автореферат диссертации по приборостроению, метрологии и информационно-измерительным приборам и системам, 05.11.17, диссертация на тему:Исследование и разработка методов повышения эффективности мониторирования скорости кровотока

На правах рукописи

РЯБОКОНЬ Александр Сергеевич

ИССЛЕДОВАНИЕ И РАЗРАБОТКА МЕТОДОВ ПОВЫШЕНИЯ ЭФФЕКТИВНОСТИ МОНИТОРИРОВАНИЯ СКОРОСТИ КРОВОТОКА

05.11.17 - Приборы, системы и изделия медицинского назначения

АВТОРЕФЕРАТ диссертации на соискание ученой степени кандидата технических наук

2 3 МАЙ Ш

005059943

Ростов-на-Дону, 2013

005059943

Работа выполнена в Южном федеральном университете на кафедре информационных и измерительных технологий факультета высоких технологий.

Научный руководитель: Панич Анатолий Евгеньевич

доктор технических наук, профессор, ФГАОУ ВПО «Южный федеральный университет», г. Ростов-на-Дону

Официальные оппоненты: Чернов Николай Николаевич

доктор технических наук, профессор, ФГАОУ ВПО «Южный федеральный университет», г. Таганрог

Гречихин Валерий Викторович

доктор технических наук, доцент, ФГБОУ ВПО «Южно-Российский государственный технический университет (Новочеркасский политехнический институт)», г. Новочеркасск

Ведущая организация: ФГБОУ ВПО «Донской

государственный технический университет», г. Ростов-на-Дону

Защита состоится«^ ¿¿¿¿%У/2013 г. в ^ часов на заседании диссертационного совета Д 212.208.23 при Южном федеральном университете по адресу: Ростовская обл., г. Таганрог, ул. Шевченко, 2, ауд. Е-306.

С диссертацией можно ознакомиться в зональной библиотеке Южного федерально!« университета.

Автореферат разослан « 2013 г.

Ученый секретарь диссертационного совета

Старченко И.Б.

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Актуальность темы диссертации. Известно, что метод мониторирования, успешно используемый в кардиографии и исследованиях артериального давления, позволяет выявлять степень вариабельности исследуемых параметров на фоне деятельности пациента в течение длительного интервала времени. Отсутствие эффективных средств неинвазивного ультразвукового мониторирования центрального и периферического кровотока в значительной мере затрудняет исследование взаимосвязей гемодинамических параметров в динамике развития реакций в сердечно-сосудистой системе человека. В результате существенно ограничиваются возможности совершенствования гемодинамических моделей, интерес к которым за последние годы привел к созданию многочисленных частных моделей (Olufsen и др., 2005 г., Астраханцева и др., 2006 г., Heusden и др., 2006 г., Edgell и др., 2012 г.), учитывающих некоторые особенности гемодинамики в ограниченном диапазоне значений параметров, либо влияние на гемодинамику отдельных частных факторов.

Стационарное мониторирование кровотока вошло в медицинскую практику еще в начале 80-х годов прошлого века, однако его применение сегодня по-прежнему ограничено областью цереброваскулярных исследований. Существующие в настоящее время стационарные транскраниальные мониторы не способны выполнять мониторирование центрального или периферического кровотока в условиях свободной активности пациента. Аналогично, не способны выполнять мониторирование и широко распространенные доплеровские измерители скорости кровотока, предназначенные для непродолжительных измерений и требующие непрерывного участия оператора, ответственного за обеспечение безопасности и достоверности измерений. Таким образом, становится очевидной необходимость повышения эффективности мониторирования скорости кровотока. При этом под эффективностью понимается обеспечение безопасности, достоверности и продолжительности измерений до нескольких часов при мониторировании скорости кровотока.

Проблема безопасности медицинского ультразвукового излучения активно исследовалась в 70-х - 90-х годах прошлого столетия, в результате чего в качестве стандарта были приняты граничные значения акустических параметров безопасного излучения низкой интенсивности (IEC 61157-2007). Тем не менее, при кратковременных исследованиях допускаются более высокие интенсивности, и как показано в работе Nelson и др., 2009 г., в практических исследованиях в основном используются интенсивности, в несколько раз превышающие порог безопасного излучения. Если при кратковременных ультразвуковых исследованиях нежелательное действие ультразвука повышенной интенсивности оказывается слабо выраженным, то при мониторировании кровотока повышенные интенсивности недопустимы, поэтому соблюдение условий безопасности и достоверности измерений в случае мониторирования должно обеспечиваться непосредственно самими средствами измерений. Это может быть достигнуто в мобильном доплеровском мониторе с автономным питанием, обеспечивающем продолжительность сеанса измерений до нескольких часов с возможностью свободного движения пациента. Как известно, построение оптимальной архитектуры конкретного ультразвукового устройства представляет собой сложную

научную и инженерную проблему, решением которой в последние годы активно занимаются зарубежные исследователи (гигек, 2008 г., ЬелуапсктвЫ и др., 2009 г., Ькше\уз1а и др., 2012 г.). В результате того, что стандартные подходы к разработке ультразвуковых диагностических аппаратов не позволяют создать доплерограф, удовлетворяющий требованиям мониторирования, возникает необходимость в разработке способов эффективной аппаратной реализации мобильного монитора скорости кровотока.

Таким образом, целью работы является повышение эффективности мониторирования скорости кровотока, когда в течение продолжительного времени ультразвукового исследования обеспечиваются безопасность и достоверность измерений в условиях свободной активности пациента. Для реализации поставленной цели решались следующие задачи исследования:

1 Определение граничных условий для параметров излучения и разработка метода обеспечения безопасности ультразвукового мониторирования.

2 Определение условий излучения, при которых обеспечивается минимальная ошибка измерений скорости кровотока и диаметра сосуда, а также разработка показателя для оценки достоверности результатов измерений и метода повышения достоверности измерений.

3 Определение критериев оценки эффективности и разработка способов реализации мобильного монитора скорости кровотока.

4 Экспериментальная проверка применимости способа эффективной реализации одноканального варианта мобильного монитора скорости кровотока.

5 Разработка методики построения ультразвукового мобильного монитора скорости кровотока.

Научная новизна:

1 Выявлены ограничения максимальной глубины инсонации и максимальной амплитуды напряжения возбуждения пьезодатчика, обеспечивающие однозначность измерений и безопасность ультразвукового мониторирования скорости кровотока.

2 Получен модифицированный индекс спектрального расширения, предназначенный для оценки достоверности измерений при мониторировании скорости кровотока.

3 Предложены критерии оценки эффективности реализации мобильного монитора скорости кровотока.

Практическая значимость работы:

1 Разработан алгоритм функционирования экспериментального образца мобильного монитора скорости кровотока.

2 Разработана методика построения мобильного монитора скорости кровотока, для которой параметры ультразвукового датчика являются основными исходными данными.

Основные положения, выносимые на защиту:

1 Критерии оценки и способы эффективной реализации мобильного монитора скорости кровотока.

2 Метод обеспечения безопасности ультразвукового мониторирования скорости кровотока.

3 Метод повышения достоверности измерений скорости кровотока.

