступаемое от солнечной радиации:

Qрад=q×S,                                                                                             (6)

где

q - удельные поступления от солнечной радиации, принимаем 135 кДж/м2×ч;

            S - суммарная площадь окон, м2.

Qрад=135×6=810 кДж/ч.

Таким образом, в соответствии с формулами (1) и (2) расход воздуха:

L=(3420+2180+262,08+810)/[1,005×1,2×(20-15)] = 1106,48 м3/ч.

Определив значение требуемой производительности системы кондиционирования воздуха в помещении лаборатории, по справочнику подбираем необходимый кондиционер. Для нашей лаборатории подойдет кондиционер фирмы Toshiba JD-20 номинальной производительностью 1,5 тыс.м3/ч.

Вывод:

Анализ условий труда на рабочем месте показал, что параметры микроклимата не соответствуют принятым нормам. В качестве мероприятия по устранению влияния вредных факторов было выбрано кондиционирование. Был проведен расчет системы кондиционирования и выбран кондиционер.

            В ходе выполнения дипломного проекта мной был проведен анализ большого количества литературы и сделаны выводы о целесообразности применения приведенных в проекте решений. В аналитическом обзоре был проведен анализ существующих аналогов и направления развития допплеровских измерителей скорости кровотока. Показано, что наиболее рациональной глубиной 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. Показано, что применяемые в качестве активных элементов существующих НЧ УЗ датчиков пьезоэлектрики вполне пригодны для построения УЗ допплеровских датчиков. В специальной части на основе анализа существующих структурных схем УЗ допплеровской аппаратуры разработана схема УЗ допплеровского комплекса. Для образца из пьезоэлектрического материала были произведены расчеты среза и изготовлен ультразвуковой высокочастотный допплеровский датчик для непрерывно-волнового режима работы. Рабочая частота разработанного датчика составила 2 МГц. На основе анализа существующих электрических схем была предложена электрическая схема и расчет её надежности. В экономической части был сделан вывод о целесообразности внедрения прибора в производство. В разделе безопасность жизнедеятельности был проведен анализ условий труда на рабочем месте, который показал, что параметры микроклимата не соответствуют принятым нормам. В качестве мероприятия по устранению влияния вредных факторов было выбрано кондиционирование. Был проведен расчет системы кондиционирования и выбран кондиционер. В технологической части были разработаны технические условия на проектируемое изделие, методика испытаний, а также был спроектирован испытательный стенд для изделия.

1. Энергетическая допплерография - новая диагностическая технология визуализации кровотока. // В сб.: Новые диагностические технологии. Организация службы функциональной диагностики. - Москва. - 1996. - С.32 (соавт. В.П.Куликов).

2. Дуплексное сканирование сосудов с цветным картированием кровотока. // Методические рекомендации для врачей и студентов медицинских ВУЗов. Тип. АОЗТ “Диалог-Сибирь”. - г. Барнаул. -1996. - С. 84 (соавт. В.П.Куликов, А.В.Могозов, А.Н.Панов, С.О.Ромашин, Н.В. Устьянцева-Бородихина, Р.В. Янаков).

3. Сравнительная информативность ЦДК и ЭДК. // Новые методы функциональной диагностики (сборник научных трудов) - Барнаул. - 1997. - С.8 (соавт. Е.В.Граф, А.В.Могозов).

4. Диагностика патологии позвоночных артерий при помощи цветного допплеровского картирования и энергетической допплерографии. // В сб.: Новые методы функциональной диагностики. - Барнаул, 1997. - С.13-14 (соавт. А.В.Могозов, Н.Г.Хорев).

5. Шарапов А.А. Построение аппаратуры обработки данных на основе ЦПОС для доплеровского  индикатора  скорости  кровотока.  Микроэлектроника  и информатика - 97: Часть 1. М.:МГИЭТ (ТУ). 1997. - с. 127.

6. Шарапов А.А. Применение "высокочастотных" датчиков в УЗ допплерографии.// "Электроника и информатика - 97". В 2ч. Тезисы докладов. 4.1 - М.:

МГИЭТ(ТУ),1997.-с.217.

информатизации - 99. Доклады международной конференции Информационные средства и технологии, 19-21 октября 1999г. В 3-х т.т. т.1, с. 45 - 49.

7..П. Хоровиц, У. Хилл. Искусство схемотехники, т2. , Москва, «Мир» 1986.(RS232)

8. Р. Кофлин, Ф. Дрискол. Оперционные усилители и линейные интегральные схемы. Москва, «Мир», 1979.

9. Киясбейли А.Ш. «Частотно временные ультразвуковые расходомеры и счетчики» Москва, «Машиностроение», 1984

10. Макс Ж., «Методы и техника обработки сигналов при физических измерениях» В 2-х томах. Пер. с франц. – М.: Мир, 1983

11. Сотсков Б.С. «Расчет надежности»  Москва, «Машиностроение», 1984

Данные об отечественных и зарубежных фирмах, производящих оборудование для диагностики нарушений кровообращения и измерения скорости кровотока.

