Ультразвуковой допплеровский измеритель скорости кровотока

 

СОЮЗ СОВЕТСКИХ

ФЮ

РЕСПУБЛИК

ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Н АВТОРСКОМУ СВИДЕТЕЛЬСТВУ

ГОСУДАРСТВЕННЫЙ КОМИТЕТ СССР

fl0 ДЕЛАМ ИЗОБРЕТЕНИЙ И mHPbffMA (21) 3687721/28-14 (22) 09.01.84 (46) 07.03.86. Вюл. №- 9 (72) Ю.С.Важнов, М.К.Веневцев, М.К.Дьячков, N.Ï.Êóñòoâ, Ю.М.Никитин, В.И.Сизов и А.С.Шарапов (53) 615. 47 (088. 8) (56) Медицинский реферативный журнал. Сер. XVI, 1970, ¹ 11, с. 41.

L 0nde electronique, 1970, may, v. 50, Еазо 5, р. 369-389. (54) (») УЛЬТРАЗВУКОВОЙ ДОППЛЕРОВСКИЙ ИЗМЕРИТЕЛЬ СКОРОСТИ КРОВОТОКА, содержащий, соединенные последовательно генератор, стробируемый усилитель мощности, излучатель, последовательно соединенные первый смеситель, первый фильтр и второй смеситель, второй фильтр, стробируемый усилитель с автоматической регулировкой усиления, первый вход которого соединен с излучателем, а выход — с первыми входами первого и второго смесителей, фаэовращатель, программный блок, первый выход которого подключен к стробируемому усилителю мощности, второй выход — к стробируемому усилителю с автоматической регулировкой усиления, а вход подключен к выходу генератора, второму входу первого смесителя и через фазовращатель — к второму входу второго смесителя, о т л и— ч а ю шийся тем, что, с целью повышения точности измерений путем устранения зависимости результата от частоты излучающего генератора, „. SU„„1215659 А (59 4 А 61 В 5/02 // А 61 В 10/00, 6 01 S 15/00 в него введены первый и второй коипараторы, последовательно соединенные детектор, первый фильтр низкой частоты, третий компаратор, последовательно соединенные мультиплексор и второй фильтр низкой частоты, переключатель диапазонов и генератор кодов, а также формирователь, счетчик, первый, второй и третий D-триггеры, элемент НЕ, источник опорного напряжения, первый, второй и третий выходы которого подключены к первому, второму и третьему входам мультиплексора, четвертый вход которого соединен с выходом третьего коипаратора, пятый вход — с выходом второго триггера, шестой вход — с выходом первого триггера, D-вход которого соединен с выходом второго коипаратора, а

С-вход — c выходом первого компаратора, входом элемента НЕ и D-входом второго триггера, С-вход которого соединен с выходом формирователя и С-входом счетчика, а R-вход— с выходом третьего триггера, С-вход которого соединен с выходом счетчика, а R-вход — с выходом элемента НЕ и V-входом счетчика, D-вход которого соединен с выходом генератора кодов, при этом вход формирователя подклочен к выходу генератора, переключатель диапазонов — к генератору кодов, выход второго фильтра — к входам второго коипаратора и детектора, а второй вход третьего компаратора — к источнику опорного напря— жения.

I 12

Изобретение относится к медицинским диагностическим приборам, используемым для контроля и измерения параметров кровотока в сосудах, а также для ультразвукового зондирования внутренних органов с разрешением отдельных участков по глубине, Цель изобретения — повышение точности измерений путем устранения зависимости результата от частоты излучающего генератора.

На фиг. 1 представлена функциональная схема устройства, на фиг.2 диаграммы, поясняющие его работу.

Ультразвуковой допплеровский измеритель скорости кровотока содержит соединенные последовательно генератор 1, стробируемый усилитель 2 мощности, излучатель 3, последовательно соединенные первый смеситель

4, первый фильтр 5 и второй смеситель 6, второй фильтр 7, стробируемый усилитель 8 с автоматической регулировкой усиления (АРУ), первый вход которого соединен с излучателем 3, а выход — с первыми входами первого и второго 6 смесителей, фазовращатель 9, программный блок 10, первый выход которого подключен к стробируемому усилителю 2 мощности, второй выход — к стробируемому усилителю 8 с АРУ, а выход подключен к выходу генератора 1, второму выходу первого смесителя 4 и через фазовращатель 9 к второму входу второго смесителя.

