| Допплеровский вимірювач швидкості кровотоку[ виправити ] текст може містити помилки, будь ласка перевіряйте перш ніж використовувати.
скачати
<4><1> Введення 1 Аналітичний огляд 3 Спеціальна частина 42 Розробка функціональної схеми вимірювача 42 Розробка принципової схеми вимірювача 48 Аналіз метрологічних характеристик 54 Розрахунок надійності 57 Технологічна частина 62 Економічна частина 67 Охорона праці та навколишнього середовища 74 Висновок 81 Література: 82 Додаток 83
Введення
У початком дипломного проекту перед розробником ставиться завдання до певного терміну виконати всі частини завдання та підготуватися до захисту дипломного проекту перед комісією. Переді мною була поставлена задача розробки сучасного датчика вимірювання швидкості кровотоку на базі існуючих методів. Швидкість кровотоку, поряд з тиском крові, є основною фізичною величиною, що характеризує стан системи кровообігу. Можливість неінвазивної, об'єктивної та динамічної оцінки кровотоку по судинах малого калібру залишається однією з актуальних завдань сучасної ангіології та суміжних спеціальностей. Від її вирішення залежить успіх ранньої діагностики таких захворювань, як облітеруючий ендартеріїт, діабетична мікроангеопатія, синдром і хвороба Рейно, всіляких оклюзій і стенозів артерій. Перед рішенням задач проектування нових пристроїв, як і при вирішенні будь-якої задачі підвищеної складності, необхідно розбити всю роботу на певну кількість етапів, визначити трудомісткість кожного з них, чітко визначити графік виконання кожної ділянки робіт, для кожної частини визначити термін виконання та переходу до наступного етапу . Визначившись з планом робіт потрібно ретельно вивчити історію розвитку техніки, методів вимірювання швидкості, пропозицій і рішень у тій галузі науки, до якої входить предмет проектування. Все це було мною зроблено і зроблені висновки про доцільність застосування певних методів і конструкторських рішень на різних етапах проектування. В аналітичному огляді буде проведено аналіз існуючих аналогів, принципів їх дії, конструкторського пристрою і похибок. На підставі огляду, в спеціальній частині буде запропоновано обраний спосіб, конструкція, необхідні розрахунки і математичні викладки, функціональна і структурна схеми. У ній же буде зроблено розрахунок надійності та аналіз похибок для проектованого пристрою. В економічній частині буде наведено розрахунок доцільності запровадження проектованого приладу у виробництво. У розділі «Безпека життєдіяльності» буде розрахований і усунуто один із чинників заважає безпечній роботі з приладом. У технологічній частині будуть визначені технічні умови виробництва приладу, технологічні карти його налагодження та накреслені креслення конструкції приладу або випробувального стенду для перевірки вироби на відповідність технічним умовам. У висновку будуть зроблені висновки про виконану роботу.
Аналітичний огляд Методи вимірювання швидкості кровотоку.
У вісімдесяті роки значний розвиток отримала клінічна діагностика захворювань людини за допомогою введення в його організм радіоізотопів в індикаторних кількостях. Візуалізація за допомогою радіоізотопів включає в себе ряд методів отримання зображення, відображають розподіл в організмі мічених радіонуклідами речовин. Ці речовини називаються радіофармпрепаратів (РФП) і призначені для спостереження та оцінки фізіологічних функцій окремих внутрішніх органів. Характер розподілів РФП в організмі визначається способами його введення, а також такими факторами, як величина кровотоку обсягу циркулюючої крові і наявністю того чи іншого метаболічного процесу. Перше застосування радіоізотопу для діагностики захворювань щитовидної залози відноситься до кінця 1930-хх рр.. Ранні розробки пристроїв візуалізації в 1950-х рр.. представляли собою сканери з двохкоординатним скануванням і сцинтиляційні камери. У клінічній практиці обидва цих типу пристроїв стали широко використовуватися до середини 1960-х рр.. Саме з цього періоду камера Енгера стає одним з основних технічних засобів візуалізації за допомогою ізотопів. Радіоізотопні зображення дозволяють отримувати цінну діагностичну інформацію. У ядерній медицині в ті роки найбільш поширеним методом клінічної діагностики була статична ізотопна візуалізація в площині, звана планарної сцинтиграфией. Планарні сцінтіграмм представляють собою двовимірні розподілу, а саме проекції тривимірного розподілу активності ізотопів, що знаходяться в полі зору детектора. На відміну від рентгенографії, в якій точно відомо початкове і кінцеве положення кожного рентгенівського променя, при візуалізації радіоізотопного джерела можна визначити положення лише реєстрованого g-випромінювання. Одним з можливих перспективних застосувань ультразвуку в медичній діагностиці є доплерографія, тобто вимірювання швидкості крові в кровоносній посудині з допомогою ефекту Доплера. Сучасна апаратура обробки даних дозволяє визначити не тільки середньоквадратичне швидкість в посудині, а й відносні амплітуди сигналів, які відповідають різним швидкостям складових кровотоку. Це досягається за допомогою обчислення спектру прийнятого доплерівського сигналу в реальному масштабі часу. Перші повідомлення про застосування принципу Допплера для вимірювання швидкості кровотоку належать Satomura (1960), Franclin е.a. (1961). У наступні кілька років ультразвукові допплерівські прилади були значно вдосконалені. Застосування детектора напрямку кровотоку (McLeod, 1968, Beker ea, 1969) значно розширило можливості діагностики. У 70-х роках був запропонований метод "спектрального аналізу" допплерівського сигналу, що дозволив кількісно оцінити ступінь стенозу сонних артерій. У ці ж роки паралельно з розвитком постійно хвильових допплерівських систем впроваджуються системи з імпульсним випромінюванням. Поєднання останніх зі спектральним аналізом і ехоскопії в "B" - режимі призвело до створення дуплексних систем. 1982 є точкою відліку для транскраніальної допплерографії. Перші клінічні результати застосування цього методу були опубліковані R. Aaslid саме в цьому році. Транскраніальна доплерографія, образно кажучи, "замкнула останній пролом" в діагностиці оклюзуючих поразок брахіоцефальних артерій, дозволивши діагностувати інтракраніальні поразки, до цього часу вважалися недоступними для ультразвукового дослідження. В основі допплерографії лежить фізичний ефект Допплера, суть якого полягає у зміні частоти посланих ультразвукових хвиль при переміщенні середовища, від якої вони відображаються, або при переміщенні джерела ультразвуку, або при одночасному переміщенні середовища і джерела (Рис 1.1). У нашому випадку ультразвукові хвилі відбиваються від частинок крові, і це зміна напряму залежить від швидкості кровотоку. 
Рис 1.1. Схема ефекту Допплера. У сучасних ультразвукових допплерівських системах використовується один датчик і для випромінювання, і для уловлювання відображеної хвильової енергії. Принцип Допплера описує компонент вектора швидкості вздовж лінії спостереження. Цей компонент швидкості (або спостерігається швидкість) дорівнює: Vo = V x cos a, де V - абсолютна швидкість кровотоку,
a - кут між вектором швидкості кровотоку і напрямом ультразвукового пучка. Оскільки спостерігається швидкість Vo залежить від кута a, то Vo = V (при a = 0) і V> Vo у всіх інших випадках, коли 0 Інакше кажучи, швидкість, сприйнята за принципом Допплера, не тотожна абсолютної швидкості кровотоку. Рівними величини абсолютної і сприймають за принципом Допплера швидкостей можуть бути тільки при a = 0. У найбільш загальному вигляді ефект Допплера описується формулою: Fd = 2 x Fo x Vo / c, (1) де Fd - допплерівська частота,
Fo-посилається частота,
c - швидкість розповсюдження ультразвукових хвиль в середовищі (в даному випадку - крові). Проте, з урахуванням залежності спостерігається швидкості від кута між датчиком і напрямом руху крові, формула <1> набуває остаточного вигляду: Fd = 2 x Fo x V x cos a / c 
Ріс1.2. Вплив кута a на значення доплерівської швидкості.
Хвороби, діагностуються за допомогою вимірювання швидкості кровотоку і варіанти методик обстеження.
Швидкість кровотоку, поряд з тиском крові, є основною фізичною величиною, що характеризує стан системи кровообігу. Можливість неінвазивної, об'єктивної та динамічної оцінки кровотоку по судинах малого калібру залишається однією з актуальних завдань сучасної ангіології та суміжних спеціальностей. Від її вирішення залежить успіх ранньої діагностики таких захворювань, як облітеруючий ендартеріїт, діабетична мікроангеопатія, синдром і хвороба Рейно. Не менш важливим аспектом проблеми ехолокації низькошвидкісних потоків крові є моніторинг прохідності мікросудинних анастомозів при реімплантації сегментів кінцівок, трансплантації тканинних клаптів і органів. За допомогою високочастотної (ВЧ) ультразвукової допплерографії (УЗДГ) відкриваються перспективи у визначенні життєздатності тканин при критичній ішемії, великих опіках і обмороженнях. Порушення мозкового кровообігу є однією з основних причин смертності населення розвинених країн. Ішемічна хвороба мозку за поширеністю практично відповідає ішемічної хвороби серця і становить близько 36% в структурі серцево-судинних захворювань. Особливе місце серед причин, що призводять до порушень мозкового кровообігу, займає патологічна звивистість сонних артерій. З одного боку, це пов'язано з її високою поширеністю в якості причини недостатності мозкового кровообігу, що поступається тільки поширеності атеросклеротичного ураження каротидного артерій. З іншого боку, до цих пір немає єдиної думки про гемодинамічної значущості деформації сонних артерій і доцільності її хірургічної корекції. Стенозуючі ураження брахіоцефальних артерій у даний час займають друге місце за частотою летальних ускладнень. Відзначається збільшення кількості хворих з атеросклеротичним ураженням внутрішніх сонних артерій (ВСА). Успішне попередження та ефективне лікування порушень мозкового кровообігу, обумовлених патологічною звитістю сонних артерій, атеросклеротичних уражень артерій, всіляких оклюзій і стенозів багато в чому залежить від діагностики параметрів кровотоку. Існуючі в даний час методи дослідження брахіоцефальних артерій та мозкового кровотоку, такі як дигитальная субтракційна ангіографія, комп'ютерно-томографічна ангіографія, магнітно-резонансна ангіографія, інвазивних і (або) небезпечні пацієнта, дорогі, дають в основному інформацію про морфологічних змінах і не дозволяють детально оцінити кількісні характеристики кровотоку Використання транскраніальної допплерографії дозволило встановити найважливіші закономірності порушень мозкової гемодинаміки при атеросклеротичних ураженнях сонних артерій. У той же час практично недослідженим залишається стан мозкової гемодинаміки при патологічної звивистості каротидних артерій. Анатомо-фізіологічні особливості системи брахіоцефальних артерій
Скорочення: БА - стегнова артерія БЦС - брахіоцефальних стовбур ВПА - внутрішня клубова артерія ГА - глазничная артерія ЗМА - задня мозкова артерія ЗСА - задня сполучна артерія Зта - задня тібіальная артерія ЛА - променева артерія НПА - зовнішня клубова артерія НСА - зовнішня сонна артерія ОА - основна артерія ОПА - загальна клубова артерія ОСА - загальна сонна артерія ПА - хребетна артерія ПВА - поверхнева скронева артерія ПКА - підключична артерія ПМА - передня мозкова артерія ПСА - передня сполучна артерія ПТА - передня тібіальная артерія СМА - середня мозкова артерія ТКД - транскраніальна доплерографія УЗДГ - ультразвукова допплерографія
Від дуги аорти відходять три основних артеріальних стовбура - зліва загальна сонна і підключична артерії, праворуч - короткий брахіоцефальних стовбур, який ділиться на праву підключичну і праву загальну сонну артерії. Обидві хребетні артерії відходять від соіменних підключичних артерій, будучи кордоном першого і другого сегментів ПКА. Загальна сонна артерія у верхнього краю щитовидного хряща ділиться на зовнішню сонну артерію і внутрішню сонну артерію (рис. 1.3). 
Рис 1.3
Рентгеноанатомія брахіоцефальних гілок дуги аорти.
1 - дуга аорти, 2 - брахіоцефальних стовбур, 3 - права ПКА, 4 - ліва ПКА, 5 - права ЗЗА, 6 - ліва ЗЗА, 7 - права ВСА, 8 - ліва ВСА, 9 - права ПА, 10 - ліва ПА, 11 - права НСА, 12 - ліва НСА. Зовнішня сонна артерія має короткий стовбур, ділячись на ряд гілок, що легко дозволяє відрізнити її від ВСА. Налічують дев'ять гілок НСА, ряд з яких (термінальні гілки лицьовій, поверхневої скроневої і верхньощелепної артерій) анастомозируют з кінцевими гілками глазничной артерії (перша інтракраніальних гілку ВСА) (Рис 1.4). 
Рис 1.4. Схема очноямкового анастомозу.
1 - ОСА, 2 - НСА, 3 - лицьова артерія, 4 - ПВА, 5 - ГА, 6-Очноямковий анастомоз.
Внутрішня сонна артерія до входу в порожнину черепа гілок не дає. Безпосередньо після виходу з кавернозного синуса вона віддає першу гілку глазничную артерію, а потім ділиться на дві кінцеві гілки - передню мозкову артерію і середню мозкову артерію (Рис 1.5). 
Рис 1.5 інтракраніальні гілки ВСА.
1 - ОСА, 2 - ВСА, 3 - сифон ВСА, 4 - ПМА, 5 - СМА. Обидві передні мозкові артерії відходять (частіше під прямим кутом) від передньої півкола внутрішньої сонної артерії в місці, відповідному зовнішньому краю перекреста зорових нервів. Ці артерії направляються уперед і внутрішньо у подовжню щілину мозку над corpus сollosum. Діаметр передніх мозкових артерій варіює від 1.5 до 2.5 мм. Число і хід вторинних гілок ПМА дуже варіабельні. Розрізняють від 6 до 8 вторинних гілок передньої мозкової артерії. Коркові гілки передньої мозкової артерії анастомозируют на поверхні мозку з корковими гілками середньої і задньої мозкових артерій. Середня мозкова артерія є безпосереднім продовженням ВСА. Діаметр СМА варіює від 1.9 до 3.2 мм. Пройшовши кілька міліметрів, середня мозкова артерія занурюється в бічну щілину. Протяжність основного стовбура СМА (I сегмент СМА) різна і становить від 5 до 30 мм. Від першого сегменту СМА (MI) беруть початок центральні артерії, що йдуть до кори великих півкуль, від них відходять вторинні, третинні і т.д. гілки. У басейні СМА можна спостерігати гілки до сьомого порядку. Число центральних артерій, що становлять у сукупності MII сегмент СМА, коливається від 4 до 10. Артерії третього, четвертого і інших більш дрібних порядків складають MIII cегмент СМА (рис. 1.5). Коркові гілки СМА широко анастомозируют з корковими гілками ПМА і задньої мозкової артерії (ЗМА). Стенозуючі ураження брахіоцефальних артерій у даний час займають друге місце за частотою летальних ускладнень. Відзначається збільшення кількості хворих з атеросклеротичним ураженням внутрішніх сонних артерій (ВСА). Частота ішемічних інсультів у нелікованих пацієнтів в даній категорії становить від 20 до 40%. У 40 - 50% хворих із стенозом ВСА гостре порушення мозкового кровообігу (ГПМК) виникає без будь-яких попередніх минущих порушень мозкового кровообігу (RHHoldsworth et.al., 1995). Операцією вибору при стенозах ВСА є каротидна ендартеректомія (КЕ). Проте в ранні терміни після КЕ відзначаються розлади загальної та локальної гемодинаміки, зокрема, у вигляді післяопераційної гіперперфузії і гіпертонії головного мозку, яка становить від 10 до 60% (ELBove et al., 1989; Towne JB et al., 1997). У зв'язку з цим необхідна інтраопераційна оцінка швидкості об'ємного кровотоку у ВСА з метою точності визначення інтенсивності кровотоку в даному артеріальному басейні. Головний мозок - один з головних органів-мішеней при гіпертонічній хворобі. Цереброваскулярні ускладнення багато в чому визначають долю хворих на гіпертонічну хворобу, будучи найважливішою причиною стійкої втрати працездатності та смерті. Одним з основних показників перфузії головного мозку служить швидкість мозкового кровотоку, яка розраховується у мілілітрах за хвилину на 100 г речовини мозку. Швидкість мозкового кровотоку в різних ділянках головного мозку неоднакова. Перш за все, це стосується відмінностей між сірим і білим речовиною великих півкуль головного мозку: швидкості мозкового кровотоку в цих областях співвідносяться як 3,0-3,5:1. Міжпівкульна асиметрія мозкового кровотоку в спокої в нормі не виявляється. З віком швидкість мозкового кровотоку зменшується, що пояснюють атеросклеротичними змінами артерій, що постачають кров'ю головний мозок, а також зниженням метаболічних потреб головного мозку в процесі старіння. За допомогою різних методів були визначені основні параметри мозкового кровообігу у людини. За даними літератури, загальний мозковий кровотік коливається в середньому від 614 до 1236 мл / хв. Для головного мозку, що важить у середньому 1400 г, загальний мозковий кровотік складає в середньому 756 98 мл / хв. У розрахунку на 100 г речовини швидкість мозкового кровотоку в спокої, за даними різних дослідників, коливається від 40 до 60 мл / хв (W. Powers, 1992; M. Reivich, 1971). Швидкість мозкового кровотоку знаходиться в прямій залежності від величини перфузійного тиску і обернено пропорційна опору мозкових судин. При зниженні регіонарного мозкового кровотоку до деякого критичного рівня виникає ішемія головного мозку з виходом в некроз. Цей критичний рівень неоднаковий для різних ділянок головного мозку. У клінічних дослідженнях показано, що у людини критична швидкість мозкового кровотоку, при якій з'являється неврологічна симптоматика, становить для сірої речовини 15-29 мл / хв, тобто приблизно 30-40% від норми. M. Reivich (1971 р.) наводить більш високі значення критичного рівня мозкового кровотоку. За його спостереженнями, симптоми і ознаки ішемії головного мозку з'являються при зниженні середнього системного артеріального тиску до 30 мм рт.ст., коли швидкість мозкового кровотоку становить близько 30 мл / хв на 100 г речовини або близько 60% від норми. S. Strandgaard (1976 р.) спостерігав початкові ознаки ішемії головного мозку у хворих з нормальним АТ при зниженні середнього системного артеріального тиску до 43 8 мм рт.ст.
| | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | |  ,
де T пр - час проходження променя в прямому напрямку; T обр - час проходження променя в зворотному напрямку; К - системна константа; f - робоча частота; Q - об'ємна витрата; c - швидкість звуку; - кут між напрямками ультразвукового променя і потоком. Потім отриманий результат масштабується у відповідності зі значенням межі вимірювань за шкалою приладу для датчика і виводиться на дисплей як абсолютний об'ємний витрата потоку через датчик в мл / хв (л / хв). Немає необхідності обчислювати величину поперечного перерізу судини, як це робиться в електромагнітних або доплерівських системах, що вимірюють швидкість перпендикулярно хорді або в точці судини. У системах Transonic широкий ультразвуковий пучок повністю пронизує акустичне вікно датчика, включаючи весь внутрішній поперечний переріз судини. Різниця між виміряним часом проходження ультразвуку в прямому і зворотному напрямках дає сигнал, пропорційний об'ємному витраті, незалежно від розмірів. Завдяки тому, що флоуметрии Transonic використовують шіроколучевие перетворювачі, повністю пронизують весь потік усередині судини, кожна частина потоку безпосередньо впливає на збільшення або зменшення часу проходження ультразвукової хвилі, так, що різниця між прямим і зворотним проходженнями прямо пропорційна об'ємній витраті рідини через чутливе вікно датчика. Цей прямий метод, що використовує повне ультразвукове просвічування потоку, аналогічний операції математичного інтегрування вимірювань вузьким пучком за площею внутрішнього поперечного перерізу посудини. Таким чином, час проходження прямо пропорційно добутку площі поперечного перерізу потоку і середньої швидкості рідини, яка за визначенням є об'ємний витрата. Технічний прийом повного просвічування потоку дозволяє проводити вимірювання об'ємної витрати незалежно від розмірів посудини (тобто для даного об'ємної витрати, зменшення вдвічі площі поперечного перерізу призводить до подвоєння значення швидкості, а різниця часу проходження залишається постійною). Незалежність вимірювань від діаметра і профілю судини дає можливість застосовувати прилад, наприклад, на пульсуючих артеріях і розширювальних судинах, на судинах змінюється форми і навіть на пучках судин. Випускається декілька моделей витратомірів: Інтраопераційний вимірювач кровотоку в судинах. 
