1.7.1 Класифікація датчиків за конструктивними параметрами

За конструктивними параметрами виділяють три типи ультразвукових датчиків: лінійні, конвексніі секторні. Для кожного дослідження вибір датчика проводиться з урахуванням глибини і характеру положення органу.

Лінійні датчики

У лінійних датчиках використовують частоту 5-15 МГц. Перевагою лінійного датчика є повна відповідність досліджуваного органу положення самого датчика на поверхні тіла. Недоліком лінійних датчиків є складність забезпечення у всіх випадках рівномірного прилягання поверхні датчика до шкіри пацієнта, що призводить до спотворень одержуваного зображення по краях. Також за рахунок більшої частоти лінійні датчики дозволяють одержувати зображення досліджуваної зони з високою роздільною здатністю, проте глибина сканування досить мала (не більше 10 см). Використовуються в основному для дослідження поверхнево розташованих структур: щитовидної залози, молочних залоз, невеликих суглобів та м'язів, а також для дослідження судин.

Конвексні датчики

Конвексний датчик має частоту 2,5-7,5 МГц. Він також має меншу довжину, тому домогтися рівномірності його прилягання до шкіри пацієнта простіше. Однак, при використанні конвексних датчиків отримуване зображення виявляється більше розмірів самого датчика по ширині на кілька сантиметрів.

Для уточнення анатомічних орієнтирів лікар зобов'язаний враховувати цю невідповідність. За рахунок меншої частоти глибина сканування досягає 20-25 см. Зазвичай використовується для дослідження глибоко розташованих органів, таких як органи черевної порожнини і зачеревного простору, сечостатевої системи, тазостегнові суглоби.

Секторні датчики

Секторний датчик працює на частоті 1,5-5 МГц. Він має ще більше невідповідність між розмірами датчика і отриманим зображенням, тому використовується переважно в тих випадках, коли необхідно на маленькій ділянці тіла отримати великий огляд на глибині. Найбільш доцільне використання секторного сканування при дослідженні через міжреберні проміжки. Типовим застосуванням секторного датчика є ехокардіоскопія - дослідження серця.

1.7.2 Класифікація датчиків за характером випромінюваного ультразвуку

Залежно від характеру випромінюваного ультразвуку виділяють постійнохвильові та імпульсні датчики.

У постійнохвильовому датчику є два пьезокристала, один із яких постійно випромінює, а інший- приймає випромінювання.

 

Рис. 6. Схема постійно хвильового датчика

В імпульсних датчиках один і той же кристал є приймаючим і випромінюючим. Режим імпульсного датчика дозволяє здійснювати локацію на різних, довільно обраних глибинах.

 

Рис. 7. Схема імпульсного датчика

Аналіз метрологічних характеристик

Похибка розрахунку індексів складається з похибки проведення експерименту, похибки датчика, похибки аналогового блоку, похибки АЦП і похибки обробки цифрового сигналу.

Середня швидкість

Вимірювання середньої швидкості можливо тільки при рівномірному опроміненні судини. Проведені на імітаторі досліди показали що, за умови достатньої ширини УЗ пучка, що охоплює судину і чіткої локалізації цієї судини, середня швидкість може бути виміряна з похибкою менше 10% в безперервному режимі. Ця похибка для імпульсного приладу трохи вище і залежить від форми імпульсу. Чітка локалізація судини означає відсутність сильних збурень УЗ пучка. На практиці досить важко забезпечити рівномірний опромінення судини і результуюча похибка може досягати величини 50%.

Метод обчислення середньої швидкості на основі даних про максимальну швидкості, передбачає проходження УЗ пучка через центр досліджуваної судини. Цього можна досягти, спостерігаючи спектрограму (сонограмму) і прослуховуючи висоту тону допплерівського сигналу Необхідно також мати дані про форму розподілу складових кровотоку по перетину судини. Для деяких випадків це розподіл добре апроксимується параболою, дані для деяких інших судин можна взяти з літератури. Максимальна швидкість часто може бути виміряна з похибкою менше 5%. Експерименти з імітатором потоку показали, що середня швидкість також може бути виміряна з похибкою 5% для безперервного випромінювання і 10% для імпульсного.