В устройство введены первый кЪмпаратор 11 и второй компаратор 12, последовательно соединенные детектор 13, первый фильтр 14 низкой частоть1, третий компаратор 15, последовательно соединенные мультиплексор 16 и второй фильтр 17 низкой частоты, переключатель 18 диапазонов и генератор 19 кодов.

Устройство так же содержит формирователь 20, счетчик 21, первый

D-триггер 22, второй D-триггер 23, третий В-триггер 24, элемент HE 25, источник 26 опорного напряжения„ первый, второй и третий выходы которого подключены к первому, второму и третьему входам мультиплексора

16, четвертый вход которого соединен с выходом третьего компаратора

15, пятый вход - с выходом второго триггера 23, шестой вход — с выходом первого D-триггера 22, 0-вход

15659 2

20 генератором 1, усиливается в усилителе 2 моп(ности и излучается элемен25

ЗО

50 которого соединен с выходом второго компаратора 12, а С-вход — с выходом первого компаратора 11, входом элемента НЕ и D-входом второго триггера 23, С-вход которого соединен с выходом формирователя 20 и С-входом счетчика 21, à R-вход — с выходом третьего триггера 24, С-вход которого соединен с выходом счетчика 2 1, а R-вход — с выходом элемента HE 25 и V-входом счетчика 21, D-вход которого соединен с выходом генератора 19 кодов, выход второго фильтра 7 низкой частоты соединен с входом детектора 13.

Устройство работает следующим образом.

Зондирующий сигнал высокой частоты Г вырабатывается задающим том, имеющим акустический контакт с телом пациента. Отраженный от лейкоцитов крови сигнал, имеющий допплеровское смещение по частоте, принимается на элемент и усиливается в усилителе 8, охваченном АРУ.

Излучение зондирующего сигнала производится в виде периодически (с периодом Т„ „) повторяющихся импульсов, длительностью t „ . Преобразование непрерывного сигнала задающего генератора в импульсный производится путем выработки в программном блоке 4 команды К„ „ и стробирования по этой команде канала излучения.

Стробирование осуществляется и в приемном канале по команде К тр.

Последовательность импульсов с приемника поступает на входы смесителей 4 и 6. На гетеродинные входы смесителей подаются смещенные один относительно другого на 90 напряжения несущей частоты от задающего генератора, поэтому после преобразования и фильтрации полосовыми фильтрами 5 и 7 допплеровские сигналы выделяются в виде квадратур

x „(t) и x (t) (фиг.2). Знак фазового сдвига между сигналами х (t) и х (й) при этом зависит от знака допплеровского смещения частоты, т.е. от направления кровотока в исследуемом сосуде.

Нижняя Е„ и верхняя fa граничные частоты фильтров 5 и 7 выбираются таким образом, чтобы подавить составляющие спектра, лежащие вблизи

1215659 4 точный триггер 24, который уже непосчедственно формирует команду сброса К . Инвертор 25 служит для установки триггера 24 и счетчика 21 в исходное состояние по заднему фронту импульса х1. Длительность „ стандартных импульсов К устанавливается с помощью кода, подаваемого на вход D записи начальных дан-! и .ных счетчика 2 1. Необходимая для этого двоичная комбинация вырабатывается в генераторе кодов О, который может управляться по внешней команде, например, от переключателя 18 диапазонов. Величина в данном случае определяется выражением л

= — (2 — N ) °

O о (3) С 0 0 0 0

У 0 0 0 0

1 1 1 1

0 + 0 нулевой частоты и являющиеся резуль=1 татом отражения сигнала от неподвижных тканей, а также подавить зер— кальную составляющую спектра, появляю щуюся при импульсном излучении

1 и!м, макс + f g Т и м макс. иу, (fH . „ — долплеровское смещение частоты, соответствующее верхнему пределу измеряемой скорости).

В; результате на выходах фильтров

5 и 7 формируются уже непрерывные сигналы, уровень которых определяется скважностью импульсов излучения.