Інтраопераційні вимірювачі кровотоку в судинах: одноканальний - HT107 (угорі) і двоканальний HT207 (внизу). Флоуметрии НТ107/207 (випускаються одноканальні і двоканальні моделі.) Призначений для вимірювання об'ємного кровотоку в посудині під час операції. Вбудований в прилад мікропроцесор визначає значення об'ємного потоку відповідно до розміру датчика і калібруванням, підтримує точність вибірки даних, контролює проходження ультразвуку, представляє дані на табло приладу і формує інформацію для персонального комп'ютера. Розмір датчика вибирається відповідно до розмірів судини, наприклад, датчик Н8 - для вимірювання кровотоків в судинах діаметром 6,6 - 8,8 мм. Таким чином, за допомогою флоуметрии Transonic можна вимірювати об'ємний потік в судинах діаметром від 0,7 до 36 мм. Пропонуються датчики трьох модифікацій:
Типу "Handle - M" - з ручкою-власником з нержавіючої сталі для зручного, швидкого охоплення судини.
Ультразвуковий датчик типу "Handle - M".
Типу "Basic - R або S" - без ручки, легкий, що дозволяє фіксувати датчик на посудині з допомогою рухомої пластини. Буква "R" або "S" визначає кут нахилу пьезопреобразователем і, відповідно, розмір датчика і його абсолютну похибку. "R" мають більший розмір і кращі точнісні якості, тому краще для маленьких судин (0,7 - 2,5 мм).
Ультразвуковий датчик типу "Basic - R" Типу "Cardiac Output - A" - для вимірювання серцевого викиду. Особливо широко флоуметрии використовуються в серцево-судинної хірургії, трансплантології, нейрохірургії. Дозволяють оперативно оцінити результат реконструктивної операції. З 
осені 1997 року Transonic Systems Inc. випускає нову модель флоуметрии - HT311 з вбудованим самописцем. Інтраопераційний ультразвукової вимірювач кровотоку в судинах HT311.
Флоуметрии HT109 (нова модель - НТ110) призначені для вимірювання об'ємних потоків у системах штучного кровообігу, HD01 - для контролю якості гемодіалізу. Неинвазивно, в режимі реального часу, вимірює рециркуляцію, серцевий викид, кровоток артеріо-венозної фістули. Принцип дії. Швидкість ультразвуку в крові (1560-1590 м / сек) залежить в основному від концентрації в ній білків, солей. Transonic Монітор для гемодіалізу з датчиком потоку може вимірювати об'ємний потік в трубці і швидкість ультразвуку в крові. Болюсне введення розчину з відомими властивостями (швидкість ультразвуку 1533 м / сек) вводиться потік крові і зменшує швидкість ультразвуку, що призводить до появи реєстрованої кривої розведення. Функціональні особливості. Негайне визначення відсотка рециркуляції - для оперативного діагнозу без відбору зразків крові; Вимірювання кровотоку артеріо-венозної фістули - проста процедура з введенням фізіологічного розчину може повторюватися неодноразово; Визначає випадки рециркуляції - вимірювання прямого проходить потоку установлює розходження між точкою приміщення голки недостатністю проходження; Безперервне визначення потоку крові в екстракорпоральному контурі - підтверджує зазначену продуктивність; Сумісний з усіма діалізної системи - неінвазивний ультразвуковий датчик поміщається на будь-які стандартні трубки; Лазер-доплерівські флоуметрии BLF 21 (одноканальний і двоканальний) 
Лазер-доплеровский флоуметрии BLF 21 - для вимірювання кровопостачання тканини
Малий рівень випромінюваної енергії (<2mW) робить прилади абсолютно безпечними. Вони незамінні для: постійних вимірювань капілярної мікроциркуляції - за допомогою поверхневих датчиків; під час операцій на органах - за допомогою поверхневого, олівцевого або голкоподібні датчиків; у слизовій оболонці - за допомогою ендоскопічних датчиків. Прилади використовуються для діагностики в кардіології, ревматології, при діабеті, при опіках (у тому числі електричних та інгаляційних), для оцінки ступеня ураження тканини при вогнепальних пораненнях, для моніторингу в судинній хірургії, в стоматології. Випускається 7 типів датчиків: поверхневі, голкоподібні, ендоскопічний, стоматологічний. 
Лазер-доплеровский датчик для поверхневих вимірів (тип R).
Лазер-доплеровский голкоподібних датчик (тип N). Важливою властивістю всіх приладів фірми Transonic Systems Inc. є універсальність видачі виміряних значень - в аналоговому вигляді на самописець, в цифровому вигляді на табло і через інтерфейс на екрани персональних комп'ютерів типу IBM / XT / AT. Інструкції з експлуатації переведені на російську мову. Є русифікована версія сервісної програми. Зібрана велика бібліотека публікацій про використання приладів.
Більш детальну інформацію можна отримати за адресами: ЗАТ «Спектромед» Росія, Москва, Зеленоград, www. Spectromed. Com НФП «Біосс» Росія, Москва, Зеленоград, а / с 33, «Технопарк-Зеленоград», www. Bioss. Ru Фірма «Transonic» www.transonic.com
Форм. ... ... Ат | Зона | Поз. |
Позначення |
Найменування |
Кол. |
Примітка |
|
|
|
| |
|
|
|
|
|
| Документація |
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
| СКБ.003.СБ | Складальне креслення | 1 |
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
| Складальні одиниці |
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
| Деталі |
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
| 1 | ДУП.002 | Корпус | 1 |
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
| |
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
СКБ.003.001СБ |
|
|
|
|
| Змін | Лист | № докум. | Підпис. | Дата | Розробник. |
|
| 2001р. | Вимірювач швидкості кровотоку | Літер | Лист | Листів | Перевірив |
|
|
|
|
|
| 1 | 2 |
|
|
|
|
| Н. контр. |
|
|
| Затвердив |
|
|
|
Форм. ... ... Ат | Зона | Поз. |
Позначення |
Найменування |
Кол. |
Примітка |
|
|
|
| Документація |
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
| R 1 - R 17 | Резистор ОМЛТ-0, 125 | 29 |
|
|
|
| R 19 - R 22 | / / ОМЛТ-0, 125 |
|
|
|
|
| R 24, R 26 - R 36 | / / ОМЛТ-0, 125 |
|
|
|
|
| R18, R23, R25 | Резистор СП3-1 | 3 |
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
| C 1, C 3 - C 6, | Конденсатор KD -2 | 10 |
|
|
|
| C 8, C 9, C 12, | / /
KD -2 |
|
|
|
|
| С15, С16 | / / KD-2 |
|
|
|
|
| C2, C7 | Конденсатор KM -5 | 2 |
|
|
|
| C 10, C 11, C 13 | Конденсатор KM -6 | 4 |
|
|
|
| C 14 | / / KM-6 |
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
| A1, A2 | Мікросхема К153УД1 | 2 |
|
|
|
| А3 | / / К140УД14 | 1 |
|
|
|
| А4 | / / К140УД11 | 1 |
|
|
|
| А5 | / / К284СС2А | 1 |
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
| VT1, VT2, | транзистор КТ3102 | 4 |
|
|
|
| VT3, VT4 | / /
КТ 3102 |
|
|
|
|
| VD 1, VD 2 | діод Д226 | 2 |
|
|
|
| VD3, VD4 | / /
КС 156 | 2 |
|
|
|
| VD 5 | / / КС133 | 1 |
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
| Змін | Лист | № докум. | Підпис. | Дата | Розробник. |
|
| 2002р. | Вимірювач швидкості кровотоку Схема принципова електрична | Літер | Лист | Листів | Перевірив |
|
|
|
|
|
| 1 | 1 |
|
|
|
|
| Н. контр. |
|
|
| Затвердив |
|
|
|
|
|
| | | | | | | | | | Методика проведення ультразвукової допплерографії
Схема проведення допплєрографічні дослідження Використовувані датчики: 4 або 8 МГц у постоянноволновом режимі. Досліджуваний знаходиться в положенні лежачи на спині. Голова відкинута трохи назад так, щоб були легко доступні для пальпації загальні сонні артерії. Дистальний кінець датчика встановлюється в медіальний кут очниці так, щоб ультразвуковий пучок був направлений в проекцію перекреста зорових нервів. Легкими рухами проксимального кінця датчика досягається максимальний стабільний сигнал. У нормі кровотік в надблоковой артерії спрямований до Покрови черепа (антеградний кровотік), тобто назустріч вектору ультразвукового пучка з реєстрацією допплерограмми вище ізолінії (Рис 1.6). 
Рис 1.6 Допплерограмма надблоковой артерії. У той же час, антеградний кровотік може мати місце і при коллатеральном перетоку через передні відділи Віллізіїва кола (наприклад, при оклюзії ВСА). Тому, у доповненні до фонового дослідженню, проводяться компресійні проби в наступному порядку: гомолатеральной загальна сонна артерія, контралатеральная загальна сонна артерія, гілки зовнішньої сонної артерії з боку дослідження, гілки зовнішньої сонної артерії з контралатеральной сторони.
У нормі компресія соіменних загальної сонної артерії призводить до редукції кровотоку в надблоковой артерії, що вказує на прохідність внутрішньої сонної артерії (Рис 1.7). Компресія гілок зовнішньої сонної артерії (поверхневої скроневої артерії - у козелка вушної раковини, лицьової-у кута нижньої щелепи, верхньощелепної-в "собачої ямці" у нижнього краю орбіти) у нормі призводить до збільшення кровотоку в надблоковой артерії або реакція на компресію відсутня. 
Рис 1.7. Допплерограмма надблоковой артерії з компресією гомолатеральной ЗЗА. Нормальні показники Наводячи у цьому розділі нормальні показники периорбитальной допплерографії, слід зазначити, що вони розроблені на підставі вивчення великих груп клінічно здорових пацієнтів. Наведені в табл. 1 показники норми вірні для допплерівських систем типу "Біомед" (Росія) і моделей фірми EME / Nicolete (Німеччина-США). При використанні інших моделей необхідна попередня розробка нормальних показників периорбитальной допплерографії для конкретного приладу. Таблиця 1 | Артерія | ЛСК в см / сек | Асиметрія | | надблоковой | > 15 см / сек | <20% |
б. Каротидна доплерографія
Використовувані датчики: 4 МГц у постоянноволновом або імпульсному режимах. Суть методу полягає у вивченні спектральних характеристик допплерівського сигналу при безпосередній локації сонних артерій. Отримана в реальному масштабі часу спектрограмма складається з точок різного кольору, сукупність яких дає спектр швидкостей в поперечному перерізі артерії за час серцевого циклу. Положення даного пункту стосовно осі ординат (шкала частот) відповідає певній лінійної швидкості кровотоку (виражається у відповідності з принципом Допплера в КГц), а її колір - питомій вазі цієї частоти в спектрі (при максимальній інтенсивності точка забарвлюється в червоний, при мінімальній - в синій кольори). Спектрограми ВСА і НСА розрізняються за формою: спектрограмма НСА має гострий систолічний пік і низьку діастолічну складову, а спектрограмма ВСА - широкий систолічний пік і значно більш високу діастолічну складову (Рис 1.8). 
Рис 1.8 Допплерограмма ВСА і НСА. У сумнівних випадках спектрограми ВСА і НСА диференціюються за допомогою проби D. Russel. Суть її полягає в тому, що під час локації артерій в області біфуркації ЗЗА проводяться дуже короткочасна повторна компресія поверхневої скроневої артерії (ПВА) перед козелком вуха (фактично, дослідник завдає короткі удари вказівним пальцем вільної руки в область проекції ПВА, сила яких повинна бути достатньою , щоб викликати компресію ПВА). Якщо лоціруется НСА, то на спектрограмі з'являються невеликі додаткові систолические "пічки", оскільки компресія ПВА в систолу вимикає частину кровотоку з НСА, яка повертається до неї під час діастоли (Рис 1.9). 
Рис 1.9 Допплерограмма НСА з пробою Russel. Проведення цієї проби при локації ВСА не призводить до появи додаткових систолічних "годуючи", що є диференціальною ознакою. Метод оцінки ступеня стенозу при каротидного допплерографії заснований на тому, що за умови нерозривності потоку (кровоносна система людини відповідає цій умові) маса крові, що протікає через поперечний переріз судини (ЗЗА або ВСА), є величиною постійною. Отже, звуження ВСА в певному сегменті має викликати збільшення швидкості кровотоку в цьому сегменті, причому, очевидно, що чим більше звуження, тим більша швидкість кровотоку буде реєструватися. У постстенотіческом сегменті швидкість кровотоку різко сповільнюється, то є упорядкований ламінарний тип кровотоку стає нерегулярним (турбулентним) (Рис 1.10). 
Рис 1.10 Співвідношення типів потоку і швидкостей при локальному звуження сонної артерії. Діагностичні критерії каротидної допплерографії засновані на цих гемодинамічних особливості. Математична обробка спектрограми дає цілий ряд додаткових діагностичних критеріїв, цінність яких різна. До них відносяться: Smax - максимальна систолічна амплітуда, що відображає найбільшу систолічну швидкість кровотоку в точці локації. Smax є основним критерієм при каротидного допплерографії. Її збільшення більше нормальних значень свідчить про наявність стенозу в зоні локації артерії. Dmax - максимальний діастолічний пік, що відображає максимальну діастолічну швидкість в даній точці. Збільшення цього показника більше нормальних величин свідчить про наявність стенозу, а зниження - про збільшення циркуляторного опору в басейні лоцируемой артерії. SB (spectrum broadening) або індекс спектрального розширення характеризує ступінь турбулентності кровотоку в місці локації. Цей індекс розраховується за формулою: SB = (Smax-A) / Smax, де A - швидкість максимальної інтенсивності потоку. При переважанні низьких швидкостей кровотоку, що характерно для турбулентного потоку, індекс SB збільшується вище нормальних величин. PI - індекс пульсації, що характеризує циркуляторної опір в басейні лоцируемой артерії і розраховується за формулою: PI = (Smax - Dmax) / M, де M - середня швидкість кровотоку в точці локації. Зменшення максимальної діастолічної швидкості або середньої швидкості кровотоку призводить до збільшення цього показника, вказуючи на підвищення циркуляторного опору. IR (індекс Пурселл) - індекс циркуляторного опору. Розраховується за формулою: IR = (Smax-Dmax) / Smax. Збільшення цього індексу також вказує на підвищення циркуляторного опору, а його зниження на зниження периферичного опору в басейні лоцируемой артерії. Обстеження хворих проводиться лежачи на спині, так, щоб голова була злегка повернена у бік, протилежний лоцируемой артеріях. На кожній стороні проводиться локація принаймні у трьох точках: у нижнього краю кивального м'яза (ЗЗА), у верхнього краю щитовидного хряща (проксимальний сегмент ВСА) і в кута нижньої щелепи (дистальний сегмент ВСА). Нормальні показники Таблиця 2 | Артерія | Smax | Dmax | SB | PI | IR | | ЗЗА | 1 <...< 4 КГц | 0.5 <...< 1 КГц | <40% | <2.0 | 0.5 <...< 0.75 | | ВСА | <4 КГц | <1 КГц | <40% | <2.0 | 0.5 <...< 0.75 |
Вертебрально доплерографія Дослідження хребетних артерій у постоянноволновом допплерівському режимі проводиться при використанні апаратів, що не мають в комплекті імпульсних датчиків (типу VASOFLO-3). При використанні багатофункціональних допплерівських приладів (типу БІОМЕД) переважно робота з датчиком 2 МГц, причому методика дослідження однакова. Досліджуваний знаходиться в положенні лежачи на спині. Голова відкинута трохи назад і повернена у бік, протилежний обстежуваної артерії, так, щоб загальні сонні артерії були легко доступні для пальпації. Датчик встановлюється в область, обмежену зверху соскоподібного відростка, спереду - грудиноключичнососцевидной м'язом так, щоб вісь ультразвукового пучка була спрямована до протилежної орбіті очі. Переміщенням дистального кінця датчика досягається максимальний сигнал, після чого проводиться його ідентифікація, оскільки в зазначеній галузі крім хребетної артерії можуть лоціювати гілки зовнішньої сонної артерії. Проводиться короткочасна компресія загальної сонної артерії з боку дослідження. При локації гілок зовнішньої сонної артерії відбувається редукція кровотоку, а при локації хребетної артерії сигнал посилюється чи не змінюється (Рис 1.11). 
Рис 1.11 Допплерограмма ПА. Істинне напрямок кровотоку в хребетної артерії при фоновому дослідженні визначити не представляється можливим, оскільки тут вона робить петлю, огинаючи атлант і даючи двонаправлений спектр. У висхідному коліні цього вигину кровотік направлений від датчика (збіг векторів руху крові та ультразвукового пучка), а в низхідному коліні - до датчика (протилежний напрямок векторів руху крові та ультразвукового пучка). На практиці частіше реєструються обидві складові сумарного кровотоку в ПА (Рис 1.12). Таким чином, при фонової локації III сегмента ПА, визначається тільки швидкість кровотоку. 
Рис 1.12 Залежність напрямку кровотоку в ПА від положення ультразвукового датчика.
1 - ПКА, 2 - III сегмент ПА, 3 - ультразвуковий датчик.
a-напрямок кровотоку в ПА на датчик, b-напрямок кровотоку від датчика. Дослідження напрямки кровотоку в хребетної артерії актуально при ураженні підключичної артерії в I сегменті, що визначається за допомогою проби "реактивної гіперемії". Проба заснована на тому, що при оклюзії ПКА через ПА ретроградно заповнюється плечова артерія. При компресії плечової артерії (наприклад, звичайної пневматичної манжетою, що застосовується для вимірювання артеріального тиску) протягом 2-3 хвилин і подальшої швидкої декомпресії, в хребетної артерії виникає ефект "експрес-скидання", тобто короткочасне різке посилення кровотоку з наступною його нормалізацією. Якщо посилення швидкості кровотоку в хребетної артерії в момент "експрес-скидання" не відбувається те, отже, ПКА не уражена, а проба реактивної гіперемії негативна, якщо відбувається посилення кровотоку, то це свідчить про наявність ураження ПКА в I сегменті і ретроградним напрямку кровотоку в ПА. Нормальні показники Таблиця 3 | Хребетна | > 18 см / сек | <30% |
р. Транскраніальна доплерографія Першим етапом дослідження визначається місце розташування акустичного "вікна", через яке ультразвуковий промінь може проникнути з мінімальною втратою енергії. Основною умовою є вибір вдалого кута зондування та положення датчика для отримання оптимального сигналу. Наступним етапом проводиться ідентифікація сегментів артеріальної мережі біля основи черепа. Вона заснована, по-перше, на знаннях анатомії і, по - друге, на обліку особливостей кровотоку в різних артеріальних сегментах та його реакції на компресію ЗЗА. Локалізація і пошук акустичних ультразвукових вікон для
дослідження внутрішньочерепних артерій Описано три основні шляхи локації внутрішньочерепних артерій (Рис 1.13.): Темпоральні вікно (дослідження СМА, ПМА і артерій Віллізіїва кола). Орбітальне вікно (глазничная артерія, сифон внутрішньої сонної артерії). Субокціпітальное вікно (основна артерія, внутрішньочерепні сегменти хребетних артерій).
Рис 1.13 Акустичні вікна для транскраніального дослідження.