«Биосс»

«Спектромед»

Флоуметры фирмы "Transonic Systems Inc.

Фирма "Transonic Systems, Inc." (США), производит приборы "FLOWMETER" для измерения потока крови и кровоснабжения ткани.

Ультразвуковые измерители объемного потока.

 Принцип действия.

Флоуметры (расходомеры) фирмы Transonic, США используют принцип измерения времени прохождения ультразвука в движущейся среде (transit-time principle) для определения потока крови или других жидкостей от 0,05 мл/мин до 200л/мин.

Датчик для измерения объемного расхода жидкости состоит из контактной измерительной головки, содержащей приемный и излучающий пьезопреобразователи, размещенные с одной стороны сосуда или трубки, и акустического отражателя, закрепленного с противоположной стороны на одинаковом расстоянии от обоих преобразователей.

Схема действия ультразвукового датчика.

Электронная схема прибора управляет датчиком в следующем режиме:

1. Прямой цикл:

излучающий пьезопреобразователь под воздействием электрического возбуждения испускает плоскую ультразвуковую волну. Эта волна проходит сквозь сосуд или трубку, отражается от акустического экрана, снова проходит через сосуд и принимается приемным пьезопреобразователем, который преобразовывает полученные акустические вибрации в электрические сигналы. Расходомер анализирует принятый сигнал и регистрирует точно измеренное время прохождения акустической волны от излучающего до приемного преобразователя.

2. Обратный цикл:

последовательность передачи-приема сигнала предыдущего цикла повторяется, но функции излучающего и приемного преобразователей меняются местами. Таким образом, теперь поток жидкости пересекает ультразвуковую волну в противоположном направлении. Расходомер снова регистрирует точное время прохождения.

Ультразвуковая проводящая среда, т.е. поток крови или другой жидкости через сосуд или трубку, будет влиять на измеренное время прохождения точно так же, как ветер влияет на время полета самолета, "подталкивая" его, или течение воды - на скорость пловца. В прямом цикле звуковая волна на всем пути прохождения, как до, так и после отражения от акустического экрана, направлена против составляющей вектора потока, что увеличивает общее время прохождения на некоторую величину. В обратном цикле направление ультразвуковой волны совпадает с направлением вектора потока как до, так и после отражения от экрана (см. рис.1), что уменьшает общее время прохождения на ту же самую величину. Затем расходомер вычитает время прохождения обратного цикла из времени прохождения прямого цикла, и, полученная в результате разность сигналов будет пропорциональна потоку движущейся жидкости. Нетекучие материалы, находящиеся в области измерения потока жидкости, - стенки сосуда или трубки - не влияют на разность сигналов. Вследствие двукратного прохождения ультразвуковой волны через поток, время прохождения в значительной степени не зависит от перекосов (несоосности) датчика и сосуда.

Разница между временем прямого и обратного прохождения, измеренная прибором, пропорциональна потоку жидкости в части сосуда, расположенной под преобразователями:

,

где Tпр - время прохождения луча в прямом направлении;

Tобр - время прохождения луча в обратном направлении;

К - системная константа;

f - рабочая частота;

Q - объемный расход;

c - скорость звука;

q - угол между направлениями ультразвукового луча и потоком.

Затем полученный результат масштабируется в соответствии со значением предела измерений по шкале прибора для датчика и выводится на дисплей как абсолютный объемный расход потока через датчик в мл/мин (л/мин).

Нет необходимости вычислять величину поперечного сечения сосуда, как это делается в электромагнитных или доплеровских системах, измеряющих скорость перпендикулярно хорде или в точке сосуда. В системах Transonic широкий ультразвуковой пучок полностью пронизывает акустическое окно датчика, включая все внутреннее поперечное сечение сосуда. Разница между измеренным временем прохождения ультразвука в прямом и обратном направлениях дает сигнал, пропорциональный объемному расходу, независимо от размеров.

Благодаря тому, что флоуметры Transonic используют широколучевые преобразователи, полностью пронизывающие весь поток внутри сосуда, каждая часть потока непосредственно влияет на увеличение или уменьшение времени прохождения ультразвуковой волны, так, что разница между прямым и обратным прохождениями прямо пропорциональна объемному расходу жидкости через чувствительное окно датчика. Этот прямой метод, использующий полное ультразвуковое просвечивание потока, аналогичен операции математического интегрирования измерений узким пучком по площади внутреннего поперечного сечения сосуда. Таким образом, время прохождения прямо пропорционально произведению площади поперечного сечения потока и средней скорости жидкости, которое по определению есть объемный расход. Технический прием полного просвечивания потока позволяет проводить измерения объемного расхода независимо от размеров сосуда (т.е. для данного объемного расхода, уменьшение вдвое площади поперечного сечения приводит к удвоению значения скорости, а разница времени прохождения остается постоянной). Независимость измерений от диаметра и профиля сосуда дает возможность применять прибор, например, на пульсирующих артериях и расширяющихся сосудах, на сосудах изменяющейся формы и даже на пучках сосудов.