Оценка скорости и направления кровотока в устройстве производится частотомером, который построен с использованием элементов дискретной логики. Поэтому входные сигналы х,(t) и x>(t), а также тактовый сигнал, снимаемый с выхода задающего генератора, преобразуются в бинарные сигналы х1, х2, х„ при помощи нулькомпараторов 11 и 12 и формирователя 20.

В измерителе используются триггеры 22-24 D-типа, двоичный счетчик

2 1 с предварительной установкой данных, коммутатор с кодовым управлением — мультиплексор 16 и другие вспомогательные логические элементы.

Информация о знаке фазового сдвига в виде команды К н выделяется на выходе первого триггера 22. На тактовый вход С этого триггера подается сигнал х1, а на информационный вход

D-сигнал х2. При положительной разности фаз между х1 и х2 на выходе триггера 22 устанавливается " 1", при отрицательной — "0" (фиг.2).

При измерении частоты в каждом периоде сигнала х1 (по передним фронтам) триггером 23 вырабатывается стандартный импульс заданной дли— тельности (команда К„)..Для этого триггер 23 взводится по переднему фронту импульса х1, в этоже время запускается счетчик 2 1, который считает тактовые импульсы х,— . По окончании счета на выходе счетчика

21 появляется команда К т сброса триггера 23. Однако, поскольку счетчик 21 продолжает считать в течение всей длительности импульса х1, то команДа K oт в обЩем слУчае пРеДставляет собой серию импульсов, прерываемую лишь задним фронтом импульса х1 (фиг.2). Поэтому команда К подается на триггер 23 через промежущ где и — число разрядов двоичного счетчика 21;

N — начальный момент счета, задаваемый генЕратором ко— дов.

Изменяя значение Ив, можно варьировать длительность стандартных импульсов и тем самым устанавливать соответствующий каждому иэ диапазо— нов масштаб шкалы прибора. Кроме того, зависимость (3) удобно использовать при калибровке измерителя.

Последовательность стандартных импульсов К к преобразуется в напряжение, пропорциональное искомой

35 частоте fg с помощью мультиплексора и сглаживающего фильтра 17. В зависимости от комбинации бинарных сигналов на управляющих входах А, В и С коммутатора он соединяет

4р вход фильтра нижних частот с одной иэ клемм стабилизированного источника 26 напряжений согласно таблице

А 0 1 0 1 0 1 0

В 0 0 1 1 О 0 t 1

Таким образом, на входе фильтра

17 присутствует последовательность импульсов, по времени совпадаюацих с K„, но полярность которых определяется знаком фазового сдвига между

1215659 сигналами х,(t) и x (t), т;е. на— правлением кровотока. Постоянная составляющая U,„ ïîëó÷åííoão сигнала, выделяемая фильтром 17, про— порциональна частоте следования импульсов, а следовательно, и искомой скорости кровотока. При этом оценка сКорости в виде напряжения U»» не зависит от частоты зондирующего сигнала f . Величина Ug в данном устройстве по аналогии с выражением (2) определяется длительностью стандартных импульсов, частотой их следования и амплитудой По, которая равна напряжению стабилизированного источника

U,„= U(> 4„Е . (4)

Значение f11 связано с искомой скоростью Ур выражением (1), в свою очередь Т „ определяется из (2). Подставляя их значения в (4) получаем

U 6,, (2 — М)Ур (5)

Таким образом, точность измерения скорости кровотока предлагаемым устройством в отличие от известного

10 определяется лишь стабильностью напряжения U и не зависит от частоты излучения f и точности установки длительности стандартных импульсов

Это исключает необходимость

15 в точной установке и стабилизации частоты задающего генератора, дает возможность оперативно варьировать частотой излучения при обследовании пациента с целью, например, дости20 жения максимальной чувствительности на данной глубине зондирования сосудов.

1215659 юг 7

Составитель Б.Фигурин

Техред О.Неце Корректор В. Бутяга

Редактор О.Бугир

Филиал ППП "Патент", г. Уагород, ул. Проектная, 4

Заказ 921/2 Тиразк 659 Подписное

ВНИИПИ Государственного комитета СССР по делам изобретений и открытий

113035, Москва, Ж-35, Раушская наб., д. 4/5