Внедрение результатов работы. Результаты исследований, полученные в

диссертации, были использованы в НКТБ «Пьезоприбор» при разработке спектра ультразвуковых преобразователей медицинского назначения. Результаты работы использовались при выполнении проектов в рамках государственных контрактов Фонда содействия малых форм предприятий в научно-технической сфере - Фонда Бортника (НИОКР № 7337р/10204/8 в 2009-2010 гт. и НИОКР № 9000р/14126/16 в 2011-2012 гг.).

Достоверность исследований подтверждена полученными при проведении моделирования результатами, их согласованностью с известными из литературы данными, а также результатами испытаний экспериментального образца мобильного монитора скорости кровотока.

Апробация работы. Основные результаты работы обсуждались на следующих конференциях:

1 9-я Всероссийская НТК студентов и аспирантов «Техническая кибернетика, радиотехника и системы управления» (КРЭС-08), Таганрог, 2008.

2 III Международная научно-практическая конференция «Актуальные проблемы биологии, нанотехнологий и медицины», Ростов-на-Дону, 2009.

3 Тринадцатая международная научно-техническая конференция «Измерение, контроль, информатизация», Барнаул, 2012.

4 VIII международная научно-техническая конференция студентов, аспирантов и молодых ученых «Информатика и компьютерные технологии - 2012», Донецк, Украина, 2012.

5 VI Международная научно-практическая конференция «Тенденции и инновации современной науки», Краснодар, 2013.

Публикации. По материалам диссертации опубликовано 8 печатных работ, 3 из которых опубликованы в изданиях из перечня ВАК.

Структура и объем диссертации. Диссертация состоит из введения, пяти глав, заключения, библиографического списка, включающего 168 наименований, и приложений. Работа содержит 32 рисунка и 15 таблиц. Содержание работы изложено на 156 страницах машинописного текста.

Список используемых сокращений. ЦСП - цифровой сигнальный процессор, ММСК - мобильный монитор скорости кровотока, МК - микроконтроллер, ОСШ -отношение сигнал/шум, ПЛИС - программируемая логическая интегральная схема, ППТ - приемо-передающий тракт, УЗ - ультразвук, ФАР - фазированная антенная решетка.

СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

Во введении обоснована актуальность темы диссертации, кратко изложено содержание работы и сформулированы основные научные положения, выносимые на защиту.

В первой главе рассмотрены перспективы применения неинвазивных методов при построении гемодинамических моделей. Особенностью рассмотренных моделей и подходов при их создании является то, что многие упрощения допускаются на этапе синтеза структуры модели. Дополнительные попытки учесть некоторые реальные свойства моделируемого объекта в стремлении улучшить параметры модели оказываются труднореализуемыми. Поэтому, созданы многочисленные частные модели, учитывающие некоторые особенности гемодинамических процессов в ограниченном диапазоне значений параметров, либо учитывающие

влияние на гемодинамику отдельных частных факторов. Из-за отсутствия эффективных средств мониторирования скорости центрального и периферического кровотока существенно сокращаются возможности совершенствования гемодинамических моделей. В этой связи, особую актуальность приобретает проблема повышения эффективности ультразвукового мониторирования скорости кровотока в сосудах человека, при этом под эффективностью понимается обеспечение безопасности и достоверности измерений продолжительностью в несколько часов и обеспечение возможности свободной активности пациента.

Анализ перспектив применения ММСК на основе рассмотрения и обобщения современных данных об акустических и физиологических аспектах УЗ доплеровских измерений скорости кровотока выявил, что областью применения ММСК можно считать мониторирование гемодинамики в магистральных сосудах, в первую очередь, в общей сонной артерии в диапазоне нормальных для человека показателей кровотока. Литературный обзор показал, что в настоящее время отсутствуют научные данные о существенном влиянии на ткани человека продолжительного воздействия ультразвука низкой интенсивности. При этом, низкие интенсивности характеризуются ограничениями максимального радиационного давления, максимальной акустической интенсивности в зоне фокуса, а также средней по времени интенсивности на внешней стороне датчика. При их превышении следует ограничивать экспозицию порогом удельной энергии облучения 50Дж/см2. Таким образом, сделано заключение о необходимости разработки метода обеспечения безопасности мониторирования скорости кровотока, учитывающего названные ограничения.

Обзор доплеровских режимов измерения скорости кровотока показал, что возможностью измерения линейной скорости кровотока с селекцией по глубине и с ошибкой на уровне 2% при известном доплеровском угле обладает только импульсный режим. Однако, также следует учитывать ошибку установки доплеровского угла и возможность проявления эффекта наложения частот, при котором измерения скорости являются недостоверными. При вычислении объемной скорости также дополнительный вклад вносит ошибка измерения диаметра. В результате сделан вывод, о необходимости разработки метода повышения достоверности измерений при мониторировании, учитывающего возможности минимизации ошибки установки угла измерений и позволяющего проводить оценку достоверности результатов.

Также было показано, что оптимальное использование вычислительных средств и построение оптимальной архитектуры конкретного ультразвукового устройства представляет собой сложную научную и инженерную проблему, решением которой в последние годы активно занимаются исследователи. В этой связи, была рассмотрена обобщенная структура и элементная база современных доплерографов, а также основные особенности доплеровских УЗ датчиков. Сделан вывод о необходимости разработки способов эффективной реализации мобильного монитора скорости кровотока. В результате сформулированы цели и задачи исследования.

Во второй главе представлены результаты исследований и разработаны методы обеспечения безопасности и достоверности измерений при мониторировании скорости кровотока. Метод обеспечения безопасности ультразвукового исследования базируется на учете известных ограничений: максимального радиационного

давления 1 МПа, максимальной акустической интенсивности в зоне фокуса 100 мВт/см2, а также средней по времени интенсивности на внешней стороне Бо датчика 1Ао = 20 мВт/см2 По отношению к каждому из ограничений получены выражения для предельно допустимой средней электрической мощности, подводимой к пьезоэлементу датчика, наименьшие значения которой формируются ограничениями по критериям предельной интенсивности в зоне фокуса и на выходе датчика, а ограничения по критериям максимального пикового давления могут не учитываться для случая мониторирования скорости кровотока. С учетом пределов интенсивности получены дополнительные ограничения максимально допустимой глубины инсонации Ьр\

A0 S0-Rs-Kr-D / [ripzT-Vlr)j-SNR+Kry+K^

2'aTAF0

С

s

где Rs - сопротивление пьезоэлемента, KR - отношение сопротивлений пьезодатчика и источника возбуждения, D- скважность импульсов повторения, щртг- КПД пьезодатчика, VNF- порог шума приемника, SNR- требуемое ОСШ на входе приемника, ÀVr - коэффициент двойного преобразования, Ккл - отношение амплитуд полезных и мешающих эхо-сигналов, аТл - коэффициент затухания, F„ - частота УЗ, Cs - скорость звука, (V - скорость кровотока, а - доплеровский угол.

