CN108803689A - 一种多普勒生理波形模体模拟运动精准控制方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种多普勒生理波形模体模拟运动精准控制方法，弦线的运动依赖电机的转动，利用步进电机，和光电编码器组合成闭环控制系统，步进电机作为控制量，光电编码器作为反馈量；在对步进电机进行控制时，主要通过电机驱动器完成精准控制，当进行模拟的生理波形的血流流速为恒定值时，在恒速控制下，对电机驱动器输出一个恒定频率的方波信号即可；当模拟的生理波形的血流流速为非恒定值时，对弦线运动路程和时间进行微分化处理，根据血流流速曲线数据或函数解析式可以计算出第m个脉冲所对应的弦线移动的总距离，计算量虽大，但是计算精度要求高，只需计算一次即可；在波形启动同期启动计时器，并实时的与计时器中的值进行比较，当两个值相同时发出步进电机步进脉冲。

Description

一种多普勒生理波形模体模拟运动精准控制方法

技术领域

本发明涉及声学模体控制技术领域，尤其涉及一种多普勒生理波形模体模拟运动精准控制方法。

背景技术

超声医学诊断因为其安全、无痛苦、无损害、方法简便、适应面广、直观、灵活以及价廉等优点，已经成为当代医学图像诊断中的首选技术。为保证医用超声设备的使用安全，保障患者的健康，《计量法》将医用超声源列入强制检定目录。2013年国家发布实施了JJF1438-2013《彩色多普勒超声诊断仪--血流测量部分校准规范》校准规范，为彩超血流测量部分的校准提供了依据。

目前，现有的校准模体多采用悬浮颗粒流体来模拟血流，其采用的流量计来控制精度，流量计本身精度偏低，且性能会随时间变化而更加影响其精准度。还有采用弦线装置进行的模拟，控制弦线按照给定的速度曲线运动来模拟血液的流动，弦线的运动依赖电机的运转，主要是对电机转动速度的控制。血流流速的变化比较快，而且范围也大，这就要求对电机的控制需要达到较高的精度，目前，很难满足控制要求。

发明内容

本发明的目的是提供一种多普勒生理波形模体模拟运动精准控制方法，解决现有技术控制精度不够，难以控制的问题，能够根据波形模拟设定值，精准模拟血流流速。

本发明采用的技术方案为：

一种多普勒生理波形模体模拟运动精准控制方法，包括以下步骤：

所述的多普勒生理波形模体包括步进电机、电机驱动器、光电编码器、转动滑轮和弦线，电机驱动器连接步进电机的受控端，用于控制步进电机的精准运转；设步进电机作为控制量，光电编码器作为反馈量，步进电机和光电编码器组合成闭环控制系统；步进电机的输出轴上套设转动滑轮，转动滑轮与步进电机同步运转，弦线缠绕在转动滑轮上，弦线与转动滑轮同步运转；

A：设步进电机的每次可转动最小弧度为θ，当电机驱动器接收到一个脉冲信号时，将驱动步进电机转动θ；设电机驱动器接收到的第n个脉冲信号的脉冲时间周期为T_n，n＝1,2,3,…，T_n为非恒定值；设转轮的直径为R，则电机驱动器在接收到一个脉冲信号时，步进电机转动θ所引起弦线位移为一常数S_CONST＝θR；

