|
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 [pic], на управляющий вход другого – сигнал, сдвинутый
относительно первого на [pic], т.е. [pic]. Таким образом, на выходе одного
из каналов присутствует синфазный сигнал [pic], описываемый (5), на выходе
второго – квадратурный сигнал [pic], имеющий вид:
[pic]
или [pic] (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
[pic] 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 [pic], 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 [pic] и суммируются с другим,
несдвинутым, сигналом. В результате получаются два полностью разделенных
канала.
Так, сдвигая прямой сигнал [pic], описываемый (5), получаем:
[pic]
Суммирование с квадратурным сигналом [pic]приводит к удалению
компонента, относящегося к обратному кровотоку:
[pic]
Точно также, сдвигая квадратурный канал [pic]и суммируя с прямым
каналом [pic], получим компоненту обратного кровотока:
[pic]
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:
[pic]
для [pic] , где [pic] - порядок ФГ, и [pic] для [pic].
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 [pic]. На практике вместо того, чтобы умножать
сигнал [pic] на [pic] и [pic], этот сигнал умножают на сигнал прямоугольной
формы (меандр) с частотой, кратной [pic]. Аналитическое представление
такого сигнала []:
[pic] (7)
Как видно из приведенного выражения, синхронная демодуляция в этом
случае сводится к синхронному детектированию посредством набора синхронных
демодуляторов с коэффициентами усиления [pic] и несущими частотами [pic].
Входным избирательным усилителем, нивелирующим пролезание в низкочастотную
область спектра выходного сигнала компонент с частотами [pic]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).
[pic]
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.
[pic]
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
[pic], 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
[pic], а сигнал, подаваемый на детектор квадратурного - [pic], т.е. имеется
ошибка сдвига опорного сигнала от величины [pic], то в этом случае
выражение для отфильтрованного квадратурного сигнала приобретает вид:
[pic]
Как нетрудно заметить, полученное выражение легко преобразуется в
следующее:
[pic]
Т.е. квадратурный сигнал в этом случае содержит часть прямого сигнала.
Это – случай так называемого "пролезания" или отсутствия разделения
каналов. Сдвиг этого сигнала на [pic] 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 [pic].
Для примера на рис. 1.30 приведена таже самая спектрограмма для [pic].
[pic]
Рис. 1.29 Спектрограмма сигнала при наличии отклонения сдвига фаз
опорного сигнала квадратурного детектора от величины [pic]
[pic]
Рис. 1.30 Спектрограмма сигнала при отсутствии отклонения сдвига фаз
опорного сигнала квадратурного детектора от величины [pic]
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
Страницы: 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13, 14, 15
|