Для поддержания постоянной величины интенсивности акустического поля целесообразно динамически менять напряжение возбуждения соответствующим образом при изменении максимальной скорости кровотока, глубины инсонации и размера исследуемого объема. Максимальная глубина инсонации в данном случае определяется минимально допустимым уровнем ОСШ (см. рисунок 1). В связи с этим, условие, определяющее диапазон допустимых значений амплитуды напряжения пьезодатчика VPZT, для которого обеспечивается и условие безопасности, и условие достаточного ОСШ на входе приемника, имеет вид:

У <( pARs-KRC2s

Г PZTmax '

L^-cosa

SNR-K„-K„-2aT,LrF„

предел мощности,

Vргттт^- ^да'Ю 0 ,

где РА=тт[(1АО-Зо),(1АР.-5г-10(а"'1'г°П0])) -обобщенный размер исследуемого объема. При разработке метода обеспечения достоверности измерений исследовано влияние ошибки коррекции угла инсонации на погрешность измерений. Результаты моделирования влияния ошибки угла на погрешность измерений линейной скорости кровотока представлены на рисунке 2, откуда следует, что при углах инсонации более 45° для обеспечения погрешности в измерениях линейной скорости кровотока менее 5% должен применяться многолучевой метод коррекции угла инсонации. Показано, что ошибка измерения диаметра сосуда в диапазоне углов от 70° до 110°, вызванная неопределенностью угла инсонации, при применении многолучевого метода коррекции угаа составляет менее 1%, а вклад инструментальной

погрешности является незначительным и может не учитываться в контексте настоящей работы.

Предел входного отношения сигнал/шум при с1р^.-25мм 20

Ошибка угла +5° ■"""Ошибка угла +1° "Ошибка угла -1° 'Ошибка угла -5'

Глубина исследования Lp, мм

Рисунок 1 — Ограничения ОСШ

Допперовский угол, градусы

Рисунок 2 - Влияние ошибки доплеровского угла на погрешность измерений

Для реализации метода повышения достоверности измерений предложен модифицированный индекс спектрального расширения БШм'-

, при VР АФ0;

SBI,Jt) =

1-

Vp{t)

0, при УР=0ши VА-0;

SBIM{t)=SBIP(t)-SBIN{t), где SBIp, SBIN - индекс спектрального расширения для прямого и обратного кровотока соответственно, VA(t) - средняя скорость кровотока, VF(t) - максимальная скорость кровотока.

Проверка возможности применения индекса SBIM в оценке достоверности измерений выполнялась для набора доплеровских сигналов различных типов, доступных в литературе. При этом, предварительно проводилось нормирование сигналов по скорости и длительности сердечного цикла (см. рисунок 3).

-1.00, Vps = 1.00, TAV = 0.20, SBL = 0.80

Изменение индексов SBI в течение сердечного цикла

Время t, с

Рисунок 3 - Индексы 5В/ (б) для кровотока с эффектом наложения частот (а) Значения рассчитанных индексов совпадают с представленными в

литературе данными, что свидетельствует о корректности выбора исходных данных моделирования. Для турбулентного кровотока характерно одновременное наличие прямого и обратного кровотока в большую часть времени сердечного цикла. В

результате, индекс 5В/М для турбулентного кровотока отличен от нуля и принимает высокие значения практически на протяжении всего сердечного цикла. При наличии эффекта наложения частот индекс 5В1М отличен от нуля в моменты, когда наблюдается инверсия направления кровотока для компонент с высокими скоростями. Проявление данного эффекта в первую очередь наблюдается в моменты систолического пика. Таким образом, из анализа величины БВ1М может быть сделан вывод о наличии недостоверности измерений скорости кровотока и принято решение о выполнении коррекции параметров излучения.

Третья глава посвящена разработке способов эффективной реализации мобильного монитора скорости кровотока. Были определены следующие критерии эффективности: энергоэффективность; степень интеграции; количество каналов приемопередатчика. Энергоэффективность и степень интеграции имеют однозначные численные выражения, и их величины растут с повышением эффективности, следовательно вполне допустимо проводить оценку их произведений. При этом, изменение количества каналов приемника/передатчика сказывается как на величине энергоэффективности, так и на величине коэффициента интеграции, при этом с ростом числа каналов приемо-передатчика теоретически повышается надежность мониторирования в сложных условиях. Поэтому решалась задача определения значений показателя эффективности для набора возможных решений, а при сравнении значений показателя эффективности рассматривались два эффективных варианта решений: одноканальный и многоканальный. Для общего сравнения вариантов реализации приемных трактов введен показатель эффективности Кюс, рассчитываемый по следующей формуле:

длгс„ + 10->е(лг„)

к _ 10

«х р с Гих

где БШхх- входной динамический диапазон, Л^г- число каналов приемника, Рях - потребляемая мощность, ¿'и- - площадь микросхем.

В диапазоне числа каналов от 1 до 4 аналоговые приемные тракты или цифровые с субдискретизацией оказываются наиболее эффективными, а при числе каналов 8 эффективность цифровых приемных трактов с передискретизацией оказывается сопоставимой с эффективностью цифровых трактов с субдискретизацией, но, при этом, эффективность аналоговых трактов все же оказывается примерно вдвое большей. Для возбуждения многоэлементных датчиков требуются многоканальные передающие тракты. Увеличение числа каналов Л^я-, а равно и числа активных пьезоэлементов датчика, улучшает угловое разрешение, снижая минимальный шаг угла 0 наклона УЗ луча при использовании принципов ФАР, однако с ростом числа каналов в суммарном потреблении передатчика начинают доминировать потери мощности на перезарядку паразитных емкостей коммутатора. Поэтому, с увеличением числа каналов должно быть снижено напряжение возбуждения. Для сравнения передающих трактов используется показатель эффективности КТх-

К 1

^ РТХ-8ТХ-0{КТХУ

® (N тх) ~ агс5>п | |. при Ытх> 1,

где ТУ»-число каналов передатчика, Ртх - потребляемая мощность, Бтх—площадь микросхем.

Из представленных данных видно, что эффективность передающего тракта в значительной степени зависит от напряжения возбуждения пьезодатчика, что отражает рост потребления передающего по мере увеличения напряжения возбуждения. Вполне закономерно, что эффективность многоканальных передающих трактов оценивается как более низкая, несмотря на то, что с ростом числа каналов, наряду с увеличением потребления мощности, увеличивается также и угловое разрешение при электронном управлении лучом. Очевидно, что незначительное улучшение углового разрешения с ростом числа каналов не компенсируется существенно возрастающими затратами по потреблению мощности и занимаемой площади. При сопоставлении итоговых вариантов реализации ММСК установлено, что с ростом числа каналов приемника и/или передатчика все более значимым становится вклад потребления приемопередающей части прибора, и интегральный показатель эффективности Кт можно записать в виде:

10

(1)

Кт

в (Ы тх)=ахс$т

N т

, при N тх> 1,

где Р-общая потребляемая мощность, 5 - общая площадь микросхем.

Как видно из рисунка 4, увеличение числа каналов приемника несколько повышает значение интегрального показателя эффективности реализации ММСК за счет увеличения ОСШ приемника. Однако, качественное изменение наблюдается при переходе к многоэлементному передатчику, обеспечивающему достаточное

угловое разрешение при электронном управлении лучом.

Потребляемая мощность пс

га и приемного тракта

Варианты реализации

Рисунок 4 - Потребление и интегральный показатель эффективности с А- аналоговым, Эи~ цифровым с субдискретизацией, ОО - цифровым с передискретизацией вариантами ППТ Таким образом, интегральный показатель эффективности позволяет оценить эффективность вариантов реализаций, при этом, в выражении (1) учитывается итоговый прирост производительности на фоне общих затрат потребления и площади. Наивысшее значение показателя эффективности характерно для вариантов с аналоговым приемным трактом, поскольку для рассмотренного диапазона каналов они обладают наименьшим соотношением потребления и площади. По результатам

сравнения эффективности вариантов приемо-передающих трактов (ППТ) выделены два варианта эффективной реализации мобильного монитора скорости кровотока: одноканальный и восьмиканальный с аналоговыми ППТ.