1 - темпоральні, 2 - орбітальне, 3 - субокціпітальное. Повноцінне дослідження проводиться через всі три акустичних вікна, і дозволяє, таким чином, досліджувати велику частину внутрішньочерепних артерій. 1. Темпоральні вікно Дослідження через темпоральної вікно є основним, відкриваючи доступ до ПМА, СМА, ЗМА і ВСА, а також дозволяє визначити функцію передньої сполучної і задньої сполучної артерій. Локація в скроневій області проводиться через луску скроневої кістки. У молодих пацієнтів, як правило, можна отримати достовірні сигнали у відносно великій області. У пацієнтів старшого віку товщина кісток або їх щільність змінюється настільки, що нерідко ледь можливо отримати достовірні сигнали з-за зменшення акустичної проникності. У всіх випадках слід пересувати зонд повільно, дрібними кроками, звертаючи увагу на забезпечення гарного ультразвукового контакту між датчиком і шкірою, що забезпечується нанесенням достатньої кількості ультразвукового гелю не тільки на датчики, а й волосся і шкіру пацієнта. У цьому випадку для одержання гарного ультразвукового контакту знадобиться тільки помірний тиск на зонд, оскільки надлишкове тиск призводить до порушення ультразвукового контакту. Темпоральні вікна розташовані над виличної дугою. Приблизне розташування дуги можна визначити пальпацією. Часто виявляється необ-дімим помістити зонд нижнім ободом на опуклість над виличної дугою, щоб пропустити ультразвуковий пучок точно над верхнім краєм дуги. У дуже ред-ких випадках вікна розташовуються над виличної дугою на відстані більше 3 см. Розрізняють три положення темпорального вікна: Переднє вікно (AW) розташоване над проксимальної частиною виличної дуги. Заднє вікно (PW) розташоване попереду вуха. У деяких випадках це вікно лежить вище за інших. Середнє вікно (MW) розташоване між AW і PW.
бично, у разі AW зонд спрямований похило і злегка вкінці. У разі PW зонд розташований кпереди, щоб ультразвуковий пучок досяг артерій Віллізіїва кола. При MW датчик розташовується так, щоб ультразвуковий пучок проходив перпендикулярно поверхні шкіри. У деяких випадках для дослідження використовують всі три, але типовим є використання тільки одного темпорального вікна. Зондування через PW є кращим для пацієнтів старшого віку. Необхідно дослідити всі три області, щоб вибрати найкраще з можливих вікон. Локація базальних артерій через темпоральної вікно представляє значні труднощі для початківця дослідника. Слід проявити належне терпіння, наполегливість і елементи творчості для оволодіння цим методом діагностики. Так, тут описані загальноприйняті способи локації через темпоральної вікно. На практиці виявляється, що "акустичний хід" ультразвукового променя схильний індивідуальним особливостям. Оскільки основна мета дослідження - отримання достовірної інформації від шуканої артерії, не суть важливо, під яким кутом і в якій частині акустичного вікна вона отримана. Пошук акустичного вікна Пошук акустичного вікна рекомендується починати на глибині 55 - 60 мм. На цьому рівні можна отримати ультразвуковий сигнал від сифона сонної артерії, СМА, ПМА і ЗМА. Під час процедури пошуку слід подумки представляти приблизне розташування базальних мозкових артерій і відповідно спрямовувати вісь датчика (рис. 1.3). Одночасно з цим датчик повільно переміщають для отримання якісного сигналу. Після отримання сигналу оптимальної сили і чистоти слід подумки зафіксувати вдале положення датчика щоб уникнути повторних маніпуляцій пошуку оптимального вікна. Ідентифікація артерій Критерії ідентифікації: Глибина і кут зондування. Напрямок кровотоку (до датчика або від нього). Реакція кровотоку на компресію ЗЗА.
Компресію загальної сонної артерії слід проводити якомога нижче на шиї для виключення дратівної дії на каротидний клубочок (брадикардія, аритмія), а також здавлювання атеросклеротичної бляшки (ризик розвитку артеріо - артеріальної емболії). Звичайна тривалість компресії ОСА - 2-3 сек. 
Рис 1.14. Примірне напрямок осі ультразвукового датчика при
дослідженні базальних артерій через темпоральної вікно.
1 - IV сегмент лівої ПА, 2 - ОА, 3 - ЗМА,
4 - ЗСА, 5 - ПСА, 6 - СМА, 7 - ПМА. Внутрішня сонна артерія Після того, як знайдено оптимальне положення датчика, можна приступати до локації термінального відділу ВСА (точно диференціювати рівні термінального відділу ВСА або її сифона досить важко й, по суті, не настільки важливо). Ідентифікацію проводять за такими критеріями: 1. Кровотік (в напрямі до датчика) виявляється на глибині 65 -75 мм (залежить від розмірів черепа). Орієнтовно вісь датчика спрямовується на нижній край протилежної орбіти очі, оскільки отримуваний сигнал формується приблизно на рівні Віллізіїва кола. Швидкість кровотоку в дистальному сегменті ВСА нижче, ніж у СМА і ПМА (локація під тупим кутом). 2. Двонаправлений кровотік (в обох напрямках) спостерігається приблизно на тій же глибині (при поділі потоку крові) в області сифона або біфуркації ВСА (Рис 1.15). 
Рис 1.15 Допплерограмма кровотоку в сифоні ВСА. 3. Компресія гомолатеральной ЗЗА призводить до ослаблення або редукції по-лучанин сигналу. 4. Компресія гомолатеральной ЗЗА призводить до зміни напрямку потоку крові (інверсії сигналу). 5. Компресія гомолатеральной ЗЗА призводить до редукції кровотоку і викликає компенсаторний кровоток з контралатеральной ВСА через ПСА. Середня мозкова артерія СМА розташована латерально і трохи cпереді, як продовження внутрішньо-черепного відділу ВСА. Локація через темпоральної вікно досить точно відповідає абсолютним значенням швидкості кровотоку в СМА (кут між вектором потоку крові і напрямом УЗ датчика наближається до нуля) (Рис 1.16, поз. A). Критеріями для ідентифікації СМА є: 1. Кровотік в МI сегменті СМА лоціруется на глибині 55-65 мм. 2. Напрямок кровотоку до датчика (рис. 1.1.6.). 
Рис. 1.16. Допплерограмма кровотоку в МI сегменті СМА. 3. Сигнал відповідає редукцією або послабленням при компресії гомолатеральной ОСА (рис. 1.17). 
Рис. 1.17 Допплерограмма кровотоку в СМА з компресією гомолатеральной ЗЗА. Порівняльний аналіз ультразвукових допплерівських датчиків
Одним з принципів роботи УЗ допплерівського приладу є п'єзоелектричний ефект. Саме завдяки цьому ефекту можливе перетворення акустичної в електричну енергію і навпаки, і, таким чином, електрична реєстрація неелектричних величин, таких як швидкість кровотоку. П'єзоелектричний ефект являє собою явище, яке спостерігається в зразках деяких анізотропних матеріалів і полягає в порушенні рівноважного розподілу електричних зарядів під дією механічної деформації зразка. Можливий і зворотний п'єзоефект, що складається в механічній деформації середовища під дією електричного поля. В даний час відомо досить багато моно-і полікристалічних матеріалів, що володіють п'єзоелектричні властивості. Найбільш широке застосування знаходять монокристалічні, керамічні та напівпровідникові п'єзоелектрики. Ідеальним п'єзоелектричним матеріалом для електроакустичного перетворювача є такий матеріал, який забезпечує низький рівень шуму, високу ефективність перетворення і дозволяє створити перетворювач з високою добротністю. Зазвичай активний елемент ультразвукового датчика виготовляється з п'єзокерамічної кераміки. Найпоширенішим п'єзокерамічним матеріалом є цирконат-титанат свинцю (ЦТС). Також знаходять своє застосування датчики з пластичних матеріалів, наприклад полівініліденфториду (ПВДФ), що мають, в порівнянні з керамікою, більш близькі м'яким тканинам людського організму характеристики, що більш ефективно з точки зору передачі акустичної енергії через кордон активний елемент - середовище, що досліджується. Також своє застосування знаходять датчики, побудовані на комбінації пластику та кераміки, наприклад, з керамічним передавальним і пластиковим приймаючим елементами. Конструктивно поділяються датчики, що працюють в безперервно-хвильовому і імпульсних режимах. Прийом і випромінювання ультразвуку для першого з них рознесені в просторі, для другого - на часі. Таким чином, перший складається з двох активних елементів, розташованих впритул і під деяким кутом один до одного, а другий має у своєму складі тільки один, по черзі працює то на прийом, то на передачу (рис. 1.18). 
Рис. 1.18 безперервно-хвилевий (а) і імпульсний (б) УЗ допплерівські датчики На передню та задню поверхню активних елементів - п'єзоелектриків вжигают провідні електроди з срібла, після чого він поляризується по товщині в електричному полі. Швидкість звуку в ЦТС складає приблизно 4000 м / с; при цьому товщина пьезоелемента  , Відповідна основного резонансу (  ) На частоті  , Визначається співвідношенням  (2.5)
У наступній таблиці наведені товщини п'єзоелементів УЗ датчиків для роботи на частотах 2, 4, 8, 10, 16 і 20 МГц, виготовлених з ЦТС. Таблиця 2.1. Залежність товщини пьезоелемента від частоти випромінюваного ультразвуку. | Частота, МГц | 2 | 4 | 8 | 10 | 16 | 20 | | Товщина, мм | 1 | 0,5 | 0,25 | 0,2 | 0,125 | 0,1 |
|
|
|
З даної таблиці видно, що на частотах понад 10 МГц товщина активного елемента стає менше 0.2 мм. Обробка матеріалу такої товщини утруднена, через крихкість зразка. Електричні контакти, напилювані на протилежні поверхні п'єзокерамічної пластини, через існування пір в обсязі кераміки можуть утворювати електричні з'єднання один з одним через ці пори, і такий перетворювач стає непридатним для роботи. Дослідження залежності глибини проникнення від частоти випромінюваного ультразвукового сигналу
Одним з основних механізмів, що обмежують сферу застосування високочастотної УЗ доплерівської апаратури, є швидке (експоненціальне) зростання загасання ультразвуку в тканинах людського тіла з зростанням частоти коливань. Для підвищення чутливості і для збільшення глибини зондування збільшують інтенсивність ультразвукових коливань. Однак це збільшення обмежено умовами безпеки обстеження, тому що при істотному підвищенні інтенсивності ультразвуку можливий нагрів і навіть руйнування біологічної структури. За ГОСТом 26831-86, межа повністю безпечної дози інтенсивності при дії УЗ на людський організм становить 50 мВт / см 2. З іншого боку, робота УЗ допплерівського приладу цілком обумовлена релеевскім розсіюванням, а одним із наслідків механізму релеевского розсіювання, є четверта ступінь залежності енергії розсіяного сигналу від частоти випромінюваного ультразвуку. Тобто червоні кров'яні тільця, які є основними рухомими відбивачами в досліджуваному кровотоці, розсіюють УЗ високої частоти краще, ніж УЗ низької частоти. Цей ефект дозволяє частково компенсувати підвищений затухання УЗ високої частоти. Сукупність двох зазначених чинників призводить до того, що існує оптимальне значення частоти, що забезпечує максимальне співвідношення сигнал / шум для кожного окремого випадку (тобто коефіцієнта загасання і глибини залягання досліджуваної судини). Дане значення можна отримати математично. Як було відзначено, у разі релеевского розсіювання, інтенсивність зворотного розсіювання УЗ пов'язана з частотою , На якій проводяться дослідження, наступним співвідношенням: 
де  - Коефіцієнт розсіювання. Зважаючи на затухання УЗ у тканини, його інтенсивність зменшується з глибиною за законом 
де  - Інтенсивність падаючого УЗ, знак "-" вказує на затухаючий характер даної функції, коефіцієнт 2 визначає подвійну відстань (до судини і назад),  - Коефіцієнт загасання, залежить від типу тканини,  - Глибина досліджуваної судини. Очевидно, що інтенсивність відбитого від кровотоку у досліджуваному посудині сигналу буде визначатися добутком цих функцій:  (1)
Графік цього виразу, представленого у вигляді функції , Для декількох глибин досліджуваних судин зображений на рис. 1.19 
Рис. 1.19. Залежність інтенсивності відбитого сигналу від частоти випромінюваного УЗ Як видно з графіка, для кожної глибини розташування досліджуваної судини існує певна частота УЗ сигналу, при якій на приймач повертається максимум випромінювань енергії. Цю частоту можна знайти, продифференцировав (1) по , І прирівнявши отриманий вираз нулю. Ненульовий корінь останнього рівняння має вигляд:  (2)
Коефіцієнт , може змінюватись для м'яких тканин від 0.2 дБ / МГц · см до більш ніж 2 дБ / МГц · см (залежно від виду тканини). Графік на рис. 1.20
ілюструє залежність розрахункового діапазону частот як функції глибини зондування м'язової тканини. Ця залежність відповідає максимальному відношенню сигнал / шум при реєстрації УЗ сигналів, розсіяних на елементах крові. Заштрихована область на графіку відповідає різним величинам коефіцієнта загасання . 
Рис. 1.20 Оптимальна частота УЗ сигналу для дослідження на заданій глибині Як видно з даного графіка, для існуючих в даний час ультразвукових допплерівських приладів, що працюють на частотах до 20 МГц, кращими є глибини більше 0,5 см. В той же час, оптимальною для високочастотних приладів, з точки зору співвідношення сигнал / шум і отримання максимальної потужності відбитого сигналу, є глибина розміщення досліджуваних судин, менша, ніж 0,5 см. Аналіз структурних схем існуючих ультразвукових допплерівських приладів
Розглянемо схемотехніку найбільш поширених варіантів УЗ допплерівських приладів. Безперервно хвильової ультразвукової допплерівський прилад
зі звуковою індикацією без виділення інформації про направлення кровотоку Для побудови допплерівських індикаторів швидкості кровотоку використовуються ряд відомих радіотехнічних вузлів і блоків, що застосовуються в короткохвильових приймально-передавальних пристроїв та доопрацьованих з урахуванням специфіки взаємодії з електроакустичним елементом допплерівського приладу - ультразвуковим датчиком. Блок схема найпростішого безперервно-хвильового УЗ приладу зі звуковою індикацією без виділення інформації про направлення кровотоку показана на рис. 1.21 
Рис. 1.21 Блок схема безперервно-хвильового допплерівського приладу зі звуковою індикацією без виділення інформації про направлення кровотоку 1 - УЗ датчик, 2 - УМ, 3 - попередній підсилювач, 4 - генератор, що задає, 5 - синхронний детектор, 6 - кварцовий резонатор, 7 - смуговий фільтр, 8 - УНЧ,
9 - гучномовець. Розглянемо роботу цього індикатора. Вироблюваний генератором, що задає 4 (частота якого стабілізується кварцовим резонатором 6) сигнал подається на вхід підсилювача потужності (УМ) 2, посилюється останнім і випромінюється у вигляді акустичної хвилі, сфокусованої УЗ перетворювачем 1 по напрямку досліджуваної судини. Відбитий сигнал, що несе інформацію про рух формених елементів крові в даному посудині, перетвориться прийомним елементом УЗ датчика, посилюється попереднім підсилювачем з малим рівнем шумів 3 та детектується синхронним детектором 5, керованим генератором, що задає 4. Ехосигналу містить спектр доплерівських частот, обумовлений рухом окремих елементів кровотоку в аналізованому обсязі. Цей сигнал можна представити у вигляді суперпозиції сигналів, привносяться усіма лініями струму, що проходять через вимірювальний об'єм. Внесок кожної компоненти в цей сигнал пропорційний потужності ультразвуку, розсіяною елементами кровотоку уздовж даної лінії, тобто інтегралу по лінії струму від чутливості в пучку (залежності величини сигналу, прийнятого від точкового розсіювача, від координат цього розсіювача). Для спрощення подальших викладок, розглянемо сигнал на виході блоку 3, як що складається з трьох компонентів: несучої частоти і сигналів, відбитих від прямого і зворотного кровотоків. Такий сигнал може бути представлений у вигляді:  (3)
де  ,  і  - Відповідно амплітуда, кутова частота і фаза кожного сигналу, а індекси 0, f і r позначають несучу, прямий і зворотній кровотік. Цей сигнал надходить на детектор 5. З математичної точки зору детектор представляє собою перемножителя двох сигналів. Множачи даний вираз на  - Сигнал з виходу опорного генератора, отримуємо сигнал на виході синхронного детектора 5:  (4)
Цей сигнал далі фільтрується смуговим фільтром 7 для усунення низькочастотних перешкод, що виникають внаслідок відображення УЗ сигналу від повільно рухаються стінок посудини (амплітуда сигналу від яких на кілька порядків вище амплітуди корисного допплерівського сигналу), постійної складової  і ВЧ шуму (включаючи  ,  і  ). Вираз для відфільтрованого сигналу має вигляд:  (5)
Цей сигнал подається потім на підсилювач низької частоти (УНЧ) 8 для відтворення за допомогою навушників (або гучномовців) 9. Синхронне детектування Для ультразвукового допплерівського діагностичного приладу приймається сигнал, що має інформацію про розподіл кровотоку у досліджуваному посудині, порівняємо з шумом. Амплітуда сигналу, відбитого від повільно рухаються стінок судин на кілька порядків перевершує корисний сигнал. Крім цього, на вході приймального підсилювача присутній так званий сигнал пролезания, тобто сигнал, що проникає в приймальний тракт допомогою акустичної та електричної зв'язку, що існує між передавальної і приймальної частинами приладу. Не останню роль у цьому процесі відіграє і недостатня екранування ультразвукового датчика. Виходячи з вищевикладеного, а також з того, що прийнятий корисний сигнал промодульований за частотою, внаслідок обраного принципу реєстрації кровотоку, випромінюваним сигналом, синхронне детектування є природним способом виділення корисного сигналу. Імпульсний ультразвукової допплерівський прилад зі звуковою індикацією без виділення інформації про направлення кровотоку. Блок схема імпульсного УЗ допплерівського приладу зі звуковою індикацією без виділення інформації про направлення кровотоку
показана на рис. 1.22 
Рис. 1.22 Блок-схема імпульсного УЗ допплерівського приладу зі звуковою індикацією без виділення інформації про направлення кровотоку 1 - УЗ датчик, 2 - УМ, 3 - попередній підсилювач, 4 - формувач імпульсів дозволу передачі, 5 - селектор передачі, 6 - селектор прийому, 7 - формувач імпульсів дозволу прийому (лінія затримки), 8 - генератор, що задає, 9 - синхронний детектор, 10 - ПВЗ, 11 - кварцовий резонатор, 12 - смуговий фільтр, 13 - УНЧ, 14 - гучномовець. Як видно, імпульсний прилад відрізняється від безперервно-хвильового наявністю формувача імпульсів дозволу передачі і прийому, а також селекторів передачі і прийому, керованих цими імпульсами. Вироблюваний опорним генератором 8 сигнал стробирующий селектором передачі 5 в строго певні проміжки часу, що задаються формувачем імпульсів дозволу передачі 4. Прийнятий сигнал також стробирующий за часом селектором прийому 6, а продетектированного синхронним детектором 9 сигнал запам'ятовується в пристрої вибірки та зберігання (ПВЗ) 10 до приходу наступного імпульсу. Положення "об'єму вибірки" на осі УЗ датчика або глибина розташування досліджуваної судини визначається тимчасової затримкою між імпульсом випромінювання та стробом прийому, який відкриває селектор прийому 6. Ця затримка задається формувачем імпульсів дозволу прийому 7. Так як амплітуда прийнятого продетектированного сигналу визначається потужністю випроміненого ультразвуку, а з-за імпульсного характеру випромінювання при однаковій амплітуді випромінюваних сигналів безперервно-хвильового та імпульсного приладів середня випромінювана потужність останнього буде менше, то на УМ імпульсного тракту подається більша напруга живлення, в порівнянні з безперервно -хвильовим режимом для забезпечення підтримання рівня середньої інтенсивності випромінюваного сигналу в імпульсному режимі. УЗ датчик імпульсного приладу являє собою один п'єзоелектричний елемент, який поєднує функції прийому і передачі, рознесені в часі. Приймальний тракт повинен забезпечувати захист вхідного каскаду від перевантажень під час випромінювання. В цілому, робота імпульсного УЗ допплерівського приладу аналогічна роботі радіолокаційної станції виявлення рухомих цілей. Практично весь математичний апарат і багато схемотехнічні рішення, напрацьовані у військовій області, без будь-яких змін можуть бути використані в медицині і навпаки. У цьому полягає сенс так званих подвійних напрямків, розвиток яких має величезне наукове і практичне значення. Синхронний квадратурний детектор і блок виділення інформації про направлення кровотоку Описані вище прилади не зберігають інформацію про направлення кровотоку, а дає лише величину зсуву частоти. Інформація про направлення необхідна, щоб стежити за зміною швидкості кровотоку в перебігу кардіоциклу в тих судинах, де виникає зворотний кровотік, або якщо напрямок кровотоку несе діагностичну інформацію, наприклад, при дослідженні вен при недостатності серцевих клапанів. Для того, щоб розділити сигнали, що несуть інформацію про прямому і зворотному кровотоці, найбільш широко в сучасних приладах застосовується квадратурна демодуляція (рис. 1.23.). 
