Если входной сигнал на L4 отличается от опорного сигнала на L2 , то фазовые соотношения сигналов в рассматриваемом компараторе изменяются, в результате чего один из диодов проводит лучше другого. Поэтому падение напряжения на одном из выходных резисторов становится больше падения напряжения на другом резисторе и их суммарное падение напряжения перестает быть равным нулю, причем его величина и полярность зависят от разности этих падений напряжений.
При изменении частоты входного сигнала колебательный контур L5 C1 выходит из резонанса и ток Ik во вторичной обмотке не изменяется в фазе с э.д.с. Eинд . Это объясняется тем, что колебательный контур на частоте выше или ниже резонанса имеет индуктивное или емкостное сопротивление. Но между Ik и ЕL 5 сохраняется разность фаз, равная 900 . В результате этого напряжение на диоде VD1 увеличивается а на диоде уменьшается. В этом случае диоды проводят неодинаково, и на выходе компаратора появляется напряжение.
Изменение частоты входного сигнала в другом направлении приводит к увеличению ЕVD 2 и уменьшению ЕVD1 . Появляется выходное напряжение, полярность которого противоположна полярности напряжения, образующегося в предыдущем случае.
Однако перед подачей принятого сигнала на детектор, его необходимо усилить т.к. сигнал очень слаб. Для этого используется малошумящий усилитель с малым дрейфом.
С выхода фазового детектора сигнал, через усилитель на микросхеме К224ПП1, поступает на АЦП. С АЦП оцифрованный сигнал с помощью интерфейса RS-232C поступает на блок ЦПОС.
При относительно медленной передаче сигналов (порядка сотен битов в секунду) наиболее подходящим является стандарт RS-232C. Этот стандарт определяет уровни сигналов обеих полярностей, а величины гистерезиса и времени запаздывания обычно задаются входными формирователями (для выходного формирователя нужны источники питания отрицательной и положительной полярностей, а для входного преобразователя это не обязательно). Типовая структура приведена на рисунке 2.1.2.
1488 RS-232C 8Т16
ТТЛ ТТЛ
330 пФ
рис. 2.2.
Надо отметить, что при конденсаторе нагрузки емкостью 330 пФ обеспечиваются времена нарастания и спада на уровне менее 1 мкс. Стандарт RS-232C широко используется при передаче данных между терминальным оборудованием и ЭВМ со стандартизованными скоростями в диапазоне от 110 до 19200 бит/с. Полный стандарт определяет даже распайку контактных выводов сверхминиатюрного 25-контактного разъема типа D и обычно используется при передаче данных в стандарте IEEE422/
Применение ПК в медицинской диагностической аппаратуре не только имеет своей целью универсализацию используемого врачами оборудования, но и снижение его стоимости, что особенно актуально дан российской медицины. Главная проблема, которую решает применение ПК в разрабатываемом приборе - это возможность построения аппаратуры обработки данных с минимальными затратами. Возможности современных процессоров позволяют производить сложные вычисления в реальном масштабе времени, что раньше было под силу только специализированным цифровым процессорам обработки сигналов (ЦПОС).
2.2. Разработка принципиальной схемы измерителя
f0 1
3
V a
D a
2
4
5 6 7 8
f2
fg
f0
рис 2.3 Структурная схема УЗ измерителя скорости кровотока с использованием эффекта Допплера.
Измерительный участок этих устройств содержит два установленных на теле пьезоэлектрических преобразователя 1 и 2 с диаграммами направленности, пересекающимися на оси кровотока или в точках сечения, где скорость равна средней скорости потока. Для получения максимальной чувствительности углы между осями главных лепестков диаграмм направленности преобразователей и направлением потока устанавливаются дополнительными до 1800 . Излучающий преобразователь 1 возбуждается генератором 4 синусоидальных колебаний. Непрерывные УЗ колебания с частотой f0 рассеиваются на неоднородностях потока, которыми могут служить эритроциты в крови. Перемещающиеся вместе с потоком рассеиватели можно рассматривать как вторичные источники УЗ колебаний с частотой
f1
=f0
,
где v – скорость перемещения рассеивателя; с – скорость звука в контролируемой среде; a - угол ввода УЗ колебаний в поток.
Вторичные УЗ звуковые колебания, возникающие в области 3, достигают приемный преобразователь 2 и воспринимается как колебания с частотой:
f2
=
,
Центральная частота доплеровского спектра определяются как разность
fд
=f0
– f2
=
.
Непрерывные УЗ колебания, воспринятые преобразователем 2, преобразуются в электрические и через усилитель 5 поступают на вход смесителя 6 частоты, на второй вход которого подается частота возбуждения f0 . Фильтр нижних частот 7 используется для выделения допплеровской частоты fд , которая регистрируется частотомером 8.