Кут нахилу датчика

Якщо кровоносну судину має досить прямою формою, кут між віссю УЗ пучка і цим посудиною може бути виміряний з похибкою 2 - 3 градуси. У таблиці показано, як похибка в 3 градуси при завданні кута відбивається на обчисленні середньої швидкості. Звідси випливає висновок про необхідність ретельного вимірювання та установки кута нахилу датчика.

Таблиця 1. Похибка вимірювання швидкості для різних кутів нахилу датчика.

Таблиця 1.

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

Якщо ж судина зігнута, завдання вимірювання кута нахилу датчика ускладнюється. Також не можна гарантувати, що кров'яні тільця в такій судині рухаються паралельно стінок судини.

Переріз датчика

У таблиці похибки вимірювання площі поперечного перерізу судини через помилку у вимірі діаметра. З цієї таблиці видно, що зазначені помилки досить високі особливо для малих судин.

Таблиця 2. Похибка вимірювання площі поперечного перерізу судини для судин різного діаметру.

Таблиця 2.

Діаметр, мм	2	5	10	15	20	25
Похибка, %	75	36	19	13	10	10

Додатковим джерелом похибки є зміна площі поперечного перерізу пульсуючою артерії. Зміна в 10% характерно для великих судин.

Високочастотний фільтр

Для того, щоб зменшити вплив на результати вимірювання дуже сильного луна-сигналу відбитого від стінок судини, цей сигнал зазвичай фільтрується високочастотним фільтром. Цим же фільтром прибираються низькочастотні складові від повільно рухається крові. Звичайно застосовується фільтр з перебудовується частотою зрізу.

Рух судини

Зміна або навіть втрата допплерівського сигналу може бути обумовлена рухом досліджуваного судини при диханні.

Турбулентність

Це явище притаманне навіть нормальним судинах і ставати сильно вираженим для судин з патологією через зміну структури судини. Наявність турбулентності на сонограмі ускладнює знаходження середньої швидкості в посудині аж до неможливості вирішення цього завдання. Будь ознака наявності турбулентності в посудині ставить під сумнів правильність вимірювання середньої швидкості.

Розширення спектру

Як показали експерименти, проведені на імітаторах потоку, ефект спектрального розширення в досить слабкою мірою впливає на результати вимірювання.

Помилки вимірювання індексів

Досить важко або взагалі неможливо домогтися рівномірного опромінення досліджуваного судини (особливо великого). Зміна чутливості безперервно-хвильового датчика залежить і від приймального і від передавального елементів, а також, від їх взаємного розташування і орієнтації. Evans і Рarton (1981) і Douville зі співавторами (1983) опублікували результати дослідження діаграм спрямованості таких датчиків, причому в обох випадках відзначалися істотні відмінності характеристик цих датчиків, випущених навіть одним і тим же виробником.

Зазвичай дослідження проводяться по «найкращому» сигналу, що спостерігається на моніторі. У цьому випадку, ймовірність перекриття УЗ променем центру судини досить велика. Якщо перетин судини досить мало, УЗ пучок повністю перекриває його і спектр містить інформацію про всіх складових кровотоку. В іншому випадку, частина судини залишається поза діаграми спрямованості і допплерівський спектр, а також індекси, що розраховуються на його основі, виявляються неспроможними.

Головним висновком є те, що нерівномірне опромінення досліджуваного судини серйозним чином впливає на форму допплерівського спектра, що, в свою чергу, призводить до неправильного розрахунку індексів.

Висновок

Метою аналізу допплерівського сигналу є виявлення відхилень його форми від нормальної. Характер цих відхилень може свідчити про наявність тих чи інших фізіологічних або патологічних порушень у стані досліджуваного судини.

Задачу аналізу допплерівського сигналу можна розбити на три етапи: прийом і попередня обробка цього сигналу, виділення параметрів сигналу і класифікація. Прийом, зокрема, полягає у виділенні якогось вектора, наприклад, обвідної швидкості кровотоку, або спектра потужності допплерівського сигналу, що описує кровотік в досліджуваній артерії. Другий етап полягає у виділенні характерних параметрів вихідного вектора і обчисленні на їх основі нового вектора, компонентами якого є, наприклад, індекс пульсації і індекс спектрального розширення. І, нарешті, класифікація полягає в ухваленні рішення про нормальний або патологічний стан досліджуваної судини.