Были рассмотрены конфигурации одноэлементных и многоэлементных датчиков (см. рисунок 5), способных обеспечить удовлетворение критериям эффективности. При этом, датчики должны сохранять выбранную ориентацию по отношению к исследуемому сосуду в течение всего времени мониторирования.

д Поверхность датчика

Рисунок 5 — Конфигурации многоэлементных пъезодатчиков для мониторирования

Для секторного датчика (см. рисунок 5а), если сосуд расположен в плоскости сканирования, и для датчика в виде матрицы пьезоэлементов имеется возможность выполнения коррекции доплеровского угла многолучевым методом. Требование по расположению сосуда в плоскости сканирования может быть устранено в режиме параллельного возбуждения с применением двухмерной матрицы пьезоэлементов и принципов ФАР (см. рисунок 56), когда ориентация плоскости сканирования может быть изменена вдоль оси датчика на 90°. Более сложные конфигурации датчиков существенно повышают затраты на организацию передающего тракта, поэтому их применение в ММСК видится нецелесообразным.

Далее было рассмотрено распределение задач формирования луча и обработки сигналов для различных вычислительных средств. В случае организации цифрового приемного тракта большинство вычислительных функций может быть решено только с применением ПЛИС. ЦСП, наряду с ПЛИС, могут применяться при организации варианта приемного тракта в цифровом виде с субдискретизацией. МК на базе ядра ARM способны выполнять функции формирователя луча, вычислительного и интерфейсного устройств в вариантах реализации с аналоговым приемным трактом и малым числом каналов, что повышает степень интеграции и общую энергоэффективность.

Таким образом, оптимальность применения в качестве формирователя луча и вычислительного ядра ПЛИС или МК зависит от количества каналов и варианта реализации приемного тракта (аналоговый или цифровой). Низкое энергопотребление и высокая степень интеграции в одноканальных реализациях с аналоговыми и приемными трактами могут быть обеспечены путем использования микроконтроллеров общего назначения с архитектурой ядра ARM. В

многоканальных реализациях целесообразно применять ПЛИС в качестве формирователей луча и обработчика сигналов. На основании полученных результатов были выделены эффективные варианты реализации мобильного монитора скорости кровотока: одноканальный и многоканальный. В связи с тем, что в диапазоне числа каналов от 1 до 8 наибольшей эффективностью обладают аналоговые приемные тракты, то в мобильном мониторе скорости кровотока целесообразно применять аналоговые ППТ. Одноканальный вариант передающего тракта целесообразен только совместно с одноканальный приемным трактом, и, соответственно, восьмиканальный передающий тракт с таким же числом каналов приемного тракта.

Четвертая глава посвящена экспериментальному изучению возможностей практического применения способа эффективной реализации одноканального варианта ММСК. В качестве критерия практической применимости используется условие соответствия характеристик экспериментального образца ММСК сформулированным параметрам из таблицы 1.

Таблица 1 — Технические требования к экспериментальному образцу ММСК

Параметр Значение

Объект инсонавдш общая сонная артерия - ОСА

Измеряемые величины линейная скорость; диаметр сосуда

Диаметр сосуда, мм / Исследуемый объем, мм 4-9/5-10

Скорость кровотока, м/с 0,1-2,0

Диапазон значений доплеровского угаа, ° 45-70

Мин./Макс доплеровская частота, кГц 0,18 / 7,4 - Fy, = 4 МГц; 0,22 /9,3-/>3 = 5 МГц

Частота измерений скорости кровотока, Гц 20-25

Режимы/Частота повторения, кГц импульсная доплерография /15-20

Метод коррекции доплеровского угла многолучевой

Максимальная глубина инсонации, мм 40 при Fn = 4 МГц; 50 при Fy] = 5 МГц

Габариты ВхШ*Г,мм/Масса,г/Время работы,ч 140x70x20 / 300 /4-8

Отображение / сохранение / передача дисплей / карта Micro-SD / радиоканал

На рисунке 6а представлена структурная схема макета приемопередающего тракта. При разработке макета ППТ проводилось моделирование функционирования узлов приемопередатчика, подсистемы питания, а также модуля управления. Результаты моделирования были подтверждены результатами испытаний узлов ППТ, показавшими, что при подаче на вход приемника непрерывного частотно-модулированного УЗ сигнала, имитирующего реальный сигнал при помощи генератора ГСС-120, приемный тракт корректно выполняет демодуляцию доплеровского сигнала и обеспечивает требуемую характеристику выходного полосового фильтра. При подключении экспериментального пьезодатчика (разработка НКТБ «Пьезоприбор») передающий тракт успешно формирует сигнал возбуждения датчика с амплитудой ±30 В и длительностями импульсов порядка 1,5 мкс. При этом разработанная подсистема питания (см. рисунок 66) обеспечивает все питающие напряжения, необходимые для функционирования узлов макета ППТ, с допустимым уровнем шума в цепях аналогового питания в течении времени

измерения.

^ Подсиспена питания нонета приено-переЭоотего тракта МИСК

4-о

Аналоговое МАХ1676

/

т приемо-передавшвго тракта ММСК

43 ЗраОЬер пьеюдолицки HD'211 ТС6320 Прием/передача

MD01C0 1

1 1

Формироботель усиления DAC7811 А08606 - Усилитель AD8331

Детектор уроЬня эхо-сигнолоб МАХ997

Полосойой фильтр

AD8606

Рисунок б - Структурная схема подсистемы питания (а) и макета приемопередающего

тракта ММСК (б)

Для проведения итоговых испытаний макета ППТ применялся модуль управления, основанный на оценочной плате EK-LM3S8962 с МК общего назначения на базе ядра ARM (см^£исунок_7}^__________________

Модуль управления макетом приемо-передодцего тракта ММСК на базе оценочной платы CK-LM3S8962

Карта памяти Дисплей 0LED RGS13128096WH СтаЗилиэатор питания *1БВ FAN5331

Micro SD

А

Синхронный детектор

1

Микроконтроллер LM3S8962

J

Подсистема загрузки и отлаЗки

ЗЬукобой КВариебий ♦3,3В Стабилизатор

сигнализатор резонатор •Ч— питания «3,35

<.кГи 8МГи LP834SILD-3 Э

Рисунок 7 - Структурная схема модуля управления макетом ППТ Разработанные алгоритм функционирования и программное обеспечение экспериментального образца обеспечили функционирование узлов макета приемопередающего тракта в соответствии с заданными требованиями. При этом удалось обеспечить общие габаритные размеры экспериментального образца 140x70x30 мм и массу порядка 200 г совместно с Li-ion аккумулятором емкостью 5,5 Вт-ч. По той причине, что оптимизация потребления данной оценочной платы

труднореализуема, удалось обеспечить максимальное время работы 3,5 часов экспериментального образца в режиме излучения с размером исследуемого объема 1 мм и подключенном экспериментальном датчике. Однако, доминирующей компонентой в потреблении всего устройства в данной ситуации оказывается потребление датчика. Так, при испытаниях с постоянной нагрузкой, имитирующей эквивалентную нагрузку экспериментального датчика с согласованным импедансом и сопротивлением на рабочей частоте порядка 10 Ом в режиме исследуемого объема 10 мм, потребление узла питания возбуждения составляет 970 мВт. Таким образом, действия по увеличению продолжительности автономной работы могут включать в себя применение аккумуляторов емкости более 7 Вт-ч и поиск компромиссного решения в части использования датчика с низким потреблением и высоким коэффициентом двойного преобразования.

