Ультразвуковой импульсно-допплеровский измеритель скорости кровотока

 

1. УЛЬТРАЗВУКОВОЙ ИМПУЛЬС НО-ДОППЛЕРОБСКИЙ ИЗМЕРИТЕЛЬ СКОРОС КРОВОТОКА, содержащий последовател но соединенные опорный генератор, выходной усилитель, ультразвуковой преобразователь, входной усилитель и два модулятора, вторые входы кото рык подключены к выходу опорного генератора , отличающийся тем, что, с целью увеличения диапазона измеряемых скоростей кровотока, в пего введены две цепи, содержащие последовательно соединенные фильтр низкой частоты, подключенный к модулятору , блок дифференцирования и перемножитель , второй вход которого подключен к выходу фильтра низкой частоты, а такж,е введены последовательно соединенные схема вычитания, вход которой подключен к перемножителю , и третий фильтр низкой частоты . .

СОЮЗ СОВЕТСНИХ

СОЦИАЛИСТИЧЕСНИХ

РЕСПУБЛИН (5 )4 А 61 В 10/00

7@3 j

ГОСУДАРСТВЕННЫЙ КОМИТЕТ СССР

ПО ДЕЛАМ ИЗОБРЕТЕНИЙ И ОТНРЫТИЙ (21) 3713499/28-1 4 (22) 10.02.84 (46) 15.09.85. Бюл, Р 34 (72) Л.В ° Бабин и С.С.Сухов (71) Всесоюзный научно-исследовательский и испытательный институт медицинской техники (53) 615.471(088.8) (56) Патент США Р 4324258, кл. 128-663, 1982 ° (54)(57) 1. УЛЬТРАЗВУКОВОЙ ИМПУЛЬСНО-ДОППЛЕРОВСКИЙ ИЗМЕРИТЕЛЬ СКОРОСТИ

КРОВОТОКА, содержащий последовательно соединенные опорный генератор, выходной усилитель, ультразвуковой преобразователь, входной усилитель

„„SU„„1178411 А и два модулятора, вторые входы которых подключены к выходу опорного генератора, отличающийся тем, что, с целью увеличения диапазона измеряемых скоростей кровотока, в него введены две цепи, содержащие последовательно соединенные фильтр низкой частоты, подключенный к модулятору, блок дифференцирования и перемножитель, второй вход которого подключен к выходу фильтра низкой частоты, а также введены последовательно соединенные схема вычитания, вход которой подключен к перемножителю, и третий фильтр низкой частоты..11

2. Измеритель по п. 1, о т л и ч а ю шийся тем, .что он снабжен дисплеем и последовательно соединенными схемой формирования стробирующего .импульса, устройством выборкихранения и самописцем, при этом вхо78411 ды дисплея и устройства выборки-хранения подключены к выходу третьего фильтра низких частот, а вход схемы формирования подключен к четвертому выходу опорного генератора..

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к ультразвуковой диагностической аппаратуре, и может быть использовано для диагнос тики заболеваний сердечно-сосудистой системы путем измерения скорости кровотока в сосудах, получения профилей скорости кровотока в них, а также путем измерения скорости движения структур сердца. l0

Целью изобретения является увеличение диапазона измеряемых скоростей кровотска.

На фиг. 1 представлена блок-схема ультразвукового импульсно-допплеров- 15 ского измерителя скорости кровотока

1 на фиг.2 — положение преобразователя и временные диаграммы работы измерителя.

Ультразвуковой импульсно-доппле- 2р ровский измеритель скорости кровотока содержит опорный генератор 1, выходной усилитель 2, приемопередающий ультразвуковой преобразователь 3, входной усилитель 4, балансные моду- Z5 ляторы 5 и 6, фильтры нижних частот

7, 8 и 9, дифференциаторы 10 и 11, перемножители 12 и 13, схему вычитания 14, дисплей 15, самописец 16, устройство выборки-хранения 17 и схему формирования стробирующего импульса 18.

Измеритель работает следующим образом.

Опорный генератор 1 вырабатывает два квадратурных (сдвинутых по фазе

35 друг относительно друга на 7/2) опор" ных напряжения U,sin 2Tif д4 и Оц

1со5 2 Й f 1 с частотой Ед, которые поступают на первые входы балансных мод ляторов 5 и 6. Кроме того, опорный генератор, 1 вырабатывает радиоимпульсы с частотой повторения п и несущей частотой, которые усили2 ваются выходным усилителем 2 и постуЪ пают на приемопередающий ультразвуковой преобразователь 3. Последний излучает ультразвуковые сигналы в тело пациента и принимает отраженный сигнал, который усиливается и ограничивается до амплитуды,U входным усилителем 4, а затем поступает на вторые входы балансных модуляторов

5 и 6. Принимаемый сигнал имеет допплеровское смещение частоты д1 которое прямо пропорционально скорос. ти движения исследуемого объекта (например, частиц крови)

И=2 — f созе, V с о где С вЂ” скорость ультразвука.в ткани, — несущая частота ультразвукоо вых колебаний; и — угол между осью ультразвукового пучка и направлением движения объекта (фиг.2. 1).

Сигнал на выходе входного усилителя 4 имеет вип

U,в n(2it)E +sf)t+ YJ.