Рис. 1.23 Блок схема квадратурного демодулятора Х - перемножителя, ПФ - смугові фільтри. Посилений сигнал з виходу попереднього підсилювача 3 (рис 1.21, 1.22) подається на два перемножителя Х, що виконують роль детекторів, на керуючий вхід одного з яких подається сигнал з виходу опорного генератора , На керуючий вхід іншого - сигнал, зрушений щодо першого на  , Тобто  . Таким чином, на виході одного з каналів присутній синфазний сигнал  , Описуваний (5), на виході другого - квадратурний сигнал  , Що має вид: 
або  (6) Знак допплерівського зсуву, а значить, і напрямок кровотоку визначається по співвідношенню фаз прямого (синфазного) і квадратурного каналів. Якщо цей зсув позитивний, то квадратурний сигнал відстає на від синфазного, і випереджає в іншому випадку. З виразів (5) і (6) випливає, що для розділення сигналів необхідно "зрушити" один з каналів щодо іншого на , А потім зробити сумарно-різницеву операцію над отриманими сигналами. Із запропонованих до цих пір методів розділення сигналів прямого і зворотного кровотоку найбільший розвиток отримали 2 методи: обробка прямого і квадратурного каналу в фазовій області; застосування цифрової обробки сигналів і, зокрема, фільтра Гільберта.
П  ервий метод пояснюється на ріс.1.1.7.2.3. Рис. 1.24 Виділення сигналів прямого і зворотного кровотоку в фазовій області. Обидва сигнали, прямий і квадратура, описувані відповідно рівняннями (2.3) і (2.4), переносяться на і підсумовуються з іншим, несдвінутим, сигналом. У результаті виходять два повністю розділених каналу. Так, зрушуючи прямий сигнал , Описуваний (5), отримуємо: 
Підсумовування з квадратурний сигналом призводить до видалення компонента, що відноситься до зворотного кровотоку: 
Точно також, зрушуючи квадратурний канал і підсумовуючи з прямим каналом , Отримаємо компоненту зворотного кровотоку: 
Другий підхід грунтується на застосуванні фільтра Гільберта. ФГ представляє собою звичайний, нерекурсивний фільтр. Саме з-за свого властивості зрушувати фазу на 90 , він застосовується в модемах як детектор огинаючої. Коефіцієнти ФР розраховуються за формулою: 
для  , Де  - Порядок ФР, і  для  . Так як ФР реалізується в цифровому вигляді, опрацьований сигнал повинен бути оцифрований за допомогою АЦП. У цьому випадку тракт обробки прямого і квадратурного каналу має вигляд, показаний на рис. 1.25: 
Ріс.1.25 Виділення сигналів прямого і зворотного кровотоку в частотній області. Тут Z - лінія затримки на половину довжини ФР. Таким чином, структурна схема безперервно хвильового УЗ допплерівського приладу
зі звуковою індикацією і виділенням інформації про направлення кровотоку виглядає як показано на рис. 1.26. Відмінність від раніше розглянутої схеми - у блоках 5 і 7. Блок синхронного детектора 5 включає в себе схему формування квадратурного сигналу, яка буде розглянута пізніше і розглянуту раніше схему квадратурного демодулятора рис. 1.24. Блок 7 містить два смугових фільтра і схему виділення інформації про направлення кровотоку - рис. 2.4. або 2.5., сигнали з виходів яких посилюються за допомогою УНЧ і подаються на гучномовці, головні телефони 9. 
Ріс.1.26 Блок схема безперервно-хвильового допплерівського приладу з виділенням інформації про направлення швидкості кровотоку 1 - УЗ датчик, 2 - УМ, 3 - попередній підсилювач, 4 - генератор, що задає, 5 - синхронний детектор і схема формування квадратурних сигналів, 6 - кварцовий резонатор, 7 - смуговий фільтр і схема виділення сигналів прямого і зворотного кровотоку, 8 - УНЧ , 9 - гучномовці. Формувач квадратурного сигналу. Як було показано в п.1.1.6., Для поділу каналів прямого і зворотного кровотоків, необхідно сформувати два сигнали, зсунуті один відносно іншого на . На практиці замість того, щоб множити сигнал  на  і  , Цей сигнал множать на сигнал прямокутної форми (меандр) з частотою, кратною  . Аналітичне подання такого сигналу []:  (7)
Як видно з наведеного висловлювання, синхронна демодуляція в цьому випадку зводиться до синхронного детектування за допомогою набору синхронних демодуляторів з коефіцієнтами посилення  і несучими частотами  . Вхідним виборчим підсилювачем, що нівелюють пролезание в низькочастотну область спектру вихідного сигналу компонент з частотами є сам ультразвуковий датчик, що працює в області свого резонансу. Таким чином, завдання демодуляції вхідного сигналу зводиться до задачі детектування цього сигналу за допомогою найпростішого аналогового ключа, керованого сигналам, що має форму меандру, і описуваного (7). Це завдання найбільш просто вирішується в цифровому вигляді за допомогою трьох D тригерів (ріс.1.27). 
Рис. 1.27 Блок схема формувача квадратурного сигналу. | | | | | | | | | | | | | Перевагою даної схеми в порівнянні з аналогової є відсутність дискретних компонентів і, як наслідок, набагато менші частотні, тимчасові і температурні похибки зсуву фаз. Тимчасова діаграма для даної схеми наведена на рис. 1.28.
Рис. 1.28 Тимчасова діаграма роботи формувача квадратурного сигналу Як видно з даної діаграми, частота опорного сигналу повинна бути вище частоти результуючих сигналів в чотири рази. Таким чином, для роботи допплерівського приладу в діапазоні 2 МГц частота на виході опорного генератора повинна становити 8 МГц, для 4 МГц - 16 МГц, і для 8 МГц - 32 МГц. При побудові приладів, що працюють на частотах понад 20 МГц, частота опорного генератора стає вище 80 МГц. При проектуванні блоків генератора, формувача квадратурного сигналу і змішувача, що працюють на таких частотах, пред'являються підвищені вимоги до розводки друкованої плати, її екранування, які важко забезпечити. Тому виникає відхилення різниці фаз сигналів, що подаються на квадратурний детектор від , Що призводить до проникнення цього відхилення у вихідний сигнал, і, як наслідок, до спотворень результатів обробки допплерівського сигналу. Так, якщо сигнал, що подається на детектор прямого каналу, має вигляд , А сигнал, що подається на детектор квадратурного -  , Тобто є помилка зсуву опорного сигналу від величини , То в цьому випадку вираз для відфільтрованого квадратурного сигналу набуває вигляду: 
Як неважко помітити, отриманий вираз легко перетворюється в наступне: 
Тобто квадратурний сигнал в цьому випадку містить частина прямого сигналу. Це - випадок так званого "пролезания" або відсутності поділу каналів. Зрушення цього сигналу на аналоговим або цифровим способом і проведення над отриманим результатом сумарно-різницевої операції вже не призведе до повного поділу сигналів прямого і зворотного кровотоку, і результати розрахунків спектрограми та індексів будуть перекручені. На рис. 1.29 наведена змодельована спектрограмма для випадку  . Для прикладу на рис. 1.30 наведена таж сама спектрограмма для  . 
Рис. 1.29 Спектрограма сигналу при наявності відхилення зсуву фаз опорного сигналу квадратурного детектора від величини
Рис. 1.30 Спектрограма сигналу при відсутності відхилення зсуву фаз опорного сигналу квадратурного детектора від величини Ультразвуковий спектроаналізатор Для кількісної оцінки параметрів досліджуваного кровотоку застосовуються алгоритми цифрової обробки сигналів (ЦОС) та, зокрема, ШПФ із наступною побудовою спектрограми на екрані монітора. Сигнали з виходів смугових фільтрів квадратурного детектора рис 1.23 діскретізіруются допомогою двоканального АЦП і подаються на вхід блоку ЦГЗ. Спектрограма досліджуваного кровотоку представляє собою спектральну щільність потужності його компонентів. Ця щільність потужності обчислюється звичайно з допомогою методу періодограмм, тобто зважуванням безперервного потоку даних за допомогою тієї чи іншої тимчасової функції, обчислення ШПФ (т.зв. короткочасного ШПФ), обчислення модуля комплексного результату ШПФ і відображення отриманого результату за допомогою функції гамма корекції. За результатами отриманої спектрограми, а точніше, її обвідної, розраховуються так звані індекси, що є кількісною оцінкою досліджуваного кровотоку. Строго кажучи, для обчислення індексів розрахунок і побудова спектрограми не обов'язкові, так як для отримання обвідної цілком придатні інші методи, які не потребують таких обчислювальних витрат, як ШПФ. Необхідно відзначити, що виділення обвідної може бути вироблено в аналоговій формі. Такий підхід характерний для деяких портативних УЗ приладів, а також застарілих апаратів, тобто для тих приладів, де розрахунок ШПФ або утруднений, або є зайвим через відсутність засоби відображення спектрограми. Такі прилади можуть бути класифіковані як детектори огинаючої. Алгоритми ЦГЗ можуть бути реалізовані як апаратно із застосуванням цифрових процесорів обробки сигналів (ЦПОСІ), так і програмним чином, завдяки достатньою для цих цілей продуктивності сучасних процесорів персональних комп'ютерів. Апаратна реалізація ЦГЗ виправдана там, де продуктивності універсального процесора не вистачає на одночасну обробку даних, що приймаються, розрахунок параметрів і вивід інформації на екран. Це характерно для дешевих або портативних спеціалізованих рішень УЗ доплерівської апаратури. Наприклад, для відображення на екрані Nг = 400 ліній по горизонталі для двох каналів за час Те = 2 с, максимально допустимий час обчислення однієї спектральної складової одно Т1 = Те / (Nг * 2) = 2,5 мс. Враховуючи, що для обчислення ШПФ (без урахування попередньої фільтрації і наступних взяття модуля та іншої обробки) необхідно виконати [9]  комплексних арифметичних операцій (типу множення зі складанням), де N - кількість точок ШПФ (зазвичай N = 256), максимально допустимий час на виконання однієї такої операції одно Т0 = Т1 / М = 1,25 мкс. Широко представлені в даний час спеціалізовані цифрові процесори обробки сигналів спеціально розроблені для даної мети. У порівнянні з мікропроцесором 486DX2-66, що виробляє розрахунок 1024 точкового ШПФ за 20 мс, ЦПОСІ ADSP2101 з циклом в 60 нс вирішує ту ж задачу за 2,23 мс, тобто на порядок швидше. Одне з можливих апаратних рішень допплерівського спектрального індикатора швидкості кровотоку представлено на рис. 1.31.
Рис. 1.31 Структурна схема апаратної реалізації допплерівського спектрального індикатора швидкості кровотоку.
Тут РК - блок радіоканалу, що забезпечує Живлення УЗ датчика, знімання з нього інформації, посилення сигналів високої і низької частоти, виділення допплерівських сигналів і перенесення останніх з несучою частоти в низькочастотну область. ЦПОСІ - блок сигнального процесора, що виконує квантування аналогових доплерівських сигналів за часом, дискретизацію за амплітудою і який обчислює спектральні складові за допомогою БПФ. ПК вирішує завдання відображення обчислених спектральних складових на екрані, розраховує чисельні параметри кровотоку та документує результати вимірювання. Блок ЦПОСІ зазвичай виконується у вигляді плати розширення, встановленої усередині ПК, тобто обмін між ЦПОСІ та ПК відбувається за внутрішньою шини ПК, що забезпечує необхідну швидкість пересилання даних для відображення спектру в реальному масштабі часу. Наприклад, для шини ISA пересилання слова даних по шині з тактовою частотою Fт = 4,33 МГц займає як мінімум чотири цикли шини, а пересилання всій спектрограми (два канали) - Т3 = (4 * N * Nг * 2) / Fт = 200 мс. Весь інший час Т4 = Те - Т3 = 90% Те процесор IBM PC витрачає на відображення спектрограми і розрахунок параметрів кровотоку. Приклад структурної схеми такої плати показана на рис. 1.32.
Рис. 1.32
Структурна схема плати ЦПОСІ.
Спеціальна частина
Розробка функціональної схеми вимірювача
Особливість УЗДП складається у використанні як зондуючого сигналу механічних вібрацій, що передаються в тіло людини. У процесі роботи приладу виробляються 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 УЗ. АІ = d * c, де d - щільність середовища (кг / м 3), с - швидкість поширення УЗ в середовищі. Циклічний рух елементів тканин на поверхні, вироблене п'єзоелектричної пластиною, викликає свою чергу, силові дії на елементи тканин з більш глибоких шарів, і, відповідно, їх циклічне переміщення і т.д. Таким чином, за рахунок передачі силових впливів стиснення-розтягування між сусідніми елементами тканин виникає передача механічних вібрацій в тіло людини, зване УЗ хвилею. В даний час в УЗДГ застосовується УЗ з частотами до 20 МГц, Так, наприклад, при УЗ обстежень голови використовують найнижчі частоти порядку 0.5 - 2 МГц, при обстеженні периферичних судин - до 10 МГц, в офтальмології - до 15 Мгц. А чим вище частота, тим нижче мінімальна реєстрована швидкість, тому, що застосовуються в даний час УЗДП, мають обмеження на мінімальну реєстровану швидкість. Зазначене обмеження виникає з двох причин: Допплеровский зрушення (різниця частот випромінюваного і прийнятого сигналу) прямо пропорційний частоті УЗ сигналу, на якій проводиться дослідження кровотоку - тобто чим нижче частота УЗ, тим менше допплерівський зсув, одержуваний при обстеженні одного і того ж кровотоку на різних частотах. Так, середнє значення мінімальної реєстрованої швидкості для УЗДП, що працює на частоті 8 МГц, складає 2 см / с, що, але меншою мірою, вдвічі більше величини, характерної для кровотоку в малих венах, і більше
ніж на порядок перевищує швидкість кровотоку в капілярах (табл.1).
Таблиця 1. Середня швидкість руху крові в різних судинах. Посудина
| Середня швидкість течії в см / с
| Аорта
| 30-60
| Великі артерії
| 20-40
| Відня
| 10-20
| Малі артерії, артеріоли
| 1-10
| Венули, малі вени
| 0.1-1
| Капіляри
| 0.05-0.07
|
Обмеження, які накладаються на частотний діапазон існуючих допплерівських вимірювачів швидкості кровотоку, обумовлені, в основному, двома причинами: складністю отримання прийнятних параметрів УЗ перетворювача, виконаного на основі п'єзокераміки, для роботи на частотах понад 10 МГц. Товщина п'єзокерамічної пластини, використовуваної в якості активного елементу, складає половину довжини хвилі, і на частотах понад 10 МГц стає менше 0.2 мм. Через існування пір в обсязі кераміки, напилювані на протилежні поверхні п'єзокерамічної пластини електричні контакти утворюють електричні з'єднання один з одним через ці пори, і такий перетворювач стає непридатним для роботи; існуючі в даний час схеми побудови блоків обробки сигналів УЗ перетворювачів (в діапазоні до 16 МГц) припускають виробляти цю обробку безпосередньо в ВЧ області, що призводить до ускладнення схеми, посилення вимог до параметрів ЕРЕ і, як наслідок, до помітного подорожчання всього допплерівського комплексу. Спрощена блок схема безперервно-хвильового НЧ УЗ індикатора показана на малюнку 2.1.
1 2 3 5 6
    
  
4 
 
рис 2.1 Блок схема безперервно-хвильового допплерівського індикатора швидкості кровотоку де 1 - Малошумящий підсилювач 2 - НЧ фільтр 3 - Фазовий детектор 4 - Генератор 2 МГц 5 - Підсилювач 6 - АЦП Розглянемо роботу даної схеми: Вироблюваний генератором, що задає 4 сигнал подається на вхід випромінюючого перетворювача і випромінюється у вигляді акустичної хвилі, сфокусованої за напрямом досліджуваної судини. Відбитий сигнал, що несе інформацію про рух формених елементів крові в даному посудині, перетвориться прийомним елементом УЗ датчика, розташованим навколо випромінюючого, посилюється підсилювачем з малим рівнем шумів 1 і детектується фазовим детектором 3, керованим генератором, що задає 4. Відображення УЗ відбувається на межі розділу середовищ з різними АІ, причому величина відображення УЗ прямо пропорційна різниці АІ середовищ. Генератор пристрої зібраний на транзисторі VT1. Робоча точка генератора визначається опором резисторів R8C4. Максимально досягається за допомогою генератора потужність обмежена величиною струму високої частоти (2 МГц), що проходить через кварц. Занадто великий струм високої частоти нагріває кристал, що негативно позначається на стабілізації частоти. Тому генератор розрахований на невелику потужність (близько 8мВт), але при високій стабільності коливань. Необхідну потужність отримують в наступному каскаді, зібраному на транзисторі VT2, за схемою з розділеним навантаженням. Робоча точка каскаду визначається співвідношенням резисторів R10R11. У ланцюг емітера включений випромінюючий п'єзоелемент. У ланцюг колектора паралельний коливальний контур, настроєний на частоту генератора (2 МГц) з якого опорний сигнал надходить на фазовий детектор. Посилений малошумливим підсилювачем 1 сигнал далі фільтрується смуговим фільтром 2 для усунення низькочастотних перешкод, що виникають внаслідок відображення УЗ сигналу від повільно рухаються стінок посудини (амплітуда сигналу від яких на кілька порядків вище амплітуди корисного допплерівського сигналу) та високочастотного шуму і подається потім на підсилювач 5 і далі на АЦП. Необхідність низькочастотної фільтрації викликана наявністю потужних низькочастотних складових у спектрі прийнятого УЗ сигналу, обумовленим різними артефактами (коливаннями стінок судин, так званим "пролезание" сигналу з виходу передавача на вхід приймача, що особливо характерно дня приладу, що працює в безперервному режимі). Схема фазового детектора детектирует різниця фаз двох сигналів, так що при наявності різниці фаз можуть бути прийняті певні заходи з коригування. Фазовий детектор часто називають також фазовим дискримінатором або частотним компаратором. Схема фазового детектора близька до схеми дискримінатора (демодулятора) ЧС-сигналів, а їхні основні робочі характеристики практично ідентичні. Підлягає аналізу сигнал прикладається до вхідних обмотці L 4 і трансформується у вторинну обмотку L 5. Вторинна обмотка шунтується конденсатором змінної ємності С 1, завдяки чому утворюється паралельний резонансний контур, настроєний на частоту контрольного (опорного) сигналу, який прикладається до первинної обмотці L 2 трансформатора і наводиться на L 3. Якщо обидва сигналу мають ідентичні частоти, то при гарній балансуванню системи, прикладаються до діодів сигнали однакові. Кожен діод проводить через напівперіод, внаслідок чого через діоди протікають пульсуючі струми. Однак пульсації напруги на резисторах R 13 і R 14 зводяться до мінімуму завдяки фільтруючому дії конденсаторів З 7 і С 2, так що через R 13 і R 14 протікають практично постійні струми. Унаслідок використання центрального відведення в обмотці L 5 і рівності резисторів R 13 і R 14 падіння напруг на цих вихідних резисторах рівні й протилежні за знаком; тому при рівності частот сигналів вихідна напруга дорівнює нулю. Індуктивність L 3 не пов'язана з L 4, тобто вона є вторинною обмоткою трансформатора L 3 L 2. Оскільки котушка L 3 пов'язана з входом і виходом системи, кожен діод схильний до дії двох сигналів: опорного і вхідного. Проте загальну напругу на кожному діоді є не арифметичної, а векторної сумою напруг сигналів. Це пояснюється тим, що падіння напруги E L 5 на нижній половині вторинної обмотки, що відраховується від середньої точки цієї обмотки, випереджає на 90 0 струм I до, що протікає через цю частину обмотки, з цієї ж причини падіння напруги Е L 5 на верхній половині вторинної обмотки, також відраховується від середньої точки цієї обмотки, повинно відставати від вектора I k на 90 0; Якщо вхідний сигнал на L 4 відрізняється від опорного сигналу на L 2, то фазові співвідношення сигналів у розглянутому компараторі змінюються, в результаті чого один з діодів проводить кращий за інший. Тому падіння напруги на одному з вихідних резисторів стає більше падіння напруги на іншому резистори і їх сумарне падіння напруги перестає бути рівним нулю, причому його величина і полярність залежать від різниці цих падінь напруг. При зміні частоти вхідного сигналу коливальний контур L 5 C 1 виходить з резонансу і струм I k у вторинній обмотці не змінюється у фазі з е.р.с. E інд. Це пояснюється тим, що коливальний контур на частоті вище або нижче резонансу має індуктивний або ємнісний опір. Але між I k і Е L 5 зберігається різниця фаз, рівна 90 0. У результаті цього напруга на діоді VD1 збільшується а на діоді зменшується. У цьому випадку діоди проводять неоднаково, і на виході компаратора з'являється напруга. Зміна частоти вхідного сигналу в іншому напрямку призводить до збільшення Е VD 2 і зменшення Е VD1. З'являється вихідна напруга, полярність якого протилежна полярності напруги, що утворюється в попередньому випадку. Однак перед подачею прийнятого сигналу на детектор, його необхідно посилити тому сигнал дуже слабкий. Для цього використовується малошумлячий підсилювач з малим дрейфом. З виходу фазового детектора сигнал, через підсилювач на мікросхемі К224ПП1, надходить на АЦП. З АЦП оцифрований сигнал за допомогою інтерфейсу RS-232C надходить на блок ЦПОСІ. При відносно повільної передачі сигналів (порядку сотень бітів у секунду) найбільш підходящим є стандарт RS-232C. Цей стандарт визначає рівні сигналів обох полярностей, а величини гістерезису і часу запізнювання звичайно задаються вхідними формувача (для вихідного формувача потрібні джерела живлення негативною і позитивною полярностей, а для вхідного перетворювача це не обов'язково). Типова структура приведена на малюнку 2.1.2.