Если учесть, что объемный расход Q через измерительный участок круглого сечения диаметром D связан со скоростью потока в озвучиваемой области соотношением:
,
где m – коэффициент, учитывающий несовпадение средней скорости потока со скоростью рассеивателя, то статическая характеристика допплеровского УЗ измерителя скорости кровотока может быть представлена в виде
Практические схемы допплеровских УЗ измерителей несколько сложнее изображенной на рис 2.3. В них производится учет «размытия» допплеровского спектра из-за конечности угловой ширины Da характеристик направленности преобразователей. Благодаря различию проекций скоростей вторичных источников УЗ колебаний на границы озвученных областей отраженный от области 3 сигнал будет содержать спектр частот от 
до 
.
Ширина допплеровского спектра равна:
,
После несложных тригонометрических преобразований:
=
,
откуда следует, что ширина спектра пропорциональна угловой ширине диаграммы направленности. Увеличение диапазона выходной частоты УЗ расходомера за счет «размытия» спектра, что в свою очередь, приводит к ухудшению помехоустойчивости устройства. Для ослабления помех, сопутствующих отраженному сигналу, в ряде практических реализаций используют автоматические системы фазовой или частотной подстройки частоты.
К методическим погрешностям допплеровских устройств в первую очередь относится сильная зависимость измерительной информации от изменений скорости звука в контролируемой среде. Неравномерность распределения рассеивателей в озвучиваемом объеме, а также нарушение условия их гидродинамической пассивности относительно потока приводят к существенной случайной погрешности. Малый КПД преобразования (отношение энергии отраженных УЗ колебаний к возбуждению) требует больших мощностей возбуждения. Для допплеровских измерителей скорости кровотока характерна сильная зависимость показаний от профиля скоростей в вене или артерии, так как они не являются датчиками интегрирующего типа.
Практические схемы доплеровских измерителей, основанные на различных компенсационных методах, не одинаково реализуют приведенные выше достоинства.
В схеме показанной на рис.2.4, направления УЗ луча и потока составляют угол, близкий к прямому.
1 2 3 7 4 5 8 9
6
рис. 2.4 Типовая структурная схема измерения сноса УЗ колебаний
Генератор 1 непрерывных колебаний рабочей частоты возбуждает излучающий пьезопреобразователь 2. Приемный пьезопреобразователь 3 составлен из двух идентичных пьезоэлементов, сориентированных таким образом, что в неподвижной крови интенсивности УЗ колебания вблизи лицевых поверхностей одинаковы. С появлением движения скорость звука с и осредненная по длине луча скорость кровотока v геометрически суммируются, и направление распространения УЗ колебаний отклоняется от начального на угол q, величина которого определяется соотношением
q=arcsin v/c@v/c
Для увеличения чувствительности этих устройств УЗ колебания, прежде чем достичь приемного преобразователя, испытывают несколько отражений от внутренней поверхности артерии. В этом случае снос луча у лицевой поверхности приемного преобразователя выражается формулой:
Dd=DNq@DN(v/c),
где D – внутренний диаметр артерии, N – число отражений УЗ колебаний.
Отношение изменения интенсивностей УЗ колебаний на приемных пьезоэлементах DI к начальной интенсивности I0 в неподвижной среде можно считать пропорциональным отношению сноса к средней ширине УЗ луча на приемном преобразователе, т.е.
,
где k – постоянный коэффициент.
При этом допущении оказывается, что изменение интенсивностей на приемных пьезоэлементах является мерой скорости потока в озвученной области среды.
Выражая скорость потока через расход, получаем упрощенную статическую характеристику метода:
,
где m – коэффициент, учитывающий несовпадение средней скорости кровотока со скоростью усредненной вдоль УЗ луча.
Сигналы с приемных пьезоэлементов поступают на дифференциальный усилитель 4, выходное напряжение которого выпрямляется с помощью детектора 5 и регистрируется индикатором 6.
Для исключения зависимости выходного напряжения от скорости звука схему обычно дополняют импульсно-циклическим измерителем скорости звука и арифметическим устройством для коррекции результатов измерений. импульсно-циклический скоростемер включает в себя дополнительный пьезопреобразователь 7, излучающий импульсы перпендикулярно оси артерии, и генератор 8 возбуждающих импульсов, образующих единую замкнутую цепь – «синхрокольцо». В системе «синхрокольца» каждый УЗ импульс, отразившись от стенки артерии, воспринимается преобразователем 7 и вновь запускает генератор. Частота следования импульсов в этом устройстве, пропорциональная скорости звука в контролируемой среде, вместе с выходной информацией измерителя сноса поступает на вход арифметического устройства 9, корректирующего результаты измерений. Однако, поскольку контролируемая среда – кровь – имеет вполне определенную скорость распространения звука, то данная схема не представляет собой актуальную разработку.
Фазовый метод измерения характеризуется использованием непрерывных УЗ колебаний. В основе фазовых схем лежит сопоставление сдвига фаз колебаний, прошедших через поток. Статическая характеристика фазовых УЗ измерителей имеет вид:
Dj=
8-09-2015, 20:44