Балансные модуляторы 5 и 6 выполняют операцию перемножения сигналов, поступающих на их входы, поэтому сигнал на выходе балансного модулятора 5 имеет вид

Д вм(237ф +at)t+VJU р 2/7 Ф=-0 Uoosa (2ТаЕ6+4)-> U U are (2ir(2E +zk)t+ ij, 1178411

25

30 равен

40

55 а сигнал на выходе балансного модулятора 6 имеет вид

U sin(2ii)t +ьУ)Ьф сья2йЕ Ф=-У У s è х)2ТЧ|(V)<< 0 U sln(2it(Zf +iif) tiitJ

В реальной конструкции из-за невозможности идеальной балансировки модуляторов 5 и 6 на их выходах всегда присутствуют составляющие с частотой Ео и ее гармониками. Поэтому фильтры нижних частот 7.и 8, через оторые проходят сигналы с выходов алансных модуляторов 5 и 6, а также фильтр нижних частот 9 выполнены с частотой среза, которая больше частоты повторения излучаемых сигналов fn, но меньше несущей частоты, чтобы подавить указанные составляющие, а также составпяющие с частотой 21 +4f . Таким образом, сигнал на выходе фильтра нижних частот 7 имеет вид 20 0 cps(2ТИ<+ 9) а сигнал на выходе фильтра нижних частот 8 — вид - "V U 5)п (2Р4ЕI+V), с о

Эти сигналы дифференцируются дифференциаторами 10 и 11 соответственно и поступают на первые входы перемножителей 12 и 13, на вторые входы которых поступают сигналы с выходов фильтров нижних частот 8 и 7 соответственно.

Сигнал на выходе перемножителя 12

2 со

-U U siin(2I aft+V) )"-U U cos(2iist ttU))=

1 . — 8Ã1 ,Я 2 с о

=20 0,4Ып (2Т(д|1+Ч)

Н 2 2, 2 а сигнал на выходе перемножителя 13 равен — U U s(27iiitt+it) — (-U U Юп(2ый +

1 с Г1

2со оИ 2сь

0 U 4Хсо5 (274f<+ P)

2 со

Эти сигналы поступают на входы схемы вычитания 14, сигнал на выходе которой равен (/ (3 дт,sin (2))493+4)+ U U 4f cps (214 .9)=-,U U,47 .

Этот сигнал зависит только от допплеровского сдвига частоты определяемого измеряемой скоростью, i так как U u U являются постоянными величинами, причем максимальная измеряемая скорость не зависит от глубины зондирования и может быть сделана больше любой реально встречающейся в медицинской практике, а минимальная измеряемая скорость не связана с временем измерения. В реальной конструкции после дифференцирования сигналов может происходить увеличение уровня паразитных составляющих с частотой Е и ее гармоникао ми, поэтому сигнал,с выхода схемы вычитания 14 дополнительно фильтруется фильтром нижних частот 9. В процессе приема сигнала, отраженного, например, от потока крови в сосуде, допплеровский сдвиг частоты д изменяется в соответствии с профилем скорости кровотока. При этом разрешение по дальности 4f = С д где 4Ю вЂ” длительность излучаемого сигнала. Сигнал на выходе фильтра нижних частот .9 отслеживает изменения 4f, так как верхняя граница полосы пропускания приемной части измерителя скорости кровотока, определяемая частотой среза фильтров нижних частот 7,8 и 9, превышает частоту повторения излучаемых (и принимаемых) сигналов. Последние дает возможность измерять профили скорости за время, равное периоду повторения излучаемых сигналов, что значительно меньше, чем в известных устройствах. Для получения предельно допустимого при заданной длительности излучаемого сигнала значения разрешения по дальности C!8 = СдЕ фильтры нижних частот 7, 8 и 9 должны быть выполнены с частотой среза, большей, чем 1(44

С целью представления получаемой информации в удобном пля врача виде в измеритель скорости кровотока введены дисплей 15, самописец 16, устройство выборки-хранения 17 и схема формирования стробирующего импульса

18. Сигнал с выхода фильтра нижних частот 9 поступает на вход дисплея

15, на экране которого отображаются профили скорости кровотока. Этот сигнал поступает и на информационный вход устройства выборки-хранения 17, на стробирующий вход которого постуР пает импульс от схемы формирования стробирующего импульса 18, соединенной с опорным генератором 1. Задерж1178411

Составитель М.Позняк

Редактор Т.Митейко Техред М.Кузьма Корректор М.Розман

Заказ 5579/4 Тираж 722 Подписное

ВНИИПИ Государственного комитета СССР по делам изобретений и открытий

1!3035, Москва, Ж-35, Раушская наб., д.4/5

Филиал ППП "Патент", г,ужгород, ул.Проектная, 4 ка стробирующего импульса относительно излучаемого сигнала и его длительность устанавливаются в соответствии с глубиной расположения и раз5 мерами объекта, зависимость скорости движения которого от времени нужно измерить. Сигнал íà выходе устройства выборки-хранения 17, который поступает на вход самописца 16 и за- 111 писывается на бумаге, соотвЕтствует зависимости скорости движения выбранного объекта (например, потока крови в сосуде или клапана сердца) от времени, т.е. пульсовой кривой скорости. При этом время измерения скорости равно периоду повторения излучаемых сигналов, что значительно меньше, чем в известных устройствах.

Последнее позволяет, например, воспроизводить турбулентные пульсации скорости кровотока.

Изобретение позволяет осуществлять диагностику ранних стадий развития болезней сердечно-сосудистой системы.