Для проведения испытаний была разработана модель объекта инсонации (см. рисунок 86), имитирующая сосуд в теле человека с движущейся по нему с постоянной скоростью кровью. Аналогом крови выступала суспензия на основе мела. Для минимизации затуханий УЗ при прохождении стенок из каучука их толщина была задана равной 0,2 мм. Коэффициент затухания УЗ в объеме модели составил 0,5 дБ/см/МГц и был определен экспериментально прямым методом. Очевидно, что данная величина характеризует не столько затухание УЗ в воде, сколько потери при прохождении и отражении УЗ на границах сред.

2 У/6IV ■

5 с)ВУгт5/с1К/

Пте 1.008тг О*9.60вт5

Рисунок 8 — Результаты испытаний экспериментального образца ММСК (а) и схема модели

объекта инсонации (б)

Для определения частоты максимума коэффициента двойного преобразования использовалась модель объекта инсонации без сквозной трубки. Эффекты распределения интенсивности импульсного акустического поля в ближней зоне не учитывались, при этом учитывалось затухание УЗ с коэффициентом 0,5 дБ/см/МГц, определенным экспериментально ранее. В конечном итоге, по результатам измерений частотной зависимости коэффициента двойного преобразования была выбрана рабочая УЗ частота ММСК 4,07 МГц. В ходе проведения испытаний был детектирован доплеровский сигнал, формируемый потоком суспензии при наличии в потоке пузырьков воздуха, являющихся высоко контрастными отражателями (см.

рисунок 8а). Как можно заметить, ОСШ не превышает 5 дБ. В первую очередь, низкое ОСШ связано с малым сигналом на входе усилителя. Поскольку увеличение подводимой к датчику мощности нежелательно, то для проверки функционирования ММСК в реальных условиях должен быть разработан и испытан УЗ пьезодатчик, оптимизированный для медицинского применения в задачах мониторирования скорости кровотока в сосудах человека.

В пятой главе представлена методика построения ММСК, ориентированная под конкретные параметры УЗ датчика и созданная с учетом разработанных методов повышения эффективности мониторирования скорости кровотока. Все исходные данные классифицированы по характеру первоочередного влияния на параметры проектируемого прибора следующим образом: архитектурные - влияют на архитектуру прибора; функциональные - влияют на параметры функционирования прибора; эксплуатационные - влияют на удобство в эксплуатации. В результате была разработана последовательность действий и соответствующая ей блок-схема алгоритма методики, показанная на рисунке 9.

(^НАЧАЛО

-^т^ЧВ

I ПОЛУЧЕНИЕ I I ИСХОДНЫХ ДАННЫХ I I И ПАРАМЕТРОВ | [ ДАТЧИКА /

ОПРЕДЕЛЕНИЕ ПАРАМЕТРОВ СИГНАЛОВ ВОЗБУЖДЕНИЯ И ПРИЕМА

ФОРМИРОВАТЕЛЬ

ЛУЧА - МК ВЫЧИСЛИТЕЛЬНОЕ ЯДРО - МК

ФОРМИРОВАТЕЛЬ

ЛУЧА - МК ВЫЧИСЛИТЕЛЬНОЕ ЯДРО - плис

ФОРМИРОВАТЕЛЬ

ЛУЧА - ПЛИС ВЫЧИСЛИТЕЛЬНОЕ ЯДРО - МК

ФОРМИРОВАТЕЛЬ

ЛУЧА - ПЛИС ВЫЧИСЛИТЕЛЬНОЕ

ЯДРО - плис

Г~ 1

ЧИСЛО КАНАЛОВ - ЧИСЛО КАНАЛОВ -

ПРИЕМНИКА 1-8 ПРИЕМНИКА 8

ПЕРЕДАТЧИКА 1 ПЕРЕДАТЧИКА 8

ТИП ^^

СОГЛАСОВАНИЯ

ДАТЧИКА

РЕАКТИВНОЕ ПОЛНОЕ

* +

ТОПОЛОГИЯ - ТОПОЛОГИЯ -

ПОСЛЕД/ПАРАЛЛЕЛ. ТРАНСФОРМАТОРНАЯ

(-РЕАКТИВНОСТЬ) ИЛИ 1.-СХЕМА

ОПРЕДЕЛЕНИЕ ТРЕБОВАНИЙ К ПРОИЗВОДИТЕЛЬНОСТИ ВЫЧИСЛИТЕЛЕЙ (МК, ПЛИС)

ОПРЕДЕЛЕНИЕ НОМИНАЛОВ КОМПОНЕНТОВ СХЕМЫ СОГЛАСОВАНИЯ

ОПРЕДЕЛЕНИЕ ТРЕБОВАНИЙ К СХЕМЕ ВОЗБУЖДЕНИЯ И ПРИЕМА

Рисунок 9 — Алгоритм построения ММСК Последовательность действий методики включает следующие пункты:

1 Определение числа каналов передатчика и приемника в зависимости от конструкции датчика.

2 Проверка условия однозначности измерений скорости кровотока и определение параметров сигналов возбуждения и приема на основе заданных величин глубины инсонации, размеров исследуемого объема и диапазона скоростей кровотока.

3 Определение топологии и параметров элементов схемы согласования в зависимости от импеданса пьезоэлементов на рабочей частоте.

4 Определение параметров входного динамического диапазона, максимального усиления и подстройки усиления приемника; выходного тока и максимального напряжения передатчика.

5 Выбор типа реализации приемопередающего тракта (аналоговый, цифровой с субдискретизацией, цифровой с передискретизацией) и устройства формирователя луча.

6 Определение требуемой производительности и выбор вычислительного ядра системы, предназначенного для обработки сигналов, а также интерфейсного устройства, отвечающего за взаимодействие с пользователем.

7 Определение характеристик подсистемы питания на основе данных об общем потреблении системы, а также требуемых параметров аккумулятора.

8 Определение количества печатных плат на основе данных об общей площади микросхем и требуемых габаритов прибора.

9 Оценка итогового объема.

В заключении кратко сформулированы основные результаты настоящего исследования.

В приложении А приводятся табличные данные, использованные при сравнении вариантов реализации мобильного монитора скорости кровотока. В приложение Б включены сведения о практическом применения результатов исследования.