|
 1488 RS-232C 8Т16
Т        ТЛ ТТЛ
330 пФ
рис. 2.2. Треба відзначити, що при конденсаторі навантаження ємністю 330 пФ забезпечуються часи наростання і спаду на рівні менше 1 мкс. Стандарт RS-232C широко використовується при передачі даних між термінальним обладнанням і ЕОМ зі стандартизованими швидкостями в діапазоні від 110 до 19200 біт / с. Повний стандарт визначає навіть розпайку контактних висновків сверхминиатюрном 25-контактного роз'єму типу D і зазвичай використовується при передачі даних у стандарті IEEE422 / Застосування ПК в медичній діагностичній апаратурі не тільки
має своєю метою універсалізацію використовуваного лікарями обладнання, а й зниження його вартості, що особливо актуально дано російської медицини. Головна проблема, яку вирішує застосування ПК в розробляється приладі - це можливість побудови апаратури обробки даних з мінімальними витратами. Можливості сучасних процесорів дозволяють робити складні обчислення в реальному масштабі часу, що раніше було під силу тільки спеціалізованим цифровим процесорам обробки сигналів (ЦПОСІ).
Розробка принципової схеми вимірювача
                                               
f 0 1 
3 V
2
 45 6 7 8
   f 2
      
    f g
f 0
рис 2.3 Структурна схема УЗ вимірювача швидкості кровотоку з використанням ефекту Допплера.
Вимірювальний ділянка цих пристроїв містить два встановлених на тілі п'єзоелектричних перетворювача 1 і 2 з діаграмами спрямованості, пересічними на осі кровотоку або в точках перетину, де швидкість дорівнює середній швидкості потоку. Для отримання максимальної чутливості кути між осями головних пелюсток діаграм спрямованості перетворювачів і напрямом потоку встановлюються додатковими до 180 0. Випромінюючий перетворювач 1 збуджується генератором 4 синусоїдальних коливань. Безперервні УЗ коливання з частотою f 0 розсіюються на неоднорідностях потоку, якими можуть служити еритроцити в крові. Переміщаються разом з потоком розсіювачі можна розглядати як вторинні джерела УЗ коливань з частотою
f 1 = f 0  , де v - швидкість переміщення розсіювача; с - швидкість звуку в контрольованому середовищі; - кут введення УЗ коливань в потік. Вторинні УЗ звукові коливання, що виникають в області 3, досягають прийомний перетворювач 2 і сприймається як коливання з частотою:
f 2 =  , Центральна частота доплерівського спектру визначаються як різниця f д = f 0 - f 2 =  . Безперервні УЗ коливання, сприйняті перетворювачем 2, перетворюються в електричні і через підсилювач 5 надходять на вхід змішувача 6 частоти, на другий вхід якого подається частота збудження f 0. Фільтр нижніх частот 7 використовується для виділення доплерівської частоти f д, яка реєструється частотоміром 8. Якщо врахувати, що об'ємний витрата Q через вимірювальний ділянка круглого перерізу діаметром D пов'язаний зі швидкістю потоку в озвучується області співвідношенням:
 ,
де m - коефіцієнт, що враховує розбіжність середньої швидкості потоку зі швидкістю розсіювача, то статична характеристика допплерівського УЗ вимірювача швидкості кровотоку може бути представлена у вигляді 
Практичні схеми допплерівських УЗ вимірників дещо складніше зображеної на рис 2.3. У них проводиться облік «розмиття» допплерівського спектру через обмеженість кутовий ширини характеристик спрямованості перетворювачів. Завдяки відмінності проекцій швидкостей вторинних джерел УЗ коливань на межі озвучених областей відбитий від області 3 сигнал буде містити спектр частот від  до  . Ширина допплерівського спектру дорівнює:
 ,
Після нескладних тригонометричних перетворень:  =  ,
звідки випливає, що ширина спектра пропорційна кутовий ширині діаграми спрямованості. Збільшення діапазону вихідної частоти УЗ витратоміра за рахунок «розмиття» спектру, що в свою чергу, призводить до погіршення завадостійкості пристрою. Для ослаблення перешкод, супутніх відбитому сигналу, в ряді практичних реалізацій використовують автоматичні системи фазової або частотної підстроювання частоти. До методичних погрішностей допплерівських пристроїв в першу чергу відноситься сильна залежність вимірювальної інформації від змін швидкості звуку в контрольованому середовищі. Нерівномірність розподілу розсіювачів в озвучується обсязі, а також порушення умови їх гідродинамічної пасивності щодо потоку призводять до істотної випадкової похибки. Малий ККД перетворення (відношення енергії відбитих УЗ коливань до порушення) вимагає великих потужностей збудження. Для допплерівських вимірювачів швидкості кровотоку характерна сильна залежність показань від профілю швидкостей в вені або артерії, так як вони не є датчиками інтегруючого типу. Практичні схеми доплерівських вимірників, засновані на різних компенсаційних методах, не однаково реалізують наведені вище гідності. У схемі показаної на рис.2.4, напрями УЗ променя і потоку становлять кут, близький до прямого.
                                                               1 2 3 7 4 5 8 9
6 рис. 2.4 Типова структурна схема вимірювання зносу УЗ коливань Генератор 1 безперервних коливань робочої частоти збуджує випромінюючий пьезопреобразователя 2. Прийомний пьезопреобразователя 3 складається з двох ідентичних п'єзоелементів, зорієнтованих таким чином, що в нерухомій крові інтенсивності УЗ коливання поблизу лицьових поверхонь однакові. З появою руху швидкість звуку с і осереднення по довжині променя швидкість кровотоку v геометрично підсумовуються, і напрям розповсюдження УЗ коливань відхиляється від початкового на кут , величина якого визначається співвідношенням = arcsin v / c v / c Для збільшення чутливості цих пристроїв УЗ коливання, перш ніж досягти приймального перетворювача, відчувають кілька відбитків від внутрішньої поверхні артерії. У цьому випадку знесення променя біля лицьової поверхні приймального перетворювача виражається формулою: d = DN DN (v / c), де D - внутрішній діаметр артерії, N - число віддзеркалень УЗ коливань. Відношення зміни інтенсивностей УЗ коливань на прийомних пьезоелемента I до початкової інтенсивності I 0 в нерухомому середовищі можна вважати пропорційним відношенню зносу до середньої ширині УЗ променя на приймальному перетворювачі, тобто  ,
де k - постійний коефіцієнт. При цьому допущенні виявляється, що зміна інтенсивностей на прийомних пьезоелемента є мірою швидкості потоку в озвученій області середовища. 
Висловлюючи швидкість потоку через витрата, отримуємо спрощену статичну характеристику методу:  ,
де m - коефіцієнт, що враховує розбіжність середньої швидкості кровотоку зі швидкістю усередненої вздовж УЗ променя. Сигнали з прийомних п'єзоелементів надходять на диференційний підсилювач 4, вихідна напруга якого випрямляється за допомогою детектора 5 і реєструється індикатором 6. Для виключення залежності вихідної напруги від швидкості звуку схему зазвичай доповнюють імпульсно-циклічним вимірювачем швидкості звуку і арифметичним пристроєм для корекції результатів вимірювань. імпульсно-циклічний скоростемер включає в себе додатковий пьезопреобразователя 7, випромінюючий імпульси перпендикулярно осі артерії, і генератор 8 збуджуючих імпульсів, що утворюють єдину замкнуту ланцюг - «сінхрокольцо». У системі «сінхрокольца» кожен УЗ імпульс, відбившись від стінки артерії, сприймається перетворювачем 7 і знову запускає генератор. Частота проходження імпульсів у цьому пристрої, пропорційна швидкості звуку в контрольованому середовищі, разом з вихідною інформацією вимірника зносу надходить на вхід арифметичного пристрою 9, коригуючого результати вимірювань. Однак, оскільки контрольована середовище - кров - має цілком певну швидкість поширення звуку, то дана схема не представляє собою актуальну розробку. Фазовий метод вимірювання характеризується використанням безперервних УЗ коливань. В основі фазових схем лежить зіставлення зсуву фаз коливань, що пройшли через потік. Статична характеристика фазових УЗ вимірників має вигляд:  = 
                                      
t  
                           Схеми фазового методу мають багато реалізацій. Наприклад: 6
    2 Січень
3 4 5 7 серпня
рис.2.5 Схема електронної корекції в фазових УЗ швидкості кровотоку Первинний перетворювач цього УЗ приладу має два вимірювальних ділянки 1 і 2, які містять хвилеводи у вигляді призм. Випромінюючі перетворювачі порушуються генератором 3 безперервних УЗ коливань через широтно-імпульсний модулятор 4, на низькочастотний вхід якого від керуючого генератора 5 надходять прямокутні імпульси тривалістю 1. Прямокутні пакети коливань, пройшовши контрольоване середовище, перетворюються прийомними перетворювачами в електричні сигнали і подаються на вхід комутатора 6. Керуючі входи комутатора і фазометра 7 підключені до інвертує виходу керуючого генератора, який відкриває їх на час 2 = Т- 1, де Т - період проходження керуючих імпульсів. Тривалості пакетів прийомних сигналів менше випроменених і складають: П1 = Т - t 1 - 2, П 2 = T - t 2 - 2, де 2 - затримка у хвилеводі. Зі збільшенням швидкості звуку пакети імпульсів, що надходять на фазометр, розширюються, а тривалості імпульсів в них, визначаються різницею фаз коливань, зменшуються. Фазометр унормовує амплітуди імпульсів у пакетах на рівні U ф і усереднює їх, тому напруга, реєстроване вольтметром 8, залишається незмінним при коливаннях швидкості звуку в середовищі. Оптимальне значення періоду керуючих імпульсів Т, при якому відбувається повна автоматична компенсація показань пристрої, визначається залежністю Т = 2t 0 + 2, де t 0 - час розповсюдження УЗ коливань в нерухомому середовищі. При використанні перетворювачів без заломлення на основі цього способу може бути проведена компенсація температурних нестабільностей швидкості звуку. Мала чутливість фазових схем в сукупності з невисокою точністю вимірювань кута зрушення фаз (похибка 0,5-1%), ускладнює створення на основі цього методу вимірювачів швидкості кровотоку, однак цей метод є найбільш зручним з точки зору практичної реалізації та компенсації різних погрешнстей. 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 Як було зазначено вище, вимірювання середньої швидкості можливо тільки при рівномірному опроміненні судини. Проведені на імітаторі досліди показали що, за умови достатньої ширини УЗ пучка, що охоплює посудину і чіткої локалізації цього 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 рівномірне 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 (сонограмі) і прослуховуючи висоту тону допплерівського сигналу Необхідно також мати дані про форму розподілу складових кровотоку по перерізу посудини. 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 визначений за похибкою 2 - 3 градуси. У таблиці показано, як похибку в 3 градуса при завданні кута відбивається на обчисленні середньої швидкості. Звідси випливає висновок про необхідність ретельного вимірювання і установки кута нахилу датчика.
Таблиця 1. Похибка вимірювання швидкості для різних кутів нахилу датчика. | 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 посудину зігнутий, завдання вимірювання кута нахилу датчика ускладнюється. Також не можна гарантувати, що кров'яні тільця в такій посудині рухаються паралельно стінок посудини. Перетин датчика У таблиці похибки вимірювання площі поперечного перерізу судини через помилки у вимірюванні діаметру. З цієї таблиці видно, що зазначені помилки досить високі особливо для малих судин. Таблиця 2. Похибка вимірювання площі поперечного перерізу посудини для судин різного діаметра. | Діаметр, мм | 2 | 5 | 10 | 15 | 20 | 25 | | Похибка,% | 75 | 36 | 19 | 13 | 10 | 10 |
Додатковим джерелом похибки є зміна площі поперечного перерізу пульсуючої артерії. Зміна в 10% характерно для великих судин. Високочастотний фільтр Для того, щоб зменшити вплив на результати виміру дуже сильного луна-сигналу відбитого від стінок посудини, цей сигнал звичайно фільтрується високочастотним фільтром. Цим же фільтром прибираються низькочастотні складові від повільно рухається крові. Звичайно застосовується фільтр з перебудовуваною частотою зрізу. Рух судини Зміна або навіть втрата допплерівського сигналу може бути обумовлена рухом досліджуваної судини при диханні. Турбулентність Це явище властиве 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-який 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 незначною мірою впливає на результати вимірювання. Помилки виміру індексів Досить важко або взагалі неможливо добитися рівномірного опромінення досліджуваної 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 з співавторами (1983) опублікували результати дослідження діаграм спрямованості таких датчиків, причому в обох випадках відзначалися суттєві відмінності характеристик цих датчиків, випущених навіть одним і тим же виробником. Звичайно дослідження проводяться за «найкращого» 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 посудини залишається поза діаграми спрямованості і допплерівський спектр, а також індекси, що розраховуються на його основі, виявляються неспроможними. Головним висновком є те, що нерівномірний опромінення досліджуваної судини серйозним чином впливає на форму допплерівського спектру, що, у свою чергу, призводить до неправильного розрахунку індексів. Аналіз обвідної допплерівського сигналу 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 досліджуваної судини. Завдання 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, чи 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 нормальне або патологічному стані досліджуваної судини. Необхідно відзначити, що кожний наступний етап залежить від попереднього, тому різні методи дослідження судин, різні метол цифрової обробки і різні алгоритми розрахунку огинаючої в сукупності будуть впливати на результати і на якість обробки наступних етапів. Досвідчений фахівець може багато сказати про стан досліджуваного посудини тільки по аудіо сигналу допплерівського зсуву або по виду спектрограми. У цьому випадку досить важко буває визначити точну причину того або 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 зосереджена на одній стороні сонограми (наприклад, на огинаючої) і можуть ігнорувати очевидні для людського погляду речі. Висновок: Виходячи з вищевикладеного, ультразвукової 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.
|
| | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | Розрахунок надійності
Надійність є однією з основних інженерних проблем. Проблемою надійності займалися завжди з тих пір, як з'явилася техніка. Ненадійні вироби ніколи нікому не були потрібні. Давно вже було зрозуміло, що надійність пов'язана з надмірністю. У зв'язку з цим в інженерних розрахунках в різних областях техніки широко використовуються необхідні коефіцієнти запасу. Однак за останні 25-30 років проблема надійності технічних систем і вхідних в неї елементів сильно загострилася. Це обумовлено головним чином наступними причинами: Зростанням складності сучасних технічних систем, що включають до 10 4 -10 6 окремих елементів; Інтенсивністю режимів роботи системи або окремих
її частин: при високих температурах, високому тиску, високих швидкостях; Складністю умов, в яких експлуатується технічна система, наприклад: низькі або високі температури, високі вологість, вібрації, прискорення і радіація і т. п.;
4. Вимогами до якості роботи системи: високі точність, ефективність і т. п.; Підвищенням відповідальності функцій, виконуваних системою; високої технічної та економічної ціною відмови; Повної або часткової автоматизацією та виключенням особистої участі людини при виконанні технічної системою її функції, винятком безперервного спостереження і контролю з боку людини. Однією з головних причин загострення уваги до проблеми надійності є зростання складності технічних систем. Складність умов, в яких можуть експлуатуватися сучасні технічні системи, характеризується роботою в широких діапазонах температур від -70 до +70, наявністю вакууму, високої (98-100%) вологістю, вібраціями з великою амплітудою і широким спектром частот, наявністю лінійних прискорень до 10 300 (1000) і навіть 20 000 g, наявністю високої сонячної і космічної радіації. Це призводить до того, що ймовірності виникнення відмов можуть зрости в 25-100 або навіть 500-1000 разів в порівнянні з імовірністю відмов при роботі технічних систем в умовах лабораторій. Складність апаратури і важкі експлуатаційні умови контроль за справністю апаратури, що входить в технічну систему, що не дає можливості, своєчасно виявити процеси, що призводять до відмови, і попередити його появу. Проблема забезпечення надійності пов'язана з усіма етапами створення виробу і всім періодом його практичного використання. Надійність виробу закладається в процесі його конструювання і розрахунку і забезпечується в процесі його виготовлення шляхом правильного вибору технології виробництва, контролю якості вихідних матеріалів, напівфабрикатів та готової продукції, контролю режимів і умов виготовлення. Надійність зберігається застосуванням правильних способів зберігання виробів і підтримується правильною експлуатацією його, планомірним відходом, профілактичним контролем і ремонтом. I. При проектуванні вироби повинні бути враховані наступні фактори: Якість застосовуваних компонентів і деталей. Вибір комплектуючих компонентів і елементів повинен бути проведений з урахуванням умов роботи виробу (кліматичних і виробничих). Елементи повинні задовольняти вимогам за своїми функціональними властивостями та характеристиками, мати необхідну механічну, електричну і теплову міцності, необхідну точність і надійність і заданих умовах експлуатації. Необхідно прагнути застосовувати ті компоненти та елементи, що входять до схеми і конструкцію виробу, які показали у випадках, аналогічних виробів, що конструюються, найкращі результати. Це особливо важливо для виробів, що виконують відповідальні функції. Розробка складних виробів і систем показала, що при використанні уніфікованих компонентів, деталей, вузлів та елементів різко підвищується надійність виробу (системи). Це пов'язано з тим, що уніфіковані елементи краще відпрацьовані в схемном і конструктивному відношенні і мають усталену і добре контрольовану технологію виготовлення. В даний час широко поширюється модульно-блоковий (агрегатний) принцип побудови схем і конструкцій складних виробів. Складне виріб (система) складається з функціональних елементів, конструктивно оформлених у вигляді типових, стандартних за конструкції модулів або блоків. Стандартизація вхідних і вихідних сигналів, параметрів джерел живлення, габаритних і приєднувальних розмірів забезпечує спільну узгоджену роботу їх у виробі; 2) режими роботи компонентів і деталей. Це повинно відповідати їх фізичним можливостям. Використання компонентів і деталей у режимах, не передбачених для їх застосування, є одним з основних джерел відмов. Неправильний вибір робочих режимів зазвичай походить від незнання конструктором властивостей елементів, їх характеристик, впливу різних фізичних факторів та особливостей застосування. Не можна допускати режими більш важкі, ніж ті, які вказуються в офіційній технічної документації на компоненти, деталі або елементи і прилади, які обираються при конструюванні даного вироби. Суттєвим також є схемне рішення і конструкція виробу в цілому. Наявність перехідних процесів в схемі в окремі моменти її роботи може викликати появу додаткових чинників, що призводять до відмов. Різних варіантів розміщення компонентів, деталей і елементів усередині виробу буде відповідати різний мікроклімат, різні за величиною впливу вібрацій, радіації і т. д. Таким чином, правильний вибір і застосування компонентів і елементів схем і деталей конструкції, ретельна розробка схеми і її компонування, а також конструкції вироби є важливою умовою в досягненні його високої надійності; 3) доступність всіх частин виробу і вхідних в них компонентів, деталей, вузлів, блоків та елементів для огляду, контролю і ремонту або заміни. Це є важливою умовою у підтримці надійності в період експлуатації. В даний час
широко поширений модульно-блоковий (агрегатний) принцип побудови виробу дозволяє легко замінювати окремі елементи при збереженні загальної працездатності виробу (системи).