Необхідно відзначити, що кожний наступний етап залежить від попереднього, тому різні методи дослідження судин, різні метоли цифрової обробки і різні алгоритми розрахунку обвідної в сукупності будуть впливати на результати і на якість обробки наступних етапів.

Досвідчений фахівець може багато сказати про стан досліджуваного судини тільки по аудіо сигналу допплерівського зсуву або по виду спектрограми. У цьому випадку досить важко буває визначити точну причину того чи іншого висновку.

З іншого боку, об'єктивні методи не покладаються на оцінку користувача, вони повинні забезпечити вільний обмін медичними методиками між різними установами, і можуть виявити приховані зміни сигналу. В даний час, однак, більшість об'єктивних методів зосереджено на одній стороні сонограми (наприклад, на обвідної) і можуть ігнорувати очевидні для людського погляду речі.

Заключення: Виходячи з вищевикладеного, ультразвуковий медичний допплерівський прилад доцільно розглядати не як засіб вимірювання швидкості кровотоку або його складових, а як засіб індикації, що дозволяє лише якісно оцінити стан досліджуваної судини зокрема і серцево-судинної системи в цілому.

РОЗДІЛ 2. ВИБІР ФУНКЦІОНАЛЬНОЇ СХЕМИ ПРИЛАДУ

Особливість ультразвукового доплерівського приладу полягає у використанні зондуючого сигналу в якості механічних вібрацій, переданих в тіло людини.

У процесі роботи приладу створюються механічні коливання елементів тканин на поверхні тіла. Поширення ультразвуку залежить від щільності, структури, однорідності, в'язкості і стисливості тканин. Інтегративним відображенням цих властивостей є акустичний імпеданс (АІ) тканини. АІ характеризує ступінь опору середовища поширенню ультразвуку.

,

де d - щільність середовища (кг \ м3), с - швидкість поширення ультразвуку в середовищі.

Циклічний рух елементів тканин на поверхні, вироблений п'єзоелектричною пластиною, викликає, в свою чергу, силові дії на елементи тканин із глибших шарів, і, відповідно, їх циклічне переміщення. Таким чином, між сусідніми елементами тканин за рахунок передачі силових впливів стиснення-розтягування виникає передача механічних вібрацій в тіло людини, яке називається ультразвукової хвилею.

На сьогодні в ультразвукових приладах використовують ультразвук із частотами до 20 МГц. Так, наприклад, при УЗ обстеженях голови використовують найнижчі частоти порядку 0.5 - 2 МГц, при обстеженні периферійних судин - до 10 МГц, в офтальмології - до 15 МГц. А чим вище частота, тим нижче мінімальна реєстрована швидкість, тому, застосовувані ультразвукові доплерівські прилади для вимірювання кровотоку, як зазначалося раніше, мають обмеження стосовно мінімальної реєстрованої швидкості

Зазначене обмеження виникає із двох причин:

- Через залежність доплерівського зсуву від частоти випромінювання;

- Через необхідність фільтрації прийнятого сигналу.

Доплерівський зсув (різниця частот випромінюваного і прийнятого сигналу) прямо пропорційний частоті ультразвукового сигналу, на якій проводиться дослідження кровотоку - тобто чим нижче частота ультразвуку, тим меншим є доплерівський зсув, одержуваний при обстеженні на різних частотах одного і того ж кровотоку.

Обмеження на частотних діапазонах існуючих доплерівських вимірювачів швидкості кровотоку, обумовлені, в основному, двома причинами:

- Складністю отримання прийнятних параметрів ультразвукового перетворювача, виконаного на основі п'єзокераміки для роботи на частотах понад 10 МГц. Товщина п'єзокерамічної пластини, використовуваної в якості активного елементу, становить половину довжини хвилі і на частотах понад 10 МГц стає менше 0.2 мм. Через існування пор в обсязі кераміки, напилювані на протилежні поверхні п'єзокерамічної пластини, електронні контакти утворюють електронні з'єднання один з одним через ці пори і такий перетворювач стає непридатним для роботи;

- Існуючі на сьогодні схеми побудови блоків обробки сигналів ультразвукових перетворювачів (у діапазоні до 16 Мгц) пропонують виконувати цю обробку безпосередньо у високочастотній зоні, що призводить до ускладнення схеми, і як наслідок, до помітного подорожчання всього доплерівського комплексу.