所以，此时弦线的瞬时速度为：

其中，v_n为弦线的瞬时速度；S_CONST为步进电机转动θ角时，弦线位移常数；T_n为电机驱动器接收到的第n个脉冲信号的脉冲时间周期；

B：生理波形的血流流速为恒定值的模拟

B1：当进行模拟的生理波形的血流流速为恒定值时，即v_n＝v_CONST，为一个恒定的流速值，此时由公式(1)得T_n也为恒定值：

所以在恒速控制下，对电机驱动器输入一个恒定频率的方波信号即可，信号频率为：

B2：电机驱动器再输出步骤B1中公式(3)得到的频率信号给步进电机，步进电机按照频率信号进行恒定转动；

B3：光电编码器实时采集步进电机转动情况，作为反馈量，将采集的信息发送给电机驱动器，进行步进电机修正处理，使得步进电机进行稳定的、恒定转动；

C：生理波形的血流流速为非恒定值的模拟

C1：当模拟的生理波形的血流流速为非恒定值时，设血流流速变化为函数v(t)，起始时间为0秒，并在t_n时刻发出第n个脉冲；

C2：将弦线运动的路程按照公式(4)等分，

则对应的路程n、路程n+1时的第n个脉冲、第n+1个脉冲时间周期为：

T_n＝t_n+1-t_n,T_n+1＝t_n+2-t_n+1(n＝1,2,3,…) (5)

C3：由于产生脉冲信号的电机驱动器中的计时器电路存在最小时间分辨率T₀，所以t_n和T_n的取值必须是整数倍T₀；由于人体的血流流速具有周期性，设一个血流周期的时间为T_总，令M为整数；

C4：根据血流流速曲线数据或函数解析式计算出第m个脉冲所对应的弦线移动总距离，计算公式(6)：

其中，S_m为第m个脉冲所对应的弦线移动的总距离；S_i为第i个脉冲所对应的弦线移动距离；

C5：又因为弦线移动距离是整数倍的S_CONST，令t_n＝a_nT₀，则a_n必须满足：

或

C6：令的值满足公式(7)或公式(8)即可求出一个血流周期内的t_n序列；

其中，为第a_n个脉冲所对应的弦线移动的总距离；

C7：将求得的t_n序列对应的系数a_n以数组的形式存储在存储器中，a_n数组的差值即为计时器设定值，在波形启动同期启动计时器，按顺序读取a_n的值，并实时的与计时器中的值进行比较，当两个值相同时发出步进电机步进脉冲；

C8：光电编码器实时采集步进电机转动情况，作为反馈量，将采集的信息发送给电机驱动器，进行步进电机修正处理，使得步进电机进行有规律的设定波形的转动。

步骤B中所述的恒定值的可设定范围为10cm/s-200cm/s。

步骤C中所述的非恒定值包括9种生理波形和7种测试波形，生理波形模式模拟现实情况下人体内的血流速度波动，包括成人颈动脉、成人大动脉、成人股动脉、小儿脐带、狭窄颈动脉、小儿肾动脉、小儿导管动脉、小儿中脑动脉和小儿递减胸动脉；测试波形包括正弦波，速度幅值100、150、200cm/s；三角波，速度幅值100、150、200cm/s；梯度波。

本发明针对多普勒生理波形模体弦线模体进行设计，首先创造性的研发了能够使弦线按照设定的波形进行运动的整个机械装置，包括有液体环境模拟槽、血流波形模拟机构、血流波形模拟控制机构；血流波形模拟控制机构包括步进电机、电机驱动器和光电编码器，血流波形模拟控制机构设置在液体环境模拟槽外，步进电机的输出轴水平穿过槽壁伸入槽内，液体环境模拟槽内盛装的液体设定为水。步进电机的输出轴与转动滑轮刚性连接，驱动器的信号输出端连接步进电机的驱动端，光电编码器设于步进电机上，光电编码器的信号输出端连接电机驱动器的信号反馈接收端。

本装置中，弦线的运动依赖电机的转动。所以控制弦线按照给定的速度曲线运动来模拟血液的流动，主要是对电机转动速度的控制。血流流速的变化比较快，而且范围也大，大部分电机是无法满足控制要求。经过长期的研发与实验，本发明选用利用步进电机，和光电编码器组合成闭环控制系统，步进电机作为控制量，光电编码器作为反馈量，光电编码器的分辨率一般很难做到很小，但是步进电机可以通过软件的细分技术来提高分辨率，将电机作为补偿量是一种较为有效的技术手段。

在对步进电机进行控制时，主要通过电机驱动器完成精准控制，当进行模拟的生理波形的血流流速为恒定值时，在恒速控制下，对电机驱动器输出一个恒定频率的方波信号即可，控制较简单。