Легкий доступ до приладів, елементів, вузлів, деталей конструкції і компонентам схем для огляду полегшує експлуатацію виробу (системи) в цілому і забезпечує швидке відновлення його працездатності після появи відмови. У разі складних виробів і систем знаходять застосування пристрою для автоматичного контролю справності виробу (системи). Такі пристрої можуть використовуватися або для перевірки справності виробу (системи) перед початком її роботи, або для безперервного автоматичного контролю та індикації справності апаратури виробу в процесі його роботи. Наявність таких пристроїв, що дозволяють персоналу об'єктивно судити про працездатність вироби, має велике значення для його ефективності використання; захисні пристрої. При проектуванні виробі (систем) для автоматичного регулювання та керування необхідно така побудова схем і конструкцій, щоб відмова в роботі елемента, вузла, приладу не приводив до аварійного стану всього об'єкта.
У випадку, якщо цього не вдається добитися при побудові основної схеми або конструкції вироби, то необхідно введення спеціальних елементів або пристроїв захисту, що дозволяють запобігти розвитку аварійної ситуації (наприклад, шляхом переходу на роботу в більш грубому режимі, включення резервної системи управління і т. п .) - Одним із шляхів захисту є застосування резервування елементів, приладів і пристроїв, які несуть найбільш відповідальні функції.
II. При експлуатації виробів основними факторами, що впливають на їх надійність, є: умови експлуатації: кліматичні і виробничі. Дія високих або низьких температур навколишнього середовища; великі сезонні і добові коливання температури і вологості; висока вологість, туман, дощ, іній дуже впливають на надійність апаратури, що працює поза приміщеннями. Не менший вплив чинять високі температури, різке їх зміна, наявність вологи і різних агресивних домішок у повітрі при використанні в приміщеннях цехів металургійних і хімічних заводів Розміщення апаратури близько великих агрегатів і силових установок або близько великих машин пов'язане з впливом на них механічних, а часто і акустичних коливань. Це викликає прискорення старіння матеріалів і поява відмов. Якщо апаратура встановлюється на рухомих об'єктах: кораблях, поїздах, автомобілях, літаках, ракетах, то до дії
кліматичних факторів додається вплив вібрацій і прискорень; ретельно продумана система обслуговування має суттєве значення для збереження надійності виробів (апаратури). Налагоджений догляд за апаратурою, періодичний профілактичний огляд і контроль, встановлена за регламентом чистка та Підналагоджує, ремонт і заміна зношених деталей і елементів, характеристики яких показали при черговому контролі відхилення від норми, дозволяють запобігти відмови і продовжити термін служби виробу. Слід вказати на те, що створення системи правильного обслуговування сучасних складних технічних систем часто вимагає великих попередніх досліджень і призводить до появи нового наукового напрямку, пов'язаного з розробкою теоретичних основ та інженерних методів організації оптимального обслуговування; 3) кваліфікація та відповідальність обслуговуючого персоналу мають найважливіше значення для забезпечення надійності, довговічності та ефективності роботи виробу (апаратури). Надійність роботи апаратури одного і того ж типу буде істотно відрізнятися, якщо обслуговуючий персонал має неоднакову підготовку, або різну ступінь відповідальності за справність апаратури і виконання нею заданих функцій. Досвід показує, що часта зміна персоналу знижує відповідальність і, з іншого боку, заважає йому повністю освоїти апаратуру. Сучасні складні вироби для глибокого вивчення і освоєння вимагають значного часу практичної роботи, протягом якого виробляються необхідні навички в якісному проведенні профілактичних робіт, швидкої і правильному підборі і регулюванню апаратури, у відшуканні н усунення нескладних відмов і несправностей, заміну швидко зношуються частин і деталей. Розрахунок надійності електричної схеми: Генератор, що задає 1шт = 0,35 Резистори 32 шт = 0.68 * 32 = 21,76 Мікросхеми 5 шт = 15 * 5 = 75 Транзистори 4 шт = 0,84 * 4 = 3,36 Діоди 5 шт = 0,2 * 5 = 1 Конденсатори 16 шт = 0,625 * 16 = 1
Так як при експлуатації приладу інтенсивність відмов є константою:  ,
де - інтенсивність відмов (усереднена), Т - термін безвідмовної роботи (за ТУ). P = e -0.00001209388 * 8100 = 0,90668 Висновок: Надійність схеми задовольняють необхідним умовам.
Технологічна частина
ТЕХНІЧНІ УМОВИ Ці технічні умови (ТУ) поширюються на вимірювач кровотоку, призначеного для вимірювання швидкості кровотоку. Спеціальна виріб (СІ) має задовольняти вимогам ГОСТ 27.001-81. 1. ТЕХНІЧНІ ВИМОГИ. Основні параметри та характеристики: Діапазон вимірювань повинен бути від 10 -3 до 0,1 м / с. Похибка вимірювання лінійних розмірів за ГОСТом 26831-86 не повинна бути більше 0,8 мм. Струм споживання (при напрузі живлення 12 в) не повинен перевищувати 0,03 А. Частота проходження імпульсів повинна бути в межах 1,8-2.2 МГц Час встановлення робочого режиму має бути не більше 10 с. Напруга живлення приладу складає + -12 В + - 5%; 5В + -1%; Габаритні розміри приладу складають 150х150х40 Маса приладу не більше 350гр 2. КОНСТРУКТИВНО-ТЕХНІЧНІ ВИМОГИ. 1. Матеріали, напівфабрикати, електрорадіоелементи (ЕРЕ) і складальні одиниці, що застосовуються для виготовлення ультразвукового зонда, повинні відповідати державним стандартам, технічним умовам на них і мати паспорт (сертифікат) про приймання їх на підприємстві-виробнику. ЕРЕ, що йдуть на виготовлення вимірювача, повинні бути прийняті представником замовника на підприємстві-виробнику відповідно до діючих переліками. Основні складальні одиниці вимірювача власного виготовлення повинні випробовуватися на відповідність технічним умовам на них. 2. Якість складання, монтажу та зовнішній вигляд ультразвукового зонда повинні відповідати наступним вимогам: всі деталі, складальні одиниці повинні бути міцно закріплені без перекосів, органи управління та регулювання повинні діяти плавно і забезпечувати надійність фіксації; всі гвинти, болти і деталі, що мають різьблення, не повинні мати пошкоджень і повинні бути міцно застопорені згідно з кресленнями; основні складальні одиниці і деталі повинні маркуватися згідно з кресленнями; всі покриття повинні бути міцними, рівними, без подряпин і тріщин і забезпечувати захист від корозії. 3. ВИМОГИ ПО НАДІЙНОСТІ. 1. Напрацювання на відмову повинна бути не менше 5000 год 2. Середній технічний ресурс повинен бути не менше 8100 год 3. Середній термін служби не менше 5 років. 4. Прилад повинен бути стійкий до впливу наступних кліматичних факторів: - Температура навколишнього середовища від 10 до 35 С; - Відносна вологість повітря 80% при температурі 25 С; 5. Прилад в транспортній упаковці повинен бути стійкий до впливу кліматичних факторів: - Підвищеної температури навколишнього середовища до 50 С; - Зниженої температури навколишнього середовища до - 40 С; - Циклічного зміни температури і вологості на протязі 2 діб; - Прилад у транспортній упаковці повинен бути міцний до впливу вібраційних навантажень в діапазоні частот 10-55 Гц при амплітуді вібропереміщення 0,35 мм, ударних навантажень з піковим прискоренням 100 м / с (10g) з тривалістю дії ударного прискорення 16 мс, напрям впливу зазначених факторів - уздовж вертикальної осі приладу.
4. КОМПЛЕКТНІСТЬ ВИРОБИ. Виріб повинен поставлятися в комплекті, зазначеному в таблиці 1. Таблиця 1. | Найменування | Позначення | Кількість | Примітка | | Прилад |
| 1 |
| | Ультразвуковий зонд |
| 1 |
| Комп'ютер з процесором тактовою частотою не нижче Pentium 260 |
| 1 |
| Монітор SVGA |
| 1 |
| Тара для транспортування |
| 1 |
| | Паспорт |
| 1 |
|
ПРАВИЛА ПРИЙМАННЯ. 1. Правила приймання вимірювача повинні відповідати вимогам ГОСТ 20.57.302-76. 2. Всі 100% вимірників пред'явлених на приймально-здавальні випробування партії повинні проводиться на відповідність наступним пункту № 2 цих ТУ. 3. На приймально-здавальні випробування вимірювача пред'являються з протоколами проведення підробітки та технологічної трясіння. Примітка: На приймально-здавальні випробування представнику замовника пред'являються вимірювачі з протоколами про перевірку їх ВТК в обсязі приймально-здавальних випробувань. 5. Якщо кількість примірників вимірювача, забракованих по пунктах, що перевіряється у 100% вимірників, досягає 15% від пред'явленої партії, то вся партія пред'явлених вимірників вважається не витримала випробувань і повертається підприємству-виробнику для з'ясування причин браку, його усунення та повторної перевірки ВТК всієї партії вимірників. 6. Склад випробувань повинен відповідати таблиці 2
Таблиця 2 Номер пунктів ТУ | Види випробувань
| Номери пунктів методики ТУ | Приймально-здавальні випробування %
| 1
| Перевірка зовнішнього вигляду | 7
| 100
| 2
| Перевірка комплектності |
| 100
| 3
| Перевірка максимального напруги на контактах випромінюючого пьезоелемента |
|
20 | | 4 | Перевірка величини споживаного струму | 3 | 20 | | 5 | Перевірка частоти генерації | 4 | 100 | | 6 | Перевірка часу встановлення робочого режиму | 5 | 10 | | 7 | Перевірка напруги живлення |
| 10 | | 8 | Перевірка на вплив підвищених температур. |
| 10 | | 9 | Перевірка на міцність при транспортуванні |
| 10 | | 10 | Перевірка маси приладу | 8 | 10 | | 11 | Перевірка безпеки |
| 100 | | 12 | Перевірка віброміцності |
| 10 |
ТЕХНОЛОГІЧНИЙ ПРОЦЕС ВИПРОБУВАНЬ ПРИЛАДУ 1. Перевірка зовнішнього вигляду. Перевірка зовнішнього вигляду виконують візуально шляхом звірення з документацією. 2. Перевірка комплектності Комплектність виробу перевіряється звіренням дійсної комплектності вироби з даними таблиці 1. 3. Перевірка максимального напруження на випромінюють п'єзоелемент Максимальне змінну напругу на випромінюють п'єзоелементів при роботі приладу має бути не менше 10 В. Перевірку приладу на відповідність даній вимозі проводять в наступній послідовності: включити комп'ютер кнопкою «харчування», при цьому загоряється світлодіод поруч з кнопкою; під'єднати до гнізд Y1 і Y2 схеми перевірки електронний цифровий вольтметр, підготовлений для вимірювання напруги змінного струму. («0 В» вольтметра під'єднують до гнізда Y1); провести вимірювання напруги на гніздах; Після завершення перевірки від'єднати вольтметр від гнізд Y1 і Y2. Прилад вважають відповідним даній вимозі, якщо виміряна напруга не менше 10 В. 4. Перевірка величини споживаного струму Струм споживання приладу при роботі від джерела живлення +12 В-не більше 0,03 А. Для перевірки величини споживаного струму на відповідність вимогу, що перевіряється прилад підключити до зовнішнього регульованого джерела живлення, на якому встановити напруга (12 + - 0,5) В. Між плюсом джерела живлення і досліджуваним пристроєм включити міліамперметр з межею вимірювань 0 - 0,05 А . Включити прилад. Прилад відповідає даній вимозі, якщо виміряний струм споживання не перевищує 0,03 А. 5. Перевірка частоти генерації Частота генерації повинна бути в межах 1,8-2,2 МГц. Для перевірки приладу на відповідність даній вимозі до гнізд Y1 і Y3 підключити частотомір: у режимі випромінювання УЗ імпульсів провести вимірювання частоти генерованих приладом імпульсів. Прилад вважають відповідним даній вимозі, якщо виміряне значення частоти генерованих приладом імпульсів знаходиться в межах 1,8 - 2,2 МГц. 6. Перевірка часу встановлення робочого режиму Час встановлення робочого режиму має бути не більше 10 с. Перевірку часу встановлення робочого режиму проводити після включення приладу за допомогою електронного секундоміра С-18. Відрахувати після включення приладу 10 с, зробити виміри, передбачені в пунктах 3-5 справжніх ТУ. 7. Перевірка напруги живлення За допомогою цифрового вольтметра проводити перевірку живлячих напруг приладу. Для цього при включеному приладі виміряти напруги + - 12 В і + 5 В на роз'ємі живлення пристрою. Виміряні напруги повинні відповідати вищевказаним допусках. 8. Випробування на вплив підвищених температур проводити відповідно до ГОСТ 20.57.306-76, при цьому: - Час витримки в камері тепла при граничній котлу має бути не менше 18 ч. - Час витримки в нормальних умовах після випробувань при граничній температурі має бути 2 ч. Результати випробувань вважаються задовільними, якщо продукція відповідає вимогам пунктів 5 ... 8 9.Проверка на міцність при транспортуванні проводити за нормами, встановленими для приладів масою до 1 кг. 10. Перевірка маси приладу проводити зважуванням на технічних вагах з точністю до 10 гр. 11. Перевірка безпеки проводити згідно з вимогами щодо ГОСТ Р 50267.0 для виробів із зовнішнім джерелом живлення. 12. Перевірка віброміцності.
Прилад повинен бути міцний до впливу вібраційних навантажень в діапазоні частот 10 - 55 Гц з амплітудою вібропереміщення 0.15 мм. Напрямок впливу вібрації - уздовж вертикальної осі приладу. Після впливу вібраційного навантаження прилад візуально перевірити на відповідність 3 - 7, на відсутність механічних дефектів. Контрольно-перевірочна апаратура. Лінійка Мегаомметри М 4101 Ваги технічні У 11 Частотомір електронно-лічильний Ч3-63 Осцилографи універсальний С1-117 Вібростенд НД-8 Прилад комбінований Ц 4352 Секундомір СОС пр-26-2 Вольтметр універсальний В7-38 Камера тепла і холоду КТ 18-32 Примітка: Допускається застосовувати інше обладнання та засоби вимірювань, що забезпечують проведення випробувань відповідно до наведеної методикою і необхідну точність вимірювань.
|
|
| | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | Економічна частина
Розроблюваний вимірювач швидкості кровотоку призначений для використання в медичних установах для діагностики, планування хірургічного втручання і контролю лікування таких захворювань як: ішемічна хвороба мозку, патологічна звивистість сонних артерій,
стенозуючі ураження брахіоцефальних артерій і багатьох інших, тому розробка приладу актуальна. 4.1. Обгрунтування доцільності розробки нової техніки Доцільність розробки удосконаленого приладу визначається його роллю і значенням для медичних установ. При цьому важливо, щоб цей прилад був економічно ефективний і високої якості. Якість же залежить від функціонально-технічних характеристик, а його зміна оцінюється індексом технічного рівня розроблюваного приладу. Для визначення індексу технічного рівня потрібно: обгрунтувати перелік функціонально-технічних характеристик, які відображають рівень якості проектованої техніки; вибрати аналог (прототип), який буде використовуватися в якості бази для порівняння. Прототип повинен мати той же функціональне призначення. Функціонально-технічні характеристики проектованого приладу і його аналога, їх значимість заносяться в табл. 1.
Таблиця 1. Функціонально-технічна характеристика | Одиниця вимірювання
| Рівень функціонально- технічних характеристик
| Значимість характеристики якості виробу
| прототип | проектований прилад
| Мінімальна вимірювана ско-зростання кровтока |
мм / с |
11 |
5 | 0,5 | Середня робоча частота |
МГц |
8 |
16 |
0,3 | Виробник- ність УЗ сканера |
кадр / с |
5 |
20 | 0,2 |
Індекс технічного рівня проектованого приладу: I 'ту =  , де i, i 0 - рівень I-ої функціонально-технічної характеристики відповідно нового (проектованого) і базового виробів; i
- Значимість i-ої функціонально-технічної характеристики якості виробу; n - кількість розглянутих функціонально-технічних характеристик. Значимість i-ої функціонально-технічної характеристики I
визначається експертним шляхом, при цьому  = 1,0; Оскільки підвищення технічного рівня виробу пов'язано зі зниженням абсолютної величини функціонально-технічної характеристики, то i і i 0 у формулі індексу технічного рівня необхідно поміняти місцями: I 'ту = (11 / 5) * 0,5 + (16 / 8) * 0,3 + (20 / 5) * 0,2 = 2,5
4.2. Визначення показників економічного обгрунтування проектованого приладу Витрати на проектування і дослідне виробництво нового приладу визначається за даними переддипломної практики за такими статтями витрат: основні витрати; комплектуючі вироби і покупні напівфабрикати; витрати на спеціальне обладнання; заробітна плата розробників і робітників, зайнятих при виготовленні дослідного зразка; цехові витрати; загальнозаводські витрати; інші витрати; Заробітна плата розробників нового приладу розраховується на основі трудомісткості стадій робіт і обчислюється за формулою: З =  , Де к - кількість етапів, Т Е i - трудомісткість i-го етапу;  i - середня денна (годинна, місячна) тарифна ставка оплати робіт i-го етапу. Розрахунок заробітної плати зводиться до таблиці 2.