ОСНОВНЫЕ РЕЗУЛЬТАТЫ РАБОТЫ

1 Рассмотрены перспективы применения неинвазивного мониторирования скорости кровотока и выявлено, что создание высокотехнологичных средств продолжительного неинвазивного исследования гемодинамических параметров является актуальной задачей как для использования в медицинской практике, так и для решения ряда научных задач. Показано, что повышение эффективности ультразвукового мониторирования скорости кровотока, состоящее в обеспечении безопасности и достоверности измерений скорости кровотока продолжительностью в несколько часов при сохранении свободной активности пациента, является актуальной задачей

2 Показано, что метод обеспечения безопасности ультразвукового мониторирования основан на учете ограничений мощности по критериям предельной интенсивности в зоне фокуса и предельной интенсивности на выходе датчика. При этом ограничение максимальной глубины инсонации по критерию однозначного измерения скорости кровотока целесообразно дополнить ограничением глубины инсонации по критерию предельной интенсивности на выходе датчика.

3 Показано, что метод повышения достоверности измерений включает применение многолучевого метода коррекции угла инсонации и анализ величины

модифицированного индекса спектрального расширения в моменты систолического пика, который позволяет обнаруживать наличие турбулентного потока или эффекта наложения частот.

4 Сформулированы критерии эффективности, к которым относятся энергоэффективность, степень интеграции и количество каналов приемопередатчика.

5 Предложен интегральный показатель эффективности, позволяющий оценивать эффективность вариантов реализации мобильного монитора скорости кровотока с учетом общего увеличения производительности, вносимого каждым узлом в отдельности на фоне общих затрат энергопотребления и занимаемой площади.

6 Из анализа показателя эффективности следует, что целесообразными являются реализации одноканального варианта с аналоговым приемо-передающим трактом и восьмиканального варианта с аналоговым приемо-передающим трактом. Наибольший показатель эффективности имеет вариант реализации с восьмиканальным приемо-передатчиком и аналоговым приемным трактом, при этом одноканальный вариант с аналоговым приемным трактом имеет на 50% меньшее значение показателя эффективности, но на 60% меньшее потребление и на 30% меньшую площадь. При этом, в целом для рассмотренного диапазона каналов аналоговые приемные тракты имеют наименьшее соотношение потребления и площади.

7 Показано, что способ эффективной реализации одноканального варианта основан на использовании аналогового приемного тракта совместно с микроконтроллером общего назначения с архитектурой ядра ARM, а способ эффективной реализации многоканального варианта основан на использовании восьмиканального приемо-передатчика с аналоговым приемным трактом совместно с программируемой логической интегральной схемой в качестве формирователя луча и обработчика сигналов.

8 Подтверждена практическая применимость способа эффективной реализации одноканального варианта мобильного монитора скорости кровотока. Экспериментальный образец, реализующий способ повышения эффективности одноканального варианта реализации мобильного монитора скорости кровотока, в ходе проведения испытаний детектировал доплеровский сигнал потока суспензии при наличии в потоке отражателей с высокой контрастностью.

9 На основе разработанных методов повышения эффективности мониторирования скорости кровотока создана методика построения мобильного монитора скорости кровотока в сосудах человека, основными исходными данными которой являются параметры пьезодатчика. Такой подход является предпочтительным при постановке перспективных НИОКР по созданию приборов, оптимизированных для задач мониторирования скорости кровотока.

ПУБЛИКАЦИИ АВТОРА ПО ТЕМЕ ДИССЕРТАЦИИ

Статьи в журналах из «Перечня» ВАК

1 Рябоконь A.C. Перспективы применения неинвазивных методов при построении гемодинамических моделей // Известия ЮФУ. Технические науки. Тематический выпуск: «Компьютерные и информационные технологии в науке, инженерии и управлении». Таганрог: Изд-во ТТИ ЮФУ, 2011. № 5, 261 с. - С. 129133.

2 Рябоконь A.C. Разработка мобильного ультразвукового монитора скорости кровотока в сосудах человека // Ползуновский вестник, 2012. - № 2/1. - С. 207-210.

3 Рябоконь A.C. Моделирование при разработке мобильного ультразвукового монитора скорости кровотока // Инженерный вестник Дона: электронный научно-инновационный журнал, - 2012, №3 // http://www.ivdon.ru/uploads/article/pdf/2012_3_20.pdf_907.pdf.

Статьи в других изданиях и тезисы докладов на конференциях

4 Рябоконь A.C. Прибор для измерения скорости кровотока в сосудах человека // Сборник тезисов докладов IX Всероссийской НТК студентов и аспирантов «Техническая кибернетика, радиотехника и системы управления» (КРЭС-08), 23-24 октября 2008 г. Том 1. Таганрог. Изд-во ТТИ ЮФУ, 2008. - С. 107-108.

5 Рябоконь A.C. Сравнительный анализ микроконтроллеров для мобильного ультразвукового монитора скорости кровотока // Актуальные проблемы биологии, нанотехнологий и медицины: Материалы III Международной научно-практической конференции, Ростов-на-Дону, 1-4 октября 2009 г, Ростов н/Д: Изд-во СКНЦ ВШ ЮФУ, 2009. - 300 с. - С. 272.

6 Рябоконь A.C. Формирование требований к пьезодатчику мобильного ультразвукового монитора скорости кровотока // Измерение, контроль, информатизация: Материалы Тринадцатой международной научно-технической конференции. Том 1 / Под. ред. Л. И. Сучковой. — Барнаул: Изд-во АлтГТУ, 2012. — 222 с. - С. 204-206.

7 Рябоконь A.C. Интегральный показатель эффективности для сравнения вариантов реализации ультразвукового мобильного монитора скорости кровотока в сосудах человека // Информатика и компьютерные технологии / Сборник трудов VIII международной научно-технической конференции студентов, аспирантов и молодых ученых - 18-19 сентября 2012 г., Донецк, ДонНТУ, - 2012. В 2-х томах, Т. 2.-323 с.-С. 204-208.

8 Рябоконь A.C. Обеспечение безопасности и достоверности измерений при мониторировании скорости кровотока // Тенденции и инновации современной науки / Материалы VI Международной научно-практической конференции (тезисы докладов) - 19 февраля 2013 г., Краснодар, Научно-издательский центр Априори, 2013,- 104 с.-С. 63.

Подписано в печать 29.04.13. Формат 60 * 84 1/i6. Бумага офсетная. Печать офсетная. Усл. печ. л. 1,0. Уч.-изд. л. 1,0. Тираж 100 экз. Заказ № 2902.

Отпечатано в •литографии ЮФУ 344090, г. Ростов-на-Дону, пр. Стачки, 200/1. Тел. (863) 247-80-51.

