СПОСОБ ИЗМЕРЕНИЯ СКОРОСТИ КРОВОТОКА И УСТРОЙСТВО ДЛЯ ЕГО РЕАЛИЗАЦИИ Российский патент 2005 года по МПК A61B5/26 A61B8/06 

Изобретение относится к области медицины и медицинской техники и может быть использовано для измерения скорости кровотока при кардиодиагностике и исследовании гемодинамики неинвазивным методом.

Известен широко применяемый в практической медицине способ определения скорости кровотока на отдельных участках сердечно-сосудистой системы (ССС), основанный на методе доплеровской ультразвуковой эхолокации. Принцип измерения скорости кровотока на отдельных участках ССС на основе метода эхолокации заключается в использовании эффекта Доплера, устанавливающего зависимость доплеровского сдвига частот (Δω) зондирующего и отраженного ультразвуковых лучей (УЗ-лучей) от измеряемой скорости кровотока (ϑ_k).

В качестве аналогов предлагаемого способа могут быть приняты патенты США [1], [2]. Анализ существующих аналогов способов определения скорости кровотока на основе метода эхолокации показывает, что им характерен общий принципиальный недостаток, заключающийся в том, что в действительности с учетом пространственной взаимной ориентации вектора скорости () относительно направления () зондирующего УЗ-луча однозначная зависимость между величинами ϑ_k и Δω нарушается, она требует знания углов взаимной ориентации векторов ( и ). Неучет этого фактора приводит к проявлению на практике методических погрешностей в определении скорости кровотока (ϑ_k), которая будет тем больше, чем больше пространственный угол отличается от нуля, т.е. от условия коллинеарности векторов и .

Для ограничения влияния указанного фактора на точность измерения скорости кровотока в существующих способах эхолокации ограничивают угол между направлением определяемой скорости кровотока ϑ_k и направлением зондирующего УЗ-луча в пределах величин, не превышающих 20°. Однако это условие трудно практически выполнить и оно в значительной степени ограничивает выбор и исследование участка ССС, в котором требуется определить скорость кровотока. Знание углов ориентации исследуемого участка кровотока относительно опорной системы координат может способствовать расширению области исследования ССС, а также получению информации о скорости кровотока ϑ_k с высокой точностью (без методических погрешностей).

Другими словами, существующие способы и устройства определения скорости кровотока на основе метода эхолокации (аналоги способа) дают неполную информацию о параметрах кровотока в исследуемых участках ССС, т.к. позволяют определить только

величину скорости кровотока по модулю (причем со значительными методическими погрешностями, достигающими нескольких единиц - десятков процентов) и не позволяют определить ориентацию в пространстве исследуемых участков сосудистой системы.

Наиболее близким к предлагаемому изобретению, относящемуся к способу измерения параметров кровотока, является патент США [3], принятый за прототип. Этот способ основан на методе эхолокации с использованием одного УЗ-луча. Причем информация о продольной (осевой) составляющей скорости кровотока получается на основе использования эффекта Доплера, а информация о поперечных составляющих скорости кровотока, обусловленных боковыми перетоками крови, получается на основе метода хронометрии путем измерения времени боковых перетоков жидкости по ширине УЗ-луча в исследуемой области ССС. По измеренным продольной и поперечной составляющим скорости формируется информация о трехмерной величине скорости кровотока .

Недостатками прототипа являются низкая точность определения продольной составляющей скорости кровотока (из-за проявления методических погрешностей измерения - до десятков процентов), невысокая точность определения поперечных составляющих скорости кровотока (в перпендикулярных направлениях относительно зондирующего УЗ-луча), обусловленная большими погрешностями в определении ширины УЗ-луча, а также ограниченность области применения предлагаемого способа (по прототипу) режимами ламинарного течения жидкости. В частности, последний недостаток прототипа не позволит использовать его для тех участков ССС, где режим кровотока турбулентный (аорта, артерии, артериолы, вены и венулы), а не ламинарный (капилляры). Таким образом, прототип предлагаемого изобретения имеет узкую область применения и ограничен на практике по режиму течения жидкости.

Известна также система для измерения направленных составляющих скорости движения органов, в том числе и кровотока, в котором имеется матрица ультразвуковых датчиков, образующих совместно с коммутирующим узлом и вычислителем независимые каналы измерения и вычисления [4]. Однако недостатком этого устройства (принятого за прототип) является невозможность осуществления предлагаемого способа определения скорости кровотока из-за несогласованности измерений продольной (вдоль УЗ-луча) и поперечных (по нормали к направлению распространения УЗ-луча) составляющих скорости кровотока. В свою очередь, несогласованность работы каналов измерения обусловлена тем, что первичная информация для трех каналов измерения формируется на основе использования одного (но сканирующего) УЗ-луча. Поэтому обработка УЗ-информации в данном устройстве сводится лишь к определению направленных составляющих скорости движения органов и к вычислению функций взаимной корреляции этих составляющих.

