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).

[pic]

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 [pic],

соответствующая основному резонансу ([pic]) на частоте [pic], определяется

соотношением

[pic] (2.5)

В следующей таблице приведены толщины пьезоэлементов УЗ датчиков для

работы на частотах 2, 4, 8, 10, 16 и 20 МГц, изготовленных из ЦТС.

Таблица 2.1. Зависимость толщины пьезоэлемента от частоты излучаемого

ультразвука.

|Частота, МГц |2 |4 |8 |10 |16 |20 |

|Толщина, мм |1 |0,5 |0,25 |0,2 |0,125 |0,1 |

Из данной таблицы видно, что на частотах свыше 10 МГц толщина

активного элемента становится меньше 0.2 мм. Обработка материала такой

толщины затруднена, из-за хрупкости образца. Электрические контакты,

напыляемые на противоположные поверхности пьезокерамической пластины, из-за

существования пор в объеме керамики могут образовывать электрические

соединения друг с другом через эти поры, и такой преобразователь становится

непригодным для работы.

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 [pic], на которой

проводятся исследования, следующим соотношением:

[pic]

где [pic]- коэффициент рассеивания. Ввиду затухания УЗ в ткани, его

интенсивность уменьшается с глубиной по закону

[pic]

где [pic] - интенсивность падающего УЗ, знак “-“ указывает на

затухающий характер данной функции, коэффициент 2 определяет двойное

расстояние (до сосуда и обратно), [pic]- коэффициент затухания, зависящий

от типа ткани, [pic]- глубина исследуемого сосуда. Очевидно, что

интенсивность отраженного от кровотока в исследуемом сосуде сигнала будет

определяться произведением этих функций:

[pic] (1)

График этого выражения, представленного в виде функции [pic], для

нескольких глубин исследуемых сосудов изображен на рис. 1.19

[pic]

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 [pic], и приравняв полученное выражение нулю.

Ненулевой корень последнего уравнения имеет вид:

[pic] (2)

Коэффициент (, 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 (.

[pic]

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.

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:

[pic] (3)

где [pic],[pic] и [pic] - 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 [pic] - сигнал с выхода опорного генератора, получаем сигнал

на выходе синхронного детектора 5:

[pic] (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 [pic] и ВЧ шума (включая [pic], [pic] и [pic]).

Выражение для отфильтрованного сигнала имеет вид:

[pic] (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 –

Страницы: 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13, 14, 15