ЮЖНЫЙ ФЕДЕРАЛЬНЫЙ УНИВЕРСИТЕТ

На правах рукописи

04201359184

РЯБОКОНЬ Александр Сергеевич

ИССЛЕДОВАНИЕ И РАЗРАБОТКА МЕТОДОВ ПОВЫШЕНИЯ ЭФФЕКТИВНОСТИ МОНИТОРИРОВАНИЯ СКОРОСТИ КРОВОТОКА

05.11.17- Приборы, системы и изделия медицинского назначения

ДИССЕРТАЦИЯ на соискание ученой степени кандидата технических наук

НАУЧНЫЙ РУКОВОДИТЕЛЬ -доктор технических наук, профессор Панич Анатолий Евгеньевич

Ростов-на-Дону, 2013

СОДЕРЖАНИЕ

СПИСОК ИСПОЛЬЗОВАННЫХ СОКРАЩЕНИЙ..................................................5

ВВЕДЕНИЕ..................................................................................................................6

ГЛАВА 1 МОНИТОРИРОВАНИЕ КРОВОТОКА В МЕДИЦИНСКОЙ ПРАКТИКЕ И В НАУЧНЫХ ИССЛЕДОВАНИЯХ: СОВРЕМЕННОЕ СОСТОЯНИЕ ПРОБЛЕМЫ......................................................................................13

1.1 Неинвазивное мониторирование кровотока в настоящее время и в перспективе............................................................................................................13

1.2 Акустические и физиологические особенности ультразвукового исследования кровотока........................................................................................20

1.3 Воздействие ультразвукового излучения на человека.................................23

1.4 Режимы измерения скорости кровотока на основе эффекта Доплера.......27

1.5 Совместное измерение скорости кровотока и диаметра сосудов..............29

1.6 Методы коррекции угла инсонации..............................................................32

1.7 Структура ультразвуковых доплерографов..................................................33

1.8 Элементная база ультразвуковых доплерографов.......................................36

1.9 Ультразвуковые пьезоэлектрические датчики в доплерографии...............38

Выводы...................................................................................................................42

ГЛАВА 2 МЕТОДЫ ПОВЫШЕНИЯ БЕЗОПАСНОСТИ И ДОСТОВЕРНОСТИ ИЗМЕРЕНИЙ ПРИ МОНИТОРИРОВАНИИ СКОРОСТИ КРОВОТОКА..........44

2.1 Метод повышения безопасности ультразвукового мониторирования скорости кровотока................................................................................................44

2.1.1 Ограничения средней электрической мощности, подводимой к датчику................................................................................................................44

2.1.2 Ограничения глубины инсонации..........................................................48

2.1.3 Ограничения амплитуды выходного напряжения и средней выходной мощности формирователя сигнала возбуждения...........................................52

2.2 Метод повышения достоверности измерений при мониторировании скорости кровотока................................................................................................55

2.2.1 Минимизация ошибки измерения скорости кровотока.......................55

2.2.2 Минимизация ошибки измерений диаметра сосуда............................57

2.2.3 Оценка инструментальной ошибки измерений....................................59

2.2.4 Показатель для оценки достоверности измерений при мониторировании скорости кровотока............................................................60

Выводы...................................................................................................................63

ГЛАВА 3 ЭФФЕКТИВНОСТЬ РЕАЛИЗАЦИЙ МОБИЛЬНОГО МОНИТОРА СКОРОСТИ КРОВОТОКА.......................................................................................65

3.1 Критерии эффективности..............................................................................65

3.2 Показатель эффективности приемного тракта............................................66

3.3 Показатель эффективности передающего тракта........................................76

3.4 Интегральный показатель эффективности вариантов реализации мобильного монитора скорости кровотока.........................................................82

3.5 Способы эффективной реализации одноканальпого и многоканального вариантов мобильного монитора скорости кровотока.......................................87

3.5.1 Конфигурации ультразвуковых датчиков..............................................87

3.5.2 Подсистема управления и обработки сигналов и приемо-передающий тракт....................................................................................................................90

Выводы...................................................................................................................94

ГЛАВА 4 ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНЫЙ ОБРАЗЕЦ ОДНОКАНАЛЬПОГО ВАРИАНТА МОБИЛЬНОГО МОНИТОРА СКОРОСТИ КРОВОТОКА.............96

4.1 Детализация задач экспериментального исследования..............................96

4.2 Разработка экспериментального образца мобильного монитора скорости кровотока в сосудах человека...............................................................................98

4.2.1 Разработка макета приемо-передающего тракта..................................98

4.2.2 Разработка подсистемы питания..........................................................103

4.2.3 Разработка модуля управления............................................................106

4.3 Проведение модельного эксперимента с использованием экспериментального ультразвукового пьезодатчика и модели объекта

инсонации.............................................................................................................118

4.3.1 Разработка модели объекта инсонации...............................................118

4.3.2 Определение рабочих параметров экспериментального датчика.....120

4.3.3 Испытания экспериментального образца мобильного монитора

скорости кровотока..........................................................................................122

Выводы.................................................................................................................123

ГЛАВА 5 МЕТОДИКА ПОСТРОЕНИЯ МОБИЛЬНОГО МОНИТОРА

СКОРОСТИ КРОВОТОКА.....................................................................................124

ЗАКЛЮЧЕНИЕ........................................................................................................130

ЛИТЕРАТУРА...........................................................................................................133

ПРИЛОЖЕНИЕ А Табличные данные для сравнения вариантов реализации

мобильного монитора скорости кровотока...........................................................145

ПРИЛОЖЕНИЕ Б Сведения о практическом применении результатов диссертации..............................................................................................................151

СПИСОК ИСПОЛЬЗОВАННЫХ СОКРАЩЕНИЙ

HV - High Voltage

MIPS - Million Instructions Per Second

MSPS - Mega-samples Per Second

PLL - Phase-Locked Loop

PWM - Pulse Width Modulation

SBI - Spectral Broadening Index

S PI - Serial Peripheral Interface

UART - Universal Asynchronous Receiver/Transmitter

АЦП - Аналого-цифровой преобразователь

АЧХ — Амплитудно-частотная характеристика

БПФ - Быстрое преобразование Фурье

ДПФ — Дискретное преобразование Фурье

МК - Микроконтроллер

ММСК - Мобильный монитор скорости кровотока

ПЛИС - Программируемая логическая интегральная схема

111 IT - приемо-передающий тракт

УВХ — Устройство выборки/хранения

УЗ - Ультразвук

ФАР — Фазированная антенная решетка

ФВЧ — Фильтр высоких частот

ФНЧ - Фильтр низких частот

ЦАП - Цифро-аналоговый преобразователь

ЦСП - Цифровой сигнальный процессор

ВВЕДЕНИЕ

Известно, что метод мониторирования, успешно используемый в кардиографии и исследованиях артериального давления, позволяет выявлять степень вариабельности исследуемых параметров на фоне деятельности пациента в течение длительного интервала времени. Отсутствие эффективных средств неинвазивного ультразвукового мониторирования центрального и периферического кровотока в значительной мере затрудняет исследование взаимосвязей гемодинамических параметров в динамике развития реакций в сердечно-сосудистой системе человека [23, с.430; 56, с.591]. В результате существенно ограничиваются возможности совершенствования гемодииамических моделей. За последние годы интерес исследователей к изучению гемодинамических процессов привел к созданию многочисленных частных моделей [13; 93; 103; 119], учитывающих некоторые особенности гемодинамики в определенном диапазоне значений параметров, либо влияние на гемодинамику отдельных частных факторов.

При этом, с точки зрения медицинской практики значительный интерес представляет повышение эффективности диагностики сердечно-сосудистых заболеваний у населения. Так, в областной долгосрочной программе «Развитие здравоохранения Ростовской области на 2010 - 2014 годы» [25] отмечается, что основная причина смертности в Российской Федерации и во многих странах мира по-прежнему связана с сердечно-сосудистыми заболеваниями. И в этой связи, особое внимание уделяется мероприятиям по их предупреждению и раннему выявлению, чему, наряду с другими диагностическими методами, в значительной степени способствует применение мониторирования.