Таблиця 2. Стадія
| Трудоем кістку стадії, чол-год. | Виконавці
| Денна (Годинна) ставка , р.
| Середня Денна (Годинна) ставка , Р.
| Заробітна плата З i, р.
| Заробітна плата з урахуванням премії З осн i, р.
| | посаду | чисельність | Технічне з  Адані |
8
| Начальник відділу |
1 |
60 |
60 |
480
|
560 | |
Технічне пропозиція |
8 | Начальник етапу |
1 |
60 |
60 |
480 |
560 | Ескізне проектування |
24 | Головний інженер |
1 |
50 |
50 |
1200 |
1450 | Технічне проектування |
24 | Головний інженер |
1 |
50 |
50 |
1200 |
1450 | Розробка робочої документації |
36 | Головний інженер |
1 |
50 |
50 |
1800
|
2100 | Виготовлення досвідченого зразка |
1120 | зварник технік технолог електрик | 3 2 1 1 | 30 20 25 25 |
100 |
112000 |
125000 | Випробування (Регулювання, тестування) |
300 |
налагоджувальник |
2 |
35 |
35 |
10500 |
11900 |
1520 14 405 1265 80 143020 Витрати на проектування та виготовлення зразка зводяться в таблицю 3.
таблиця 3. № п / п | Найменування статей витрат
| Витрати, р
| Питома вага,% | | 1 | Основні матеріали | 21550 | 2,64 | | 2 | Комплектуючі і покупні матеріали | 350 000 | 42,88 | | 3 | З.п. розробників і виробників досвідченого зразка | 143 020 | 17,54 | | 4 | Відрахування на соціальні потреби (35,8%) | 51201,16 | 6,27 | | 5 | Накладні витрати (170%) | 243134 | 29,79 | | 6 | Інші витрати (5%) | 7151 | 0,88 |
Разом: З р. = 816056,16 100% Питомі виробничі витрати на розробку приладу розраховуються за формулою: У ЗР =  , Де N - річний обсяг виробництва проектованого приладу (реально можливий), шт. У ЗР = 816056,16 / 20 = 40802,8 4.3 Календарне планування та побудова директивного графіка
Календарне планування та побудова робіт з проектування та виготовлення дослідного зразка здійснюється за директивним графіком. Розробка календарного плану з проектування та виготовлення дослідного зразка здійснюється на підставі даних про трудомісткість робіт, пов'язаних з виконанням дипломного проекту. Результати зводяться в таблицю 4. Таблиця 4. Найменування етапів | Питома вага,% | Трудомісткість етапу, люд.-год | Кількість виконавців | Тривалість етапу, календарні дні | | 1 | 0,53 | 8 | 1 | 1,5 | | 2 | 0,53 | 8 | 1 | 1,5 | | 3 | 1,58 | 24 | 1 | 5,2 | | 4 | 1,58 | 24 | 1 | 5,2 | | 5 | 2,37 | 36 | 1 | 6,4 | | 6 | 73,68 | 1120 | 7 | 27 | | 7 | 19,74 | 300 | 2 | 27 |
100% 1520 1914 73,8 Виробничий цикл кожного етапу: Т ц i =  , де T е. i - трудомісткість етапу, люд.-год; t рд-тривалість робочого дня, год; q - кількість працівників, що одночасно беруть участь у виконанні робіт, чол. Перерахунок тривалості виробничого циклу в календарні дні провадиться множенням на коефіцієнт 1,4
7        етапи
6    
5   
4     
3   
2  
1 
1,5 3,0 6,3 8,5 12,8 40 58 Календарні дні У зв'язку з запаралелювання робіт термін розробки скоротився до 68 днів.
4.4. Собівартість проектованого приладу Собівартість проектованого вироби З нт визначається укрупнено - за питомою вагою в структурі собівартості статті витрат «Покупні вироби». Цей метод укрупненого розрахунку заснований на тому, що питома вага цієї статті витрат прототипу і проектованого приладу у відомих межах залишається незмінним і становить 17,5%. Витрати на комплектуючі зводяться в таблицю 5. З нт = С кі / d ки, де d ки - питома вага вартості покупних комплектуючих виробів у собівартості виробу в%. З нт = 35000/17, 5 = 2000р
Таблиця 5 % п / п | Назва комплектуючих | Кількість штук | Ціна одного вироби, крб | Загальна вартість | | 1 | Діоди | 30 | 1 | 30 | | 2 | Дроселі | 25 | 5 | 125 | | 3 | Джерела живлення | 2 | 1500 | 3000 | | 4 | Конденсатори | 1400 | 3 | 4200 | | 5 | Мікросхеми | 150 | 10 | 1500 | | 6 | Роз'єми | 110 | 15 | 1650 | | 7 | Резистори | 1900 | 1 | 1900 | | 8 | Стабілітрони | 2 | 5 | 10 | | 9 | Транзистори | 120 | 25 | 3000 | | 10 | УЗ - датчики | 4 | 4896 | 19585 |
3743 350 000 р
4.5. Відпускна ціна і економічна ефективність проектованого приладу.
Так як прилад є товаром народного споживання річні експлуатаційні витрати не розраховуються. Відпускна ціна базової техніки визначається за формулою: Ц б отп = С б (1 + р н), де С б - собівартість базової техніки; р н - нормативна рентабельність вироби (р н = 20%) Ц б отп = 100 000 * 1,2 = 120 000 Корисний економічний ефект нового приладу розраховується від виробництва нового приладу Е фп = С б I ту - С н, де С б, С н - собівартість базового і нового приладів. Е фп = 100 000 * 2,5 - 20000 = 230000 Відпускна ціна розраховується за формулою Ц отп = Ц б отп + Е фп До е., де К е - частка корисного ефекту, враховується на нову техніку (До е = 0,7) Ц отп = 100 000 + 230 000 * 0,7 = 261 000 р Рівень економічної ефективності нового приладу
Е зп =  , Е зп = 230 000 / (261 000 +4802,8) = 0,87
Висновок: Розрахований рівень економічної ефективності свідчить про доцільність проведення даної розробки.
Охорона праці та навколишнього середовища
Проектування системи кондиціювання при роботі з ПК. 5.1 Введення Темою мого дипломного проекту є: «Проектування вимірювача швидкості кровотоку». Одним з можливих застосувань ультразвуку в медичній діагностиці є доплерографія, тобто вимірювання швидкості крові в кровоносній посудині з допомогою ефекту Доплера. Сучасна апаратура обробки даних (Егуд) дозволяє визначити не тільки середньоквадратичне швидкість в посудині, а й відносні амплітуди сигналів, які відповідають різним швидкостям складових кровотоку. Це досягається за допомогою обчислення спектру прийнятого доплерівського сигналу в реальному масштабі часу.
Останнім часом медичне приладобудування є найбільш динамічно розвивається галуззю. За обсягом щорічно витрачаються матеріальних ресурсів розвинених країн ця область займає суттєву питому вагу в національному продукті, а з інвестицій та темпами розвитку в останні роки, наприклад, в США перевершує такі галузі промисловості, як аерокосмічну галузь і електроніку. Існуючі в даний час і широко представлені на російському ринку ультразвукові медичні діагностичні комплекси (УЗМДК) таких фірм, як Toshiba, Siemenсe, Hewlett-Packard, поряд з найширшими діагностичними можливостями, мають настільки високою ціною, що є недоступними для переважної більшості російських установ охорони здоров'я. Виходячи з вищевикладеного, дослідження і розробка УЗМДК, що включають основні функції таких приладів і переважаючих існуючі прилади за критерієм ефективність / вартість, є актуальним завданням саме для російської медицини. Сучасні УЗМДК успішно вирішують проблему одночасного відображення інформації про стан внутрішніх органів і кровоносної системи. У той же самий час, обстеження поверхнево розташованих судин та низькошвидкісних кровотоків до цих пір викликає певні труднощі, тому що існуючі прилади не дозволяють проводити такі дослідження. Можливість неінвазивної, об'єктивної та динамічної оцінки кровотоку по судинах малого калібру залишається однією з актуальних завдань сучасної ангіології та суміжних спеціальностей. Від її вирішення залежить успіх ранньої діагностики таких інвалідизуючих захворювань, як облітеруючий ендартеріїт, діабетична мікроангеопатія, синдром і хвороба Рейно. За допомогою високочастотної (ВЧ) ультразвукової допплерографії УЗДГ відкриваються перспективи у визначенні життєздатності тканин при критичній ішемії, великих опіках і обмороженнях. Таким чином, дослідження і розробка УЗМДК на базі ПК є актуальним завданням для сучасної медицини. 5.2 Аналіз умов праці на робочому місці. Перетворення і обробка інформації проводиться за допомогою ПК. Швидкість кровотоку відображається на моніторі. Таким чином вимірювач швидкості кровотоку (ІСК) це прилад вбудований в ПК і робота з ним може кваліфікуватися як робота оператора ЕОМ. Робота з ІБК виробляється в одній з лабораторій діагностичного центру, де встановлено прилад. Характеристика приміщення: Лабораторія має площу 7 6 м, висота стелі 3 м, є одне вікно висотою 2м і завдовжки 3м на відстані 0,8 м від підлоги. План приміщення з розташуванням робочих місць наведено на рисунку 5.1.
 
2
1 
3
5
4
Малюнок 5.1 - План робочого приміщення На малюнку 5.1 цифрами позначені: 1 - стіл; 2,3 - столи лаборантів; 4 - шафа з лабораторним обладнанням; 5 - крісло; У приміщенні працює 4 людини, таким чином, на одну людину припадає площа S = 7,0 м 2 і об'єм V = 31,5 м 3, за винятком площі шафи, столів та стільців, що відповідає СанПіН 2.2.2.542-96 (площа на одну людину не менше 6,0 м 2, а об'єм не менше 20 м 3, для навчальних установ 24 м 3). 5.3 Аналіз шкідливих факторів на робочому місці. Стан мікроклімату. У приміщеннях з ЕОМ параметри мікроклімату повинні відповідати ГОСТ 12.1.005 - 88 та СНиП 4088-86. Показниками, що характеризують мікроклімат, є: - Температура повітря; - Відносна вологість повітря; - Швидкість руху повітря; - Інтенсивність теплового випромінювання; Робота з медичним обладнанням може бути віднесена до категорії Iа - до цієї категорії відносяться роботи, вироблені сидячи і супроводжуються незначним фізичним напруженням. У приміщеннях з працюючими ЕОМ при роботі з ІБК параметри мікроклімату повинні відповідати значенням, наведеним в таблиці 1. У розглянутому приміщенні параметри мікроклімату не відповідають нормам.
Таблиця 1. Параметри мікроклімату на місцях користування ІБК. | Період року | Категорія робіт | Температура, о С | Відносить. вологість,% | | опт-а | доп-а | | Холодний | Легка - Ia | 22-24 | 21-25 | 40-60 | | Теплий | Легка - Ia | 23-25 | 22-26 | 40-60 |
Освітлення Нормування природного і штучного освітлення здійснюється СНіП 23-05-95 в залежності від характеристики зорової роботи і об'єкта розрізнення. Правильно спроектоване і виконане висвітлення забезпечує можливість нормальної виробничої діяльності. При оцінці природного освітлення важливо знати його достатність. Для оцінки достатності служить коефіцієнт природної освітленості (КПО), його нормативне значення е норм = 2% для зорової роботи високої точності. Об'єктами розрізнення в лабораторії є дані (графіки, таблиці, діаграми і т.п.), які відображаються моніторами. За вимогами до умов зорової роботи освітлення в розглянутому приміщенні поєднане (природне і штучне). Оскільки приміщення має малу запиленість і нормальну вологість, застосовуємо світильники типу ЛСП-02. Величини штучної освітленості і коефіцієнта природної освітленості на робочих місцях відповідають нормованим значенням згідно СНиП 23-05-95. Виписка із санітарних норм наведена в таблиці 2.
Таблиця 2. |
|
|
|
|
|
| | | | | | | | | | | | | | | | | Характе-ристика зорової роботи
Розряд та подразряд зорової роботи |
Контраст об'єкта з фоном |
Хар-ка фону |
Штучне освітлення, лк | Природне освітлення | Суміщене освітлення | | При системі комбінова-ного освітлення | При системі загального освітлення |
КПО, е Н,% при бічному освітленні | Середньої точності. Розмір об'єкта розрізнення св. 0,5 до 1,0 |
IV ст |
великий |
світлий |
400 |
200 |
1,5 |
0,9 |
Рівень шуму Допустимі рівні шуму на робочих місцях встановлюються відповідно до ГОСТ 12.1.003-83 і СН 3223-85. Для приміщень з комп'ютерами виписка з санітарних норм наведена в таблиці 3. Таблиця 3. Допустимі рівні звукового тиску L ДОП на робочому місці при роботі з ЕОМ.
Таблиця 3. | Рівні звукового тиску, дБ | Рівні звуку, дБА | | Середньогеометричні частоти октавних смуг, Гц | | 63 | 125 | 250 | 500 | 1000 | 2000 | 4000 | 8000 | | 71 | 61 | 54 | 49 | 45 | 42 | 40 | 38 | 50 |
Рівень звуку та еквівалентний рівень звукового тиску в розглянутому приміщенні, де працюють користувачі ІБК не перевищує 50 дБА. Характеристика приміщення за небезпекою ураження електричним струмом. Так як в даному приміщенні немає підвищеної небезпеки поразки електричним струмом, то в якості технічної заходи захисту використовується захисне заземлення. У розглянутому приміщенні знаходиться застосовується в роботі комп'ютерне обладнання (системні блоки, монітори, принтер, джерела живлення), а також медичне обладнання яке може стати причиною ураження людини електричним струмом. Захисним заземленням називається навмисне електричне з'єднання з землею або її еквівалентом металевих неструмоведучих частин, які можуть опинитися під напругою. Воно застосовується в мережах з ізольованою нейтраллю напругою до 1000 В і при будь-якому режимі нейтралі в мережах напругою вище 1000 В. Захисне заземлення зменшує напругу на корпусі відносно землі до безпечного значення, отже, зменшується і струм, що протікає через тіло людини Характеристика приміщення по пожежної безпеки. Для приміщень з ЕОМ, що не містять небезпечних легкозаймистих матеріалів, категорія пожежної небезпеки приймається - В. Для лабораторії повинні виконуватися всі норми відповідно до СанПіН 2.09.02-85. Згідно з цим приміщення оснащується пожежною сигналізацією для сповіщення персоналу будинку про своєчасну евакуації. Система евакуації передбачається стандартною в багатоповерховому будинку з коридорною системою. У результаті проведеного аналізу було виявлено що параметри мікроклімату не відповідають санітарним нормам. Для усунення шкідливого чинника вибирається кондиціонування повітря. Кондиціювання повітря Згідно СНіП 2.04.05-91 вентиляцію, повітряне опалення і повітряно-теплові завіси слід передбачати для забезпечення допустимих метеорологічних умов і чистоти повітря в обслуговуваній або робочій зоні приміщень (на постійних і непостійних робочих місцях). Кондиціювання слід передбачати для забезпечення нормованої чистоти і метеорологічних умов повітря в обслуговуваній або робочій зоні приміщення або окремих його ділянок. Кондиціювання повітря слід приймати: - Першого класу - для забезпечення метеорологічних умов, необхідних для технологічного процесу, при економічному обгрунтуванні або відповідно до вимог нормативних документів; - Другого класу - для забезпечення метеорологічних умов в межах оптимальних норм або необхідних для технологічних процесів; швидкість руху повітря допускається приймати в обслуговуваній зоні, на постійних і непостійних робочих місцях в межах допустимих норм; - Третього класу - для забезпечення метеорологічних умов в межах допустимих норм, якщо вони не можуть бути забезпечені вентиляцією в теплий період року без застосування штучного охолодження повітря, або оптимальних норм - при економічному обгрунтуванні. Зазвичай для забезпечення заданих параметрів мікроклімату доцільно використовувати вентиляцію, проте в нашому випадку це не можливо через низку особливостей робочого приміщення (лабораторія, медичне обладнання, тощо), тому ми будемо використовувати кондиціонування. Корисну продуктивність системи кондиціонування повітря (ВКВ) визначають за максимальним надмірним тепловим потокам у приміщенні в теплий період року за формулою:  (1)
де L - обсяг припливного повітря, м 3; c - теплоємність повітря, приймається 1,005 кДж / кг 0 С; p н - щільність припливного повітря, приймається 1,2 кг / м 3; t у, t п - температура що минає, і приходить повітря, 0 С; Q хат - теплонадлишки, кДж / год У приміщенні лабораторії є теплонадлишки: Q хат = Q про + Q л + Q осв + Q радий, (2) де Q про - виділення тепла від устаткування; Q л
- Надходження тепла від людей; Q осв - надходження тепла від електричного освітлення; Q радий
- Надходження тепла від сонячної радіації. Виділення тепла від устаткування: Q про = 3600 N 1 2, (3) де 1 - коефіцієнт використання настановної потужності, приймається 0,95; 2 - коефіцієнт одночасності роботи, приймаємо 1; N
- Сумарна настановна потужність, для даної кімнати приймається 1 кВт. Q про = 3600 1 0,95 1 = 3420 кДж / ч. Надходження тепла від людей: Q л = 3600 n q, (4) де n - кількість людей, що працюють у приміщенні; q
- Кількість тепла, виділеного однією людиною, приймається 545 кДж / ч. Q л = 4 545 = 2180 кДж / ч. Від електричного освітлення надходження тепла: Q осв = 3600 N k 1 k 2, (5) де N - сумарна настановна потужність світильників, кВт; k 1, k 2 - коефіцієнти, що враховують спосіб установки світильників і особливості світильників, приймаються k 1 = 0,35; k 2 = 1,3. Q осв = 3600 4 0,04 0,35 1,3 = 262,08 кДж / ч. Тепло, поступаемое від сонячної радіації: Q радий = q S, (6) де q
- Питомі надходження від сонячної радіації, приймаємо 135 кДж / м 2 год; S
- Сумарна площа вікон, м 2. Q радий = 135 6 = 810 кДж / ч. Таким чином, відповідно до формулами (1) і (2) витрата повітря: L = (3420 +2180 +262,08 +810) / [1,005 1,2 (20-15)] = 1106,48 м 3 / ч. Визначивши значення потрібної продуктивності системи кондиціонування повітря в приміщенні лабораторії, за довідником підбираємо необхідну кондиціонер. Для нашої лабораторії підійде кондиціонер фірми Toshiba JD-20 номінальною продуктивністю 1,5 тис.м 3 / ч. Висновок: Аналіз умов праці на робочому місці показав, що параметри мікроклімату не відповідають прийнятим нормам. В якості заходи щодо усунення впливу шкідливих факторів було вибрано кондиціонування. Був проведений розрахунок системи кондиціювання та вибрали кондиціонер.
Висновок
У ході виконання дипломного проекту мною було проведено аналіз великої кількості літератури та зроблені висновки про доцільність застосування наведених у проекті рішень. В аналітичному огляді був проведений аналіз існуючих аналогів та напрямки розвитку допплерівських вимірювачів швидкості кровотоку. Показано, що найбільш раціональної глибиною для високочастотних приладів, з точки зору співвідношення сигнал / шум і отримання максимальної потужності відбитого сигналу, є глибина розміщення досліджуваних судин, менша, ніж 0,5 см. Показано, що застосовуються в якості активних елементів існуючих НЧ УЗ датчиків п'єзоелектрики цілком придатні для побудови УЗ допплерівських датчиків. У спеціальній частині на основі аналізу існуючих структурних схем УЗ доплерівської апаратури розроблена схема УЗ допплерівського комплексу. Для зразка з п'єзоелектричного матеріалу були проведені розрахунки зрізу і виготовлений ультразвукової високочастотний допплерівський датчик для безперервно-хвильового режиму роботи. Робоча частота розробленого датчика склала 2 МГц. На основі аналізу існуючих електричних схем була запропонована електрична схема і розрахунок її надійності. В економічній частині був зроблений висновок про доцільність впровадження приладу у виробництво. У розділі безпеку життєдіяльності було проведено аналіз умов праці на робочому місці, який показав, що параметри мікроклімату не відповідають прийнятим нормам. В якості заходи щодо усунення впливу шкідливих факторів було вибрано кондиціонування. Був проведений розрахунок системи кондиціювання та вибрали кондиціонер. У технологічній частині були розроблені технічні умови на проектований виріб, методика випробувань, а також був спроектований випробувальний стенд для виробу.