当模拟的生理波形的血流流速为非恒定值时，对弦线运动路程和时间进行微分化处理，同时考虑到产生脉冲信号的电机驱动器中的计时器电路存在最小时间分辨率，根据血流流速曲线数据或函数解析式可以计算出第m个脉冲所对应的弦线移动的总距离，计算量虽大，但是计算精度要求高，只需计算一次即可。将求得的t_n序列对应的系数a_n以数组的形式存储在存储器中，a_n数组的差值即为计时器设定值，在波形启动同期启动计时器，按顺序读取a_n的值，并实时的与计时器中的值进行比较，当两个值相同时发出步进电机步进脉冲；光电编码器实时采集步进电机转动情况，作为反馈量，将采集的信息发送给电机驱动器，进行步进电机修正处理，使得步进电机进行有规律的设定波形的转动。

附图说明

图1为本发明的多普勒生理波形模体的结构示意图；

图2为本发明的血流流速为恒定值的血流流速图；

图3为本发明的血流流速为非恒定值的血流流速图；

图4为本发明的血流流速调速原理示意图。

具体实施方式

如图1所示，本发明所述的多普勒生理波形模体包括步进电机1、电机驱动器2、光电编码器3、转动滑轮4和弦线5，电机驱动器2连接步进电机1的受控端，用于控制步进电机1的精准运转；设步进电机1作为控制量，光电编码器3作为反馈量，步进电机1和光电编码器3组合成闭环控制系统；步进电机1的输出轴上套设转动滑轮4，转动滑轮4与步进电机1同步运转，弦线5缠绕在转动滑轮4上，弦线5与转动滑轮4同步运转；还包括液体环境模拟槽6，液体环境模拟槽6内盛装的液体设定为水。

本发明包括以下步骤：

A：设步进电机1的每次可转动最小弧度为θ，当电机驱动器2接收到一个脉冲信号时，将驱动步进电机1转动θ；设电机驱动器2接收到的第n个脉冲信号的脉冲时间周期为T_n，n＝1,2,3,…，T_n为非恒定值；设转轮的直径为R，则电机驱动器2在接收到一个脉冲信号时，步进电机1转动θ所引起弦线5位移为一常数S_CONST＝θR；

所以，此时弦线5的瞬时速度为：

其中，v_n为弦线5的瞬时速度；S_CONST为步进电机1转动θ角时，弦线5位移常数；T_n为电机驱动器2接收到的第n个脉冲信号的脉冲时间周期；

B：生理波形的血流流速为恒定值的模拟，如图2所示；

B1：当进行模拟的生理波形的血流流速为恒定值时，即v_n＝v_CONST，为一个恒定的流速值，此时由公式(1)得T_n也为恒定值：

所以在恒速控制下，对电机驱动器2输入一个恒定频率的方波信号即可，信号频率为：

B2：电机驱动器2再输出步骤B1中公式(3)得到的频率信号给步进电机1，步进电机1按照频率信号进行恒定转动；

B3：光电编码器3实时采集步进电机1转动情况，作为反馈量，将采集的信息发送给电机驱动器2，进行步进电机1修正处理，使得步进电机1进行稳定的、恒定转动；

C：生理波形的血流流速为非恒定值的模拟，如图3所示；

C1：当模拟的生理波形的血流流速为非恒定值时，设血流流速变化为函数v(t)，起始时间为0秒，并在t_n时刻发出第n个脉冲；如图4所示；

C2：将弦线5运动的路程按照公式(4)等分，

则对应的路程n、路程n+1时的第n个脉冲、第n+1个脉冲时间周期为：

T_n＝t_n+1-t_n,T_n+1＝t_n+2-t_n+1(n＝1,2,3,…) (5)

C3：由于产生脉冲信号的电机驱动器2中的计时器电路存在最小时间分辨率T₀，所以t_n和T_n的取值必须是整数倍T₀；由于人体的血流流速具有周期性，设一个血流周期的时间为T_总，令M为整数；