Выпускается несколько моделей расходомеров:

 Интраоперационный измеритель кровотока в сосудах.

Интраоперационные измерители кровотока в сосудах: одноканальный - HT107 (вверху) и двухканальный HT207 (внизу).

Флоуметр НТ107/207 (выпускаются одноканальные и двухканальные модели.) предназначен для измерения объемного кровотока в сосуде во время операции. Встроенный в прибор микропроцессор определяет значение объемного потока в соответствии с размером датчика и калибровкой, поддерживает точность выборки данных, контролирует прохождение ультразвука, представляет данные на табло прибора и формирует информацию для персонального компьютера. Размер датчика выбирается в соответствии с размерами сосуда, например, датчик Н8 - для измерения кровотоков в сосудах диаметром 6,6 - 8,8 мм. Таким образом, с помощью флоуметров Transonic можно измерять объемный поток в сосудах диаметром от 0,7 до 36 мм.

Предлагаются датчики трех модификаций:

Ультразвуковой датчик типа "Handle - M".

Типа "Basic - R или S" - без ручки, легкий, позволяющий фиксировать датчик на сосуде с помощью подвижной пластины. Буква "R" или "S" определяет угол наклона пьезопреобразователей и, соответственно, размер датчика и его абсолютную погрешность. "R" имеют больший размер и лучшие точностные качества, поэтому предпочтительнее для маленьких сосудов (0,7- 2,5 мм).

Ультразвуковой датчик типа "Basic - R"

 Типа "Cardiac Output - A" - для измерения сердечного выброса.

Особенно широко флоуметры используются в сердечно-сосудистой хирургии, трансплантологии, нейрохирургии. Позволяют оперативно оценить результат реконструктивной операции.

Интраоперационный ультразвуковой измеритель кровотока в сосудах HT311.

Флоуметры HT109 (новая модель - НТ110) предназначены для измерения объемных потоков в системах искусственного кровообращения, HD01 - для контроля качества гемодиализа. Неинвазивно, в режиме реального времени, измеряет рециркуляцию, сердечный выброс, кровоток артерио-венозной фистулы.

 Принцип действия.

Скорость ультразвука в крови (1560-1590 м/сек) зависит в основном от концентрации в ней белков, солей. Transonic Монитор для гемодиализа с датчиком потока может измерять объемный поток в трубке и скорость ультразвука в крови. Болюсное введение раствора с известными свойствами (скорость ультразвука 1533 м/сек) вводится поток крови и уменьшает скорость ультразвука, что приводит к появлению регистрируемой кривой разведения.

 Функциональные особенности.

Немедленное определение процента рециркуляции - для оперативного диагноза без отбора образцов крови;

Измерение кровотока артерио-венозной фистулы - простая процедура с введением физиологического раствора может повторяться неоднократно;

Определяет случаи рециркуляции - измерение прямого проходящего потока устанавливает различие между точкой помещения иглы недостаточностью прохождения;

Непрерывное определение потока крови в экстракорпоральном контуре - подтверждает указанную производительность;

Совместимый со всеми диализными системами - неинвазивный ультразвуковой датчик помещается на любые стандартные трубки;

Лазер-доплеровские флоуметры BLF 21 (одноканальный и двухканальный)

Лазер-доплеровский флоуметр BLF 21 - для измерения кровоснабжения ткани

Малый уровень излучаемой энергии (<2mW) делает приборы совершенно безопасными. Они незаменимы для:

постоянных измерений капиллярной микроциркуляции  -  с помощью поверхностных датчиков;

во время операций на органах  -  с помощью поверхностного, карандашного или иглообразного датчиков;

в слизистой оболочке  -  с помощью эндоскопических датчиков.

Приборы используются для диагностики в кардиологии, ревматологии, при диабете, при ожогах (в том числе электрических и ингаляционных), для оценки степени поражения ткани при огнестрельных ранениях, для мониторинга в сосудистой хирургии, в стоматологии. Выпускается 7 типов датчиков: поверхностные, иглообразные, эндоскопический, стоматологический.

Лазер-доплеровский датчик для поверхностных измерений (тип R).

Лазер-доплеровский иглообразный датчик (тип N).

Важным свойством всех приборов фирмы Transonic Systems Inc. является универсальность выдачи измеренных значений - в аналоговом виде на самописец, в цифровом виде на табло и через интерфейс на экраны персональных компьютеров типа IBM/XT/AT. Инструкции по эксплуатации переведены на русский язык. Есть русифицированная версия сервисной программы. Собрана обширная библиотека публикаций об использовании приборов.

Более подробную информацию можно получить по адресам:

ЗАО «Спектромед» Росия, Москва, Зеленоград, www.spectromed.com

НФП «Биосс» Росия, Москва, Зеленоград, а/я 33, «Технопарк-Зеленоград», www.Bioss.ru 

Фирма «Transonic» www.transonic.com