Література: 1. Енергетична доплерографія - нова діагностична технологія візуалізації кровотоку. / / В зб.: Нові діагностичні технології. Організація служби функціональної діагностики. - Москва. - 1996. - С.32 (співавт. В. П. Куликов). 2. Дуплексне сканування судин з кольоровим картуванням кровотоку. / / Методичні рекомендації для лікарів і студентів медичних ВУЗів. Тип. АТЗТ "Діалог-Сибір". - М. Барнаул. -1996. - С. 84 (співавт. В. П. Куликов, А. В. Могозов, А. М. Панов, С. О. Ромашин, Н. В. Устьянцева-Бородіхіна, Р. В. Янакіев). 3. Порівняльна інформативність КДК і ЕДК. / / Нові методи функціональної діагностики (збірник наукових праць) - Барнаул. - 1997. - С.8 (соавт. Є. В. Граф, А. В. Могозов). 4. Діагностика патології хребетних артерій за допомогою кольорового допплерівського картування та енергетичної допплерографії. / / В зб.: Нові методи функціональної діагностики. - Барнаул, 1997. - С.13-14 (співавт. А. В. Могозов, Н. Г. Хорєв). 5. Шарапов А.А. Побудова апаратури обробки даних на основі ЦПОСІ для доплерівського індикатора швидкості кровотоку. Мікроелектроніка і інформатика - 97: Частина 1. М.: МГІЕТ (ТУ). 1997. - С. 127. 6. Шарапов А.А. Застосування "високочастотних" датчиків в УЗ допплерографії. / / "Електроніка та інформатика - 97". У 2ч. Тези доповідей. 4.1 - М.: МГІЕТ (ТУ), 1997.-с.217. інформатизації - 99. Доповіді міжнародної конференції Інформаційні засоби і технології, 19-21 жовтня 1999р. У 3-х т.т. т.1, с. 45 - 49. 7 .. П. Хоровіц, В. Хілл. Мистецтво схемотехніки, т2. , Москва, «Світ» 1986. (RS232) 8. Р. Кофлін, Ф. Дріскол. Операційну підсилювачі та лінійні інтегральні схеми. Москва, «Світ», 1979. 9. Кіясбейлі А.Ш. «Частотно тимчасові ультразвукові витратоміри і лічильники» Москва, «Машинобудування», 1984 10. Макс Ж., «Методи і техніка обробки сигналів при фізичних вимірюваннях» У 2-х томах. Пер. з франц. - М.: Світ, 1983 11. Соцьким Б.С. «Розрахунок надійності» Москва, «Машинобудування», 1984
Додаток Дані про вітчизняні та закордонні фірми, що виробляють обладнання для діагностики порушень кровообігу і вимірювання швидкості кровотоку. «Біосс» Області застосування допплерівських аналізаторів
Профілактична скринінгове діагностика оклюзуючих уражень судин мозку та кінцівок (при атеросклерозі, цукровому діабеті та ін). Діагностика оклюзуючих поразок внутрішньомозкових, прецеребральних і периферичних артерій з оцінкою джерел внутрімозкового і периферичного колатерального кровообігу. Діагностика та оцінка ризику розвитку інсульту різного генезу (оклюзуючих захворювання екстра /-інтракраніальних судин). Ішемічний інсульт - гострий, підгострий, прогресуючий. Діагностика параметрів кровообігу в гострому періоді інсульту, прогнозування тяжкості і результату інсульту. Показання та контроль ефективності системної або локальної тромболітичної терапії Серповидно-клітинна анемія (методом ТКДГ визначаються показання для трансфузії крові) Черепно-мозкова травма, інтракраніальних геморагія (діагностика та контроль лікування церебрального вазоспазму). Диференціальна діагностика причин головного болю. Оцінений мозкового кровотоку при внутрішньочерепний гіпертензії. Тривале моніторування внутрімозкового кровотоку (застосування 2/4-канальних допплерівських систем). Діагностика і моніторування матеріальної і повітряної емболії мозкових судин (застосування 2/4-канальних допплерівських систем). Встановлення джерела емболії мозкових судин (застосування 2/4-канальних допплерівських систем). Аномалії розвитку церебральних і периферичних судин. Дослідження периферичного опору та тонусу в судинному руслі. Контроль впливу фармакологічних засобів.
|
Проведення функціональних тестів для визначення резервів кровообігу в інтракраніальних і периферичному судинному руслі. Дослідження кровообігу при захворюваннях венозного русла. травматичної пошкодження судин. Оцінений мозкового кровотоку при бронхо-легеневі захворювання. Дослідження кровотоку в урологічній практиці. Акушерство-гінекологія - дослідження серцебиття плоду. | «МІНІДОП» - малогабаритний допплерівський індикатор швидкості кровотоку.
Кишеньковий допплерівський аналізатор «МІНІДОП» приходить на допомогу завжди вчасно. Виклик «додому», в приймальне відділення, в палату, реанімацію, на консультацію до іншої установи - Ви у всеозброєнні завжди!
Особливості:
Звукова детекція швидкості кровотоку Тривалість безперервної роботи до 10-16 годин, Вага - 150 гр. Простота використання і обслуговування
«МІНІДОП» широко використовується для оперативної діагностики: в повсякденній роботі лікаря загальної практики; в судинній хірургії, мікрохірургії; в екстреній медицині для визначення наявності та рівня тромбозу судин; ідентифікація кровообігу та вимірювання артеріального тиску в шокових станах; ендокринологія - діагностика кровообігу при "діабетичної стопи"; акушерство-гінекологія - діагностика серцебиття плоду (зонди 2 або 4 МГц);
Комплектація: прилад комплектується одним з трьох ультразвукових зондів 2, 4, 8 МГц, що працюють в постійно хвильовому режимі (CW); зарядний пристрій; змінні акумулятори; вбудована акустична система і навушники;
Додаткова комплектація: Одноканальний Пневмокомпресор Комплект пневмоманжета
|
"Мінідоп" - персональний ультразвуковий стетоскоп
|
«Ангіодін-Класик» Багатофункціональна допплерівська система на базі сучасного персонального комп'ютера.
• Найбільш популярна модель для оснащення кабінетів і відділень функціональної діагностики.
Надійний, економічний, розроблений з перспективою на майбутнє - таким зарекомендував себе "Ангіодін-Класик" у фахівців.
Базова комплектація діагностичного комплексу «АНГІОДІН-К» Допплеровский блок 2 МГц Допплеровский блок 4 МГц Допплеровский блок 8 МГц Програмне забезпечення в середовищі WINDOWS 98 Персональний комп'ютер - не нижче Pentium III Зонд 2 МГц PW (транськраніальниє, імпульсний) Зонд 4 МГц PW / CW (імпульсний / безперервний) Зонд 8 МГц PW / CW (імпульсний / безперервний) Монітор - кольоровий 15 "multimedia Піхвах педаль "старт / стоп" Зовнішній пульт управління Приладовий стіл Кольоровий струменевий принтер Мережевий розв'язує трансформатор Інструкція користувача Гарантійне обслуговування 24 місяці
|
|
| | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | | Модифікації на основі базової моделі «Ангіодін-Класик» «АНГІОДІН-КЕ» - об'єднаний варіант допплерівського аналізатора і ехоенцефалографія
Допплерівські блоки - 2, 4, 8 МГц PW / CW
Блок ехоенцефалографія - 1 МГц (зонди ехосигналу - 2 шт.) «АНГІОДІН-КМ»
Допплерівські блоки - 2, 4, 8, 16 МГц. PW / CW «АНГІОДІН-КД»
Допплерівські блоки 4 і 8 МГц PW / CW «АНГІОДІН-КДМ»
Допплерівські блоки 4,8,16 МГц PW / CW
Додаткова комплектація: Одноканальний Пневмокомпресор Комплект пневмоманжета
|
«Ангіодін-Блокнот»
Персональна діагностична система на базі комп'ютера типу notebook.
Повноцінний допплерівський комплекс з усіма перевагами стаціонарного. Призначений як для повсякденної роботи в умовах стаціонару - відділеннях функціональної діагностики, операційних, реанімаційних відділеннях, так і для роботи на виїзді.
Базова комплектація:
Допплеровский блок 2 МГц Допплеровский блок 4 МГц Допплеровский блок 8 МГц Програмне забезпечення в середовищі WINDOWS 98 Персональний комп'ютер - Toshiba Pentium III Зонд 2 МГц PW (транськраніальниє, імпульсний) Зонд 4 МГц PW / CW (імпульсний / безперервний) Зонд 8 МГц PW / CW (імпульсний / безперервний) Піхвах педаль "старт / стоп" Зовнішній пульт управління Інструкція користувача Гарантійне обслуговування 24 місяці
Моделі: «АНГІОДІН-КМ» - доповнено допплерівським блоком 16 МГц для дослідження кровотоку в поверхню судини малого калібру та інтраопераційного дослідження кровотоку на «відкритому подобі.
Додаткова комплектація: Одноканальний Пневмокомпресор Комплект пневмоманжета |
|
«Спектромед»
| "МІНІДОП"
Портативний ультразвуковий допплерівський прилад | Сучасний дизайн корпусу (ніжка корпусу дозволяє як встановлювати його на горизонтальну поверхню, так і кріпити до одягу) Живлення від 2х пальчикових акумуляторів Подовжений час роботи Роздільна індикація роботи приладу та розряду акумулятора | 
|
"МІНІДОП" може широко застосовуватися в умовах стаціонарного або амбулаторного прийому
Область застосування
Судинна хірургія (скринінг-ісспедованія apтеріального і венозного кровотоку)
Технічні характеристики
| Вид випромінювання | безперервне | | Робоча частота (на вимогу замовника), МГц | 2, 4 або 8 | | Інтенсивність випромінювання, мВт / кв.cм | 10 | | Чутливість при сигнал / шум = 3 дБ, не гірше | 1 мкв | | Діапазон відтворюваних доплерівських частот | 300 Гц ... 10 кГц | | Глибина зондування (в завісіті від типу датчика) | 0 ... 200мм | | Ширина діаграми спрямованості (у завісіті від типу датчика) | 5-15 мм | | Режим роботи | безперервний | | Харчування 3в від 2х батарей SIZE АА | ("Пальчикові" акумулятори в комплекті) | | Потужність споживання, Вт | 0.15 | | Працездатність приладу зберігається при зниженні напруги джерела живлення | до 2.0 У | | Сумарний час роботи при безперервному режимі роботи не менш | 12:00 | | Габаритні розміри | 125Х70Х30мм | | Довжина з'єднувального кабелю | 1м | | Вага приладу (з джерелом живлення) | 150 г | | Робоча температура | 10-35 ° С |
|
| "СОНОМЕД-300"
Допплеровский аналізатор кровотоку. |
Ультразвуковий допплерівський прилад для діагностики периферичного і мозкового кровообігу на основі спектрального аналізу швидкості кровотоку. Область застосування неврологія судинна хірургія нейрохірургія загальноклінічна діагностика педіатрія офтальмологія Можливості Багатоцільові ультразвукові дослідження кровотоку інтра-, екстракраніальних і периферичних судин за допомогою уніфікованого набору датчиків: 2 МГц, 4 МГц, 8 МГц Висока чутливість приладу, що забезпечує швидкий пошук і стійку локацію судин Висока якість кольорового / напівтонового зображення спектра кровотоку Спеціальні режими обробки спектра в реальному часі: стиснення, згладжування Різноманітна постобробка спектральних даних Спеціалізована база даних результатів обстежень Розрахунок в автоматичному і ручному режимі основних медичних індексів: RI, PI, ISD, STI; основних параметрів кровотока: HR, VS, VD, VA Організація перегляду спектра в режимі кінопетлі (до 16 екранів) Підтримка засобів передачі інформації з мереж і телефонних лініях Технічні характеристики
| Робоча частота, МГц |
| | безперервний режим | 4, 8 |
| | імпульсний режим | 2 |
| | Інтенсивність випромінювання, мВт / кв. мм |
| | безперервне випромінювання | <0.4 |
| | імпульсне випромінювання | <1.0 |
| | Діапазон частот | 100 Гц - 20 кГц |
| | Фільтри ВЧ ("фільтр стінки"), Гц | 100, 200, 400, 800 |
| | Параметри імпульсного режиму |
| | частота повторення | 5 - 16 кГц із кроком 1 кГц |
| | глибина зондування | 30 - 130 мм з кроком 1 мм |
| | обсяг зондування | 3 - 20 мм з кроком 1 мм |
| | Кількість спектральних вибірок на екрані монітора | 512 |
| | Кількість спектральних складових в одній вибірці | 256 |
| | Кількість кольорів або відтінків напівтонового зображення | 16 |
| | Режими відображення спектра сигналу |
| | масштаб шкали часу, з | 1.6, 3.2, 6.4,12.8 |
| | діапазон частот, кГц | 2.5, 5.0, 10.0, 20.0 |
| | кількість положень базової лінії | 7 |
|
Базова конфігурація Комп'ютер IBM PC (Celeron-500 / RAM 64Mb / HDD 15Gb / Sb / SVGA) Монітор LR 15 'SVGA Блок аналогової обробки сигналів і цифровий спектроаналізатор Датчики: безперервного випромінювання 4 і 8 МГц імпульсного випромінювання 2 МГц Принтер: ч / б струменевий Педаль Програмне забезпечення (операційна система Windows NT ® 4.0 Workstation)
|
| "СОНОМЕД-300 / А"
Багатовіконний ультразвуковий допплерівський прилад для дослідження матково-плацентарного і плодового кровотоку.
Медичні методики обстежень розроблено і апробовано Інститутом ультразвукової діагностики в перинатології та гінекології
|
Основні характеристики Вбудована акушерська програма з нормативними значеннями RI для маткових артерій і артерій пуповини з урахуванням строку вагітності Автоматичний розрахунок акушерських індексів під час обстеження Швидка підготовка звіту на основі спеціалізованих акушерських шаблонів Багатовіконна планування екрана (до 8 спектрів на екрані) Вбудована база даних Перегляд спектрів з бази даних зі звуковим супроводом 
| В акушерській програмі отримані результати автоматично зіставляються з нормативними значеннями індексу резистентності маткових артерій і артерій пуповини з урахуванням строку вагітності. | 
|
У програмне забезпечення включені протоколи висновків ультразвукових досліджень в акушерстві та гінекології, затвердженими Російською асоціацією лікарів ультразвукової діагностики в перинатології та гінекології, що перетворює прилад в робоче місце лікаря ультразвукової діагностики.
| Гнучке планування (до восьми спектральних вікон на екрані) дозволяє лікарю вибрати зручний варіант розташування вікон, а також спрощує проведення обстежень, порівняння кровотоку в симетричних посудинах, порівняння поточних результатів обстеження з результатами з бази даних.
|
Вбудована база даних (БД) зі зручним графічним інтерфейсом забезпечує збереження даних пацієнта, результатів обстежень і текстів звітів. Результати обстежень з БД можна переглянути (або в режимі кінопетлі зі звуковим супроводом або плавним переміщенням спектрального вікна по буферу спектру вручну), перерахувати медичні індекси і параметри кровотоку, роздрукувати на принтері. Потужний редактор звітів забезпечує підготовку графічних і текстових (включаючи різні варіанти таблиць індексів) звітів на основі спеціалізованих акушерських шаблонів. Програмне забезпечення приладу функціонує під керуванням русифікованої версії Windows NT ™ 4.0 Workstation, дозволяючи лікарю використовувати всі вбудовані можливості даної операційної системи: надійність захисту даних вбудовані засоби роботи в Інтернет вбудована мережева підтримка Технічні характеристики
| Робоча частота, МГц |
| | безперервний режим | 4 | | Інтенсивність випромінювання, мВт / кв. мм |
| | безперервне випромінювання | <0.4 | | Діапазон частот | 100 Гц - 20 кГц | | Фільтри ВЧ ("фільтр стінки"), Гц | <50, 100, 200, 400 | | Кількість спектральних вибірок на екрані монітора | 512 | | Кількість спектральних складових в одній вибірці | 256 | | Кількість кольорів або відтінків напівтонового зображення | 32 | | Режими відображення спектра сигналу |
| | масштаб шкали часу, з | 1.6, 3.2, 6.4,12.8 | | діапазон частот, кГц | 2.5, 5.0, 10.0, 20.0 | | кількість положень базової лінії | 7 |
Базова конфігурація Комп'ютер IBM PC (Celeron-466 / RAM 64Mb / HDD 10Gb / Sb / SVGA) Монітор LR 14 'SVGA Блок аналогової обробки сигналів і цифровий спектроаналізатор Датчик безперервного випромінювання 4 МГц Принтер монохромний струминний Миша Педаль Програмне забезпечення (операційна система Windows NT ™ 4.0 Workstation)
|
Флоуметрии фірми "Transonic Systems Inc.
Фірма "Transonic Systems, Inc." (США), виробляє прилади "FLOWMETER" для вимірювання потоку крові і кровопостачання тканини.
Ультразвукові вимірювачі об'ємного потоку.
Принцип дії. Флоуметрія (витратоміри) фірми Transonic, США використовують принцип виміру часу проходження ультразвуку в рухомому середовищі (transit-time principle) для визначення потоку крові або інших рідин від 0,05 мл / хв до 200л/мін. Датчик для вимірювання об'ємної витрати рідини складається з контактної вимірювальної головки, що містить приймальний і випромінюючий п'єзоперетворювачі, розміщені з одного боку судини або трубки, і акустичного відбивача, закріпленого з протилежного боку на однаковій відстані від обох перетворювачів.
Схема дії ультразвукового датчика.
Електронна схема приладу управляє датчиком в наступному режимі: 1. Прямий цикл: випромінюючий пьезопреобразователя під впливом електричного збудження випускає плоску ультразвукову хвилю. Ця хвиля проходить крізь посудину або трубку, відбивається від акустичного екрана, знову проходить через посудину і приймається прийомним пьезопреобразователем, який перетворює отримані акустичні вібрації в електричні сигнали. Витратомір аналізує прийнятий сигнал і реєструє точно виміряний час проходження акустичної хвилі від випромінюючого до приймального перетворювача. 2. Зворотний цикл: послідовність передачі-приймання сигналу попереднього циклу повторюється, але функції випромінюючого і приймального перетворювачів міняються місцями. Таким чином, тепер потік рідини перетинає ультразвукову хвилю в протилежному напрямку. Витратомір знову реєструє точний час проходження. Ультразвукова проводить середовище, тобто потік крові або іншої рідини через посудину або трубку, буде впливати на виміряний час проходження точно так само, як вітер впливає на час польоту літака, "підштовхуючи" його, або протягом води - на швидкість плавця. У прямому циклі звукова хвиля на всьому шляху проходження, як до, так і після відбиття від акустичного екрана, спрямована проти складової вектора потоку, що збільшує загальний час проходження на деяку величину. У зворотному циклі напрямок ультразвукової хвилі співпадає з напрямком вектора потоку як до, так і після відбиття від екрана (див. рис.1), що зменшує загальний час проходження на ту ж саму величину. Потім витратомір віднімає час проходження зворотного циклу з часу передачі прямого циклу, і, отримана в результаті різниця сигналів буде пропорційна потоку рідини, що рухається. Нетекучіе матеріали, що знаходяться в області вимірювання потоку рідини, - стінки судини або трубки - не впливають на різницю сигналів. Внаслідок дворазового проходження ультразвукової хвилі через потік, час проходження значною мірою не залежить від перекосів (неспіввісності) датчика і судини. Різниця між часом прямого і зворотного проходження, виміряна приладом, пропорційна потоку рідини в частині судини, розташованої під перетворювачами:
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
|
Додати в блог або на сайт
Цей текст може містити помилки.
Медицина | Реферат
378.9кб. | скачати
Схожі роботи:
Сучасні уявлення про механізми регуляції мозкового кровотоку
Цифровий вимірювач часу
Електронний вимірювач амплітуди УЗ-вібрацій
Цифровий вимірювач різниці двох напруг
Тести як вимірювач рівня знань по темі Неграничні вуглеводні з елементами екології
Вимоги до високочастотного тракту і його структура Вимірювач потужності для апаратів УВЧ-терапії
Розвиток швидкості
Розвиток швидкості у військовослужбовців 2
Швидкості бувають різні