C4：根据血流流速曲线数据或函数解析式计算出第m个脉冲所对应的弦线5移动距离，计算公式(6)：

其中，S_m为第m个脉冲所对应的弦线5移动的总距离；S_i为第i个脉冲所对应的弦线5移动距离；

C5：又因为弦线5移动距离是整数倍的S_CONST，令t_n＝a_nT₀，则a_n必须满足：

或

C6：令的值满足公式(7)或公式(8)即可求出一个血流周期内的t_n序列；

其中，为第a_n个脉冲所对应的弦线5移动的总距离；

C7：将求得的t_n序列对应的系数a_n以数组的形式存储在存储器中，a_n数组的差值即为计时器设定值，在波形启动同期启动计时器，按顺序读取a_n的值，并实时的与计时器中的值进行比较，当两个值相同时发出步进电机1步进脉冲；

C8：光电编码器3实时采集步进电机1转动情况，作为反馈量，将采集的信息发送给电机驱动器2，进行步进电机1修正处理，使得步进电机1进行有规律的设定波形的转动。

步骤B中所述的恒定值的可设定范围为10cm/s-200cm/s。匀速用于快速检测，可验证超声设备影像的正确性。

步骤C中所述的非恒定值包括9种生理波形和7种测试波形，生理波形模式模拟现实情况下人体内的血流速度波动，包括成人颈动脉、成人大动脉、成人股动脉、小儿脐带、狭窄颈动脉、小儿肾动脉、小儿导管动脉、小儿中脑动脉和小儿递减胸动脉；测试波形包括正弦波，速度幅值100、150、200cm/s；三角波，速度幅值100、150、200cm/s；梯度波。

下面结合附图说明本发明的工作原理：

如图1所示，本发明的模体包括液体环境模拟槽6、血流波形模拟机构、血流波形模拟控制机构；血流波形模拟控制机构包括步进电机1、电机驱动器2和光电编码器3，血流波形模拟控制机构设置在液体环境模拟槽6外，步进电机1的输出轴水平穿过槽壁伸入槽内，液体环境模拟槽66内盛装的液体设定为水。步进电机1的输出轴与转动滑轮4刚性连接，驱动器的信号输出端连接步进电机1的驱动端，光电编码器3设于步进电机1上，光电编码器3的信号输出端连接电机驱动器2的信号反馈接收端。

本装置中，弦线5的运动依赖电机的转动。所以控制弦线5按照给定的速度曲线运动来模拟血液的流动，主要是对电机转动速度的控制。血流流速的变化比较快，而且范围也大，大部分电机是无法满足控制要求。通过选型和实验，只有直流步进电机1和交流伺服电机能够满足。两款电机的其制方式都为角度控制，每次只能运动一个或整数倍个最小角度值，多用于定点精确控制当中。由于交流伺服电机的尺寸一般较大，所以本装置使用直流步进电机1。

本装置中为了提高控制精度，使用了光电编码器3与步进电机1组成了一个闭环控制系统。在闭环控制系统中需要选择其中一个作为控制量，另一个作为反馈量。有两种实现方案：一种是将步进电机1作为控制量，光电编码器3作为反馈量；另一种是将光电编码器3作为控制量，步进电机1作为反馈量。光电编码器3的分辨率一般很难做到很小，但是步进电机1可以通过软件的细分技术来提高分辨率，所以本实施例选择第一种方式：将步进电机1作为控制量，光电编码器3作为反馈量，将电机作为补偿量是一种较为有效的技术手段。

若要使血液流速按照按照设定的波形(频率)进行曲线运动，就需要按照步进电机1的运动特性对其进行控制。首先，设步进电机1的每次可转动最小弧度为θ(对于同一个步进电机1θ为恒定值)，当电机驱动器2接收到一个脉冲信号时，将驱动步进电机1转动θ；设电机驱动器2接收到的第n个脉冲信号的脉冲时间周期为T_n，n＝1,2,3,…，T_n为非恒定值；设转轮的直径为R，则电机驱动器2在接收到一个脉冲信号时，步进电机1转动θ所引起弦线5位移为一常数S_CONST＝θR；

