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 Разработка принципиальной схемы измерителя

f0 1

3

V (

((

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[pic] ,

где v – скорость перемещения рассеивателя; с – скорость звука в

контролируемой среде; ( - угол ввода УЗ колебаний в поток.

Вторичные УЗ звуковые колебания, возникающие в области 3, достигают

приемный преобразователь 2 и воспринимается как колебания с частотой:

f2=[pic],

Центральная частота доплеровского спектра определяются как разность

fд=f0 – f2=[pic].

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:

[pic],

где m – коэффициент, учитывающий несовпадение средней скорости потока со

скоростью рассеивателя, то статическая характеристика допплеровского УЗ

измерителя скорости кровотока может быть представлена в виде

[pic]

Практические схемы допплеровских УЗ измерителей несколько сложнее

изображенной на рис 2.3. В них производится учет «размытия» допплеровского

спектра из-за конечности угловой ширины (( характеристик направленности

преобразователей. Благодаря различию проекций скоростей вторичных

источников УЗ колебаний на границы озвученных областей отраженный от

области 3 сигнал будет содержать спектр частот от [pic] до [pic].

Ширина допплеровского спектра равна:

[pic],

После несложных тригонометрических преобразований:

[pic]=[pic],

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

(, величина которого определяется соотношением

(=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:

(d=DN((DN(v/c),

где D – внутренний диаметр артерии, N – число отражений УЗ колебаний.

Отношение изменения интенсивностей УЗ колебаний на приемных

пьезоэлементах (I к начальной интенсивности I0 в неподвижной среде можно

считать пропорциональным отношению сноса к средней ширине УЗ луча на

приемном преобразователе, т.е.

[pic],

где k – постоянный коэффициент.

При этом допущении оказывается, что изменение интенсивностей на

приемных пьезоэлементах является мерой скорости потока в озвученной области

среды.

[pic]

Выражая скорость потока через расход, получаем упрощенную статическую

характеристику метода:

[pic],

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:

[pic] ((=[pic]

Схемы фазового метода имеют много реализаций. Например:

( 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

(1. 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 (2=Т-(1, где Т – период следования управляющих

импульсов. Длительности пакетов приемных сигналов меньше излученных и

составляют:

(П1=Т – t1 - (2,

(П2=T – t2 - (2,

где (2 – 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,

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