Стационарное мопиторирование кровотока вошло в медицинскую практику еще в начале 80-х годов прошлого века, где применялось в исследованиях транскраниального кровотока. Однако, и сегодня его применение по-прежнему ограничивается областью цереброваскулярных исследований, и

существующие в настоящее время стационарные транскраниальные мониторы не способны выполнять мопиторирование центрального или периферического кровотока в условиях свободной активности пациента. Аналогично, не способны выполнять мопиторирование и широко распространенные доплеровские измерители скорости кровотока, предназначенные для непродолжительных измерений и требующие непрерывного участия оператора, ответственного за обеспечение безопасности и достоверности измерений.

Проблема безопасности медицинского ультразвукового излучения активно исследовалась в 70-х - 90-х годах прошлого столетия, и результатом обширных исследований явилось принятие в качестве стандарта граничных значений акустических параметров, характеризующих безопасное излучение низкой интенсивности [10]. Тем не менее, при кратковременных исследованиях допускаются более высокие интенсивности, и как показано в работе Nelson и др. [148], в практических исследованиях используются величины, в несколько раз превышающие порог безопасного излучения. Но, если при кратковременных ультразвуковых исследованиях нежелательное действие ультразвука повышенной интенсивности оказывается слабо выраженным, то при мониторировании кровотока повышенные интенсивности недопустимы, поэтому соблюдение условий безопасности и достоверности измерений в случае мониторирования должно обеспечиваться непосредственно самими средствами измерений.

Таким образом, становится очевидной необходимость повышения эффективности мониторирования скорости кровотока. При этом под эффективностью понимается обеспечение безопасности и достоверности измерений при мониторировании скорости кровотока с возможностью свободного движения пациента. И в связи с этим особое значение приобретает также задача эффективной аппаратной реализации мобильного доплеровского монитора с автономным питапием. Однако, как известно, построение оптимальной архитектуры конкретного ультразвукового устройства

представляет собой сложную научную и инженерную проблему, решением которой в последние годы активно занимаются зарубежные исследователи. В частности, рассматриваются проблемы распределения ресурсов ПЛИС и ЦСП в задачах демодуляции и вычисления доплеровского спектра [108; 134; 149]; применения интегрального решения на базе ПЛИС в задачах демодуляции и вычисления доплеровского спектра [83; 128]; применения систем на кристалле и ПЛИС для реализации интегрального приемо-передающего тракта совместно с демодулятором и формирователем луча [98; 101]; построения интегрального преобразователя питания высокого напряжения [84].

Таким образом, целыо настоящего исследования является повышение эффективности мониторирования скорости кровотока, когда в течение продолжительного времени обеспечиваются безопасность и достоверность измерений в условиях свободной активности пациента. Для достижения поставленной цели были сформулированы и решены следующие задачи исследования:

1. Определение граничных условий для параметров излучения и разработка метода повышения безопасности ультразвукового мониторирования.

2. Определение условий излучения, при которых обеспечивается минимальная ошибка измерений скорости кровотока и диаметра сосуда, а также разработка показателя для оценки достоверности результатов измерений и метода повышения достоверности измерений.

3. Определение критериев оценки эффективности реализаций мобильного монитора скорости кровотока и разработка способов эффективной реализации мобильного монитора скорости кровотока.

4. Экспериментальная проверка применимости способа эффективной реализации одноканального варианта мобильного монитора скорости кровотока.

5. Разработка методики построения ультразвукового мобильного монитора скорости кровотока.

Достоверность исследования подтверждена полученными при проведении моделирования результатами, их согласованностью с известными из литературы данными, а также результатами испытаний экспериментального образца мобильного монитора скорости кровотока.

Научная новизна диссертации характеризуется следующими результатами:

1. Выявлены ограничения максимальной глубины инсонации и максимальной амплитуды напряжения возбуждения пьезодатчика, обеспечивающие однозначность измерений и безопасность ультразвукового мониторировапия скорости кровотока.

2. Получен модифицированный индекс спектрального расширения, предназначенный для оценки достоверности измерений при мониторировании скорости кровотока.

3. Предложены критерии оценки эффективности реализации мобильного монитора скорости кровотока.

Практическая значимость настоящей работы обусловлена следующими результатами:

1. Разработан алгоритм функционирования экспериментального образца мобильного монитора скорости кровотока.

2. Разработана методика построения мобильного монитора скорости кровотока, для которой параметры ультразвукового датчика являются основными исходными данными.

Научные положения, выносимые на защиту:

1. Метод повышения безопасности ультразвукового мониторирования скорости кровотока.

2. Метод повышения достоверности измерений скорости кровотока.

3. Критерии оценки эффективности и способы эффективной реализации мобильного монитора скорости кровотока.

Структура и содержание диссертационной работы. Диссертация

состоит из введения, пяти глав, заключения, списка цитируемой литературы, включающего 168 наименований, и приложений. Содержание работы изложено на 156 страницах машинописного текста, содержит 32 рисунка и 15 таблиц.

В первой главе настоящей работы рассмотрены перспективы применения неинвазивных методов при построении гемодинамических моделей, в результате чего сформулирована актуальность и практическая значимость настоящего исследования. В результате рассмотрения и обобщения современных данных об акустических, физиологических и технических аспектах ультразвуковых доплеровских исследований и анализа возможностей повышения эффективности мониторирования кровотока были сформулированы цели и задачи исследования.

Во второй главе представлены результаты исследования и разработки методов повышения безопасности и достоверности доплеровского мониторирования скорости кровотока. В ходе моделирования выполнена проверка полученных теоретических заключений, показавшая согласованность результатов моделирования с имеющимися литературными данными. В результате, получены дополнительные ограничения максимально допустимой глубины инсонации и предложен модифицированный индекс спектрального расширения для оценки достоверности измерений. В выводах сформулированы ключевые особенности предложенных методов повышения безопасности и достоверности мониторирования скорости кровотока.

Третья глава посвящена исследованию, целью которого является разработка способов эффективной реализации мобильного монитора скорости кровотока. В качестве критериев эффективности были предложены энергоэффективность, степень интеграции и количество каналов приемопередатчика. Для общего сравнения эффективности вариантов реализации разработан интегральный показатель эффективности, учитывающий прирост производительности на фоне общих затрат потребления и площади. По результатам сравнения выделены два варианта эффективной реализации

мобильного монитора скорости кровотока: однокаиальный и восьмиканальный. Рассмотрены конфигурации одноэлементных и многоэлементных датчиков, обеспечивающие удовлетворение критериям эффективности, а также распределение задач формирования луча и обработки сигналов для различных типов вычислительных средств. В выводах сформулированы ключевые особенности способов эффективной реализации мобильного монитора скорости кровотока.

Четвертая глава посвящена экспериментальному изучению возможностей практического применения способа эффективной реализации одноканального варианта ультразвукового мобильного монитора скорости кровотока в сосудах человека. Были сформулированы критерии оценки практической применимости принципов построения мобильного монитора скорости кровотока в сосудах человека. Разработана структурная схема макета приемо-передающего тракта мобильного монитора скорости кровотока и, в ходе испытаний, проведена проверка функционирования макета приемопередающего тракта. Разработан экспериментальный образец мобильного монитора скорости кровотока, в состав которого входят макет приемопередающего тракта и модуль управления на базе микроконтроллера общего назначения с ядром ARM, а также разработан алгоритм функционирования прибора. Проведены модельные эксперименты с целью определения характеристик