所以，此时弦线5的瞬时速度为：

其中，v_n为弦线5的瞬时速度；S_CONST为步进电机1转动θ角时，弦线5位移常数；T_n为电机驱动器2接收到的第n个脉冲信号的脉冲时间周期；

当进行模拟的生理波形的血流流速为恒定值时，即v_n＝v_CONST，为一个恒定的流速值，此时由公式(1)得T_n也为恒定值：

所以在恒速控制下，对电机驱动器2输出一个恒定频率的方波信号即可，信号频率为：

电机驱动器2再输出步骤B1中公式(3)得到的频率信号给步进电机1，步进电机1按照频率信号进行恒定转动。

光电编码器3实时采集步进电机1转动情况，作为反馈量，将采集的信息发送给电机驱动器2，进行步进电机1修正处理，使得步进电机1进行稳定的、恒定转动。

当模拟的生理波形的血流流速为非恒定值时，设血流流速变化为函数v(t)，起始时间为0秒，并在t_n时刻发出第n个脉冲；

将弦线5运动的路程按照公式(4)等分，

则对应的路程n、路程n+1时的第n个脉冲、第n+1个脉冲时间周期为：

T_n＝t_n+1-t_n,T_n+1＝t_n+2-t_n+1(n＝1,2,3,…) (5)

在实际应用当中，直接采用公式(4)和(5)进行计算，计算量较大，无法保证系统的实时性。

所以，考虑到由于产生脉冲信号的电机驱动器2中的计时器电路存在最小时间分辨率T₀，所以t_n和T_n的取值必须是整数倍T₀；由于人体的血流流速具有周期性，设一个血流周期的时间为T_总，令M为整数；可得到一个时间等差数列：0,T₀,2T₀,3T₀,…,MT₀；而且由于电路控制系统只能在整数倍T₀时刻发出脉冲，所以t_n必须在上述数组中取值。

根据血流流速曲线数据或函数解析式可以计算出第m个脉冲所对应的弦线5移动距离，计算公式(6)：

其中，S_m为第m个脉冲所对应的弦线5移动的总距离；S_i为第i个脉冲所对应的弦线5移动距离；

此步骤计算量大，计算精度要求高，但是只需计算一次即可，本装置中使用matlab进行计算处理。

又因为弦线5移动距离是整数倍的S_CONST，令t_n＝a_nT₀，则a_n必须满足：

或

令的值满足公式(7)或公式(8)即可求出一个血流周期内的t_n序列；

其中，为第a_n个脉冲所对应的弦线5移动的总距离；

将求得的t_n序列对应的系数a_n以数组的形式存储在存储器中，a_n数组的差值即为计时器设定值，在波形启动同期启动计时器，按顺序读取a_n的值，并实时的与计时器中的值进行比较，当两个值相同时发出步进电机1步进脉冲；

光电编码器3实时采集步进电机1转动情况，作为反馈量，将采集的信息发送给电机驱动器2，进行步进电机1修正处理，使得步进电机1进行有规律的设定波形的转动。

所述的恒定值的可设定范围为10cm/s-200cm/s。匀速用于快速检测，可验证超声设备影像的正确性。所述的非恒定值包括9种生理波形和7种测试波形，生理波形模式模拟现实情况下人体内的血流速度波动，包括成人颈动脉、成人大动脉、成人股动脉、小儿脐带、狭窄颈动脉、小儿肾动脉、小儿导管动脉、小儿中脑动脉和小儿递减胸动脉；测试波形包括正弦波，速度幅值100、150、200cm/s；三角波，速度幅值100、150、200cm/s；梯度波。本装置能够模拟上述波形情况，从而满足多普勒生理波形模体对多普勒探头的校准要求。

最后应说明的是：以上实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述各实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分或者全部技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明实施例技术方案的范围。

Claims (3)

1.一种多普勒生理波形模体模拟运动精准控制方法，其特征在于：包括以下步骤：

所述的多普勒生理波形模体包括步进电机、电机驱动器、光电编码器、转动滑轮和弦线，电机驱动器连接步进电机的受控端，用于控制步进电机的精准运转；设步进电机作为控制量，光电编码器作为反馈量，步进电机和光电编码器组合成闭环控制系统；步进电机的输出轴上套设转动滑轮，转动滑轮与步进电机同步运转，弦线缠绕在转动滑轮上，弦线与转动滑轮同步运转；