Базуючись на всьому вище сказаному, функціональну схему приладу можна виконати наступним чином (див. Додаток 1).

Розглянемо роботу даної схеми. Сигнал U1, що виробляється генератором, це послідовність прямокутних імпульсів f = 4МГц. Потім він посилається на буфер, який по напрузі повторює сигнал і підсилює його по струму. На мікросхемах DD1, DD1.4 і DD1.5 реалізованим є формувач імпульсів U2 і U3, зсунутих на необхідних для розкачки транзисторах VT1 і VT2.

На вторинній обмотці трансформатора формується двохполярний сигнал U4, який надходить на випромінюючий п'єзоелемент вимірювального перетворювача. Відбитий U6 вловлюється прийомним п'єзоелементом перетворювача.

Потім сигнал пропускається через повторювач DA1.1 (LM324) і надходить на активний виборчий фільтр DA1.2 (LM324), на виході якого маємо U7.

      Отриманий сигнал проходить через блок автоматичного регулювання посилення DA1.3 (LM324), основним завданням якого є зміна коефіцієнта передачі приймального тракту локатора таким чином, щоб рівень ехосигнала на виході приймального блоку залежав тільки від розміру мети і не залежав від відстані від перетворювача.

      Для детектування доплерівського зсуву отриманий сигнал подається на послідовні змішувач сигналів (на транзисторах VT4-VT5), на виході якого маємо U8.

      Частотний спектр цього сигналу широкий, тому для виділення потрібної нам смуги ставимо послідовно два активних фільтра: фільтр низьких частот (ФНЧ) DA2.1 (LM324) і фільтр високих частот (ФВЧ) DA2.2 (LM324).

       Після цього сигнал подається на блок оптичної та акустичної індикації через тригер Шмідта (74HC14) для отримання прямокутних імпульсів, необхідних для подальшої обробки.

       Блок індикації виконаний на мікроконтролері ATtiny2313, для відображення інформації про відображеної сигналі використовується символьний індикатор WH1602.

Потім сигнал пропускається через повторювач і надходить на підсилювач і вибірний фільтр, на виході якого маємо U7. Отриманий сигнал проходить через блок автоматичного регулювання посилення, основним завданням якого є зміна коефіцієнта передачі приймального тракту локатора таким чином, аби на виході приймального блоку рівень ехо-сигналу залежав тільки від розміру мети і не залежав від відстані від перетворювача.

Для детектування доплерівського зсуву отриманий сигнал необхідно подати на змішувач, на виході якого маємо U8. Частотний спектр цього сигналу широкий, тому для виділення потрібної нам смуги ставимо послідовно два фільтри: фільтр низьких частот (ФНЧ) і фільтр високих частот (ФВЧ). Після цього сигнал посилюється і в результаті отримуємо корисний сигнал U9, який надходить на входи блоків оптичної та акустичної індикації.

Блок оптичної індикації містить компаратор (перетворюючий змінюється в часі сигнал в прямокутні імпульси), фільтр, повторювач і світлодіод.

Блок звукової індикації складається з двох послідовно стоячих фільтрів: низьких і високих частот та акустичного низькочастотного випромінювача.

Висновок

В даному розділі мною була обрана функціональна схема приладу для вимірювання швидкості кровотоку враховуючи обмеження мінімальної реєстрової швидкості та обмеження частотних діапазонів. Після цього розглянули роботу схеми поетапно відтворивши послідовність проходження сигналу по відповідним блокам схеми.

РОЗДІЛ 3. РОЗРОБКА ЕЛЕКТРИЧНОЇ ПРИНЦИПОВОЇ СХЕМИ ПРИЛАДУ