A：设步进电机的每次可转动最小弧度为θ，当电机驱动器接收到一个脉冲信号时，将驱动步进电机转动θ；设电机驱动器接收到的第n个脉冲信号的脉冲时间周期为T_n，n＝1,2,3,…，T_n为非恒定值；设转轮的直径为R，则电机驱动器在接收到一个脉冲信号时，步进电机转动θ所引起弦线位移为一常数S_CONST＝θR；

所以，此时弦线的瞬时速度为：

其中，v_n为弦线的瞬时速度；S_CONST为步进电机转动θ角时，弦线位移常数；T_n为电机驱动器接收到的第n个脉冲信号的脉冲时间周期；

B：生理波形的血流流速为恒定值的模拟

B1：当进行模拟的生理波形的血流流速为恒定值时，即v_n＝v_CONST，为一个恒定的流速值，此时由公式(1)得T_n也为恒定值：

所以在恒速控制下，对电机驱动器输入一个恒定频率的方波信号即可，信号频率为：

B2：电机驱动器再输出步骤B1中公式(3)得到的频率信号给步进电机，步进电机按照频率信号进行恒定转动；

B3：光电编码器实时采集步进电机转动情况，作为反馈量，将采集的信息发送给电机驱动器，进行步进电机修正处理，使得步进电机进行稳定的、恒定转动；

C：生理波形的血流流速为非恒定值的模拟

C1：当模拟的生理波形的血流流速为非恒定值时，设血流流速变化为函数v(t)，起始时间为0秒，并在t_n时刻发出第n个脉冲；

C2：将弦线运动的路程按照公式(4)等分，

则对应的路程n、路程n+1时的第n个脉冲、第n+1个脉冲时间周期为：

T_n＝t_n+1-t_n,T_n+1＝t_n+2-t_n+1(n＝1,2,3,…) (5)

C3：由于产生脉冲信号的电机驱动器中的计时器电路存在最小时间分辨率T₀，所以t_n和T_n的取值必须是整数倍T₀；由于人体的血流流速具有周期性，设一个血流周期的时间为T_总，令M为整数；

C4：根据血流流速曲线数据或函数解析式计算出第m个脉冲所对应的弦线移动总距离，计算公式(6)：

其中，S_m为第m个脉冲所对应的弦线移动的总距离；S_i为第i个脉冲所对应的弦线移动距离；

C5：又因为弦线移动距离是整数倍的S_CONST，令t_n＝a_nT₀，则a_n必须满足：

或

C6：令的值满足公式(7)或公式(8)即可求出一个血流周期内的t_n序列；

其中，为第a_n个脉冲所对应的弦线移动的总距离；

C7：将求得的t_n序列对应的系数a_n以数组的形式存储在存储器中，a_n数组的差值即为计时器设定值，在波形启动同期启动计时器，按顺序读取a_n的值，并实时的与计时器中的值进行比较，当两个值相同时发出步进电机步进脉冲；

C8：光电编码器实时采集步进电机转动情况，作为反馈量，将采集的信息发送给电机驱动器，进行步进电机修正处理，使得步进电机进行有规律的设定波形的转动。

2.根据权利要求1所述的多普勒生理波形模体模拟运动精准控制方法，其特征在于：步骤B中所述的恒定值的可设定范围为10cm/s-200cm/s。

3.根据权利要求2所述的多普勒生理波形模体模拟运动精准控制方法，其特征在于：步骤C中所述的非恒定值包括9种生理波形和7种测试波形，生理波形模式模拟现实情况下人体内的血流速度波动，包括成人颈动脉、成人大动脉、成人股动脉、小儿脐带、狭窄颈动脉、小儿肾动脉、小儿导管动脉、小儿中脑动脉和小儿递减胸动脉；测试波形包括正弦波，速度幅值100、150、200cm/s；三角波，速度幅值100、150、200cm/s；梯度波。