Предлагаемыми изобретениями решается задача расширения области применения в медицинской практике способа и устройства ультразвуковой диагностики. Для получения такого технического результата и повышения точности измерения скорости кровотока в предлагаемом способе измерения скорости кровотока, основанном на использовании метода эхолокации, дополнительно определяют угловую ориентацию исследуемого участка сердечно-сосудистой системы относительно трех зондирующих УЗ-лучей, фиксируя при этом углы ориентации УЗ-лучей относительно исследуемого участка ССС в диапазоне от 0° до ±80°, соответствующие доплеровские сдвиги частот Δω_i, а скорость кровотока ϑ_k определяют с учетом измеренных углов ориентации и доплеровских сдвигов частот Δω_i, в соответствии с выражениями

где ω_0i - частота излучения i-го УЗ-луча,

Δω_i - доплеровский сдвиг частот i-го отраженного УЗ-луча относительно i-го зондирующего УЗ-луча,

V - скорость распространения УЗ-волн в среде (для мягкой биологической ткани V=1540 м/с),

ϑ_ki - проекция вектора скорости кровотока на направление i-го УЗ-луча,

a, b, c, h, k, n₁₁, n₁₂, n₁₃ - коэффициенты, зависящие от углов ориентации УЗ-лучей.

Отличительными признаками предлагаемого способа являются

- измерение углов ориентации исследуемого участка кровотока в пространстве относительно зондирующих УЗ-лучей,

- измерение скорости кровотока не менее чем по трем каналам с использованием в пространстве некомпланарных зондирующих УЗ-лучей, установленных под углами относительно участка ССС в диапазоне 0°...±80°.

Указанные отличительные признаки способа позволяют повысить точность измерения скорости кровотока, расширить область применения способа вне зависимости от течения кровотока и получить дополнительную информацию об угловой ориентации исследуемых участков ССС.

Для достижения названного технического результата предлагается устройство, представляющее собой измерительно-вычислительный комплекс, состоящий из измерительного блока с ультразвуковыми датчиками, датчиками углов и электронного блока, в состав которого входят генератор высоких частот, коммутатор, вычислитель, блок индикации и управления.

Отличительными признаками предлагаемого устройства является то, что измерительный блок выполнен в виде браслета, секции которого соединены между собой посредством регулируемых шарниров, и включает датчики углов ориентации боковых секций относительно центральной секции и датчики углов ориентации ультразвуковых датчиков относительно i-ой секции (где i=1, 2, 3), соединенные с вычислителем, подключенным к коммутатору, блоку индикации и управления.

Предлагаемые изобретения поясняются чертежами. На фиг.1 представлена функциональная схема предлагаемого устройства. На фиг.2 представлена схема размещения измерительного блока (выполненного в виде браслета) на пациенте (на руке).

Предлагаемое устройство состоит (см. фиг.1) из измерительного блока 1 с ультразвуковыми датчиками (УЗД) и датчиками углов (ДУ) 2, 3, выполненного в виде браслета (см. фиг.2), и электронного блока, состоящего из коммутатора 4, генератора высоких частот 5, вычислителя 6, блока индикации и управления 7. Секции измерительного блока (браслета) 1 соединены между собой с помощью регулируемых шарниров (на чертежах не показаны). Датчики углов позволяют измерить углы β_j (j=2, 3) ориентации боковых секций (j=2, 3) относительно центральной (j=1) секции (ДУ-2) и углы α_i (i=1, 2, 3) ориентации УЗД относительно i-ой секции (ДУ-3).

Датчики углов ориентации ультразвуковых датчиков (ДУ-3) относительно соответствующей секции соединены с вычислителем 6, подключенным к коммутатору 4, блоку индикации и управления 7 и соединенным с генератором высоких частот 5. При этом ультразвуковые датчики УЗД измерительного блока 1 соединены через коммутатор 4 с генератором высоких частот 5.

В качестве вычислительного блока 6 может быть использован универсальный компьютер типа IBM AT/XT или Apple Macintosh с клавиатурой и другой периферией.

Предлагаемый способ осуществляется следующим образом. Система n (n≥3) ультразвуковых лучей взаимодействует с определенной точкой выбранного участка сердечно-сосудистой системы. Механическое взаимодействие каждого из зондирующих УЗ-лучей с кровотоком в данной точке участка ССС приводит к появлению эффекта Доплера и соответствующему доплеровскому сдвигу частот зондирующих и отраженных лучей. Регистрируют углы ориентации в пространстве УЗ-лучей.

Для осуществления способа измерительный блок (браслет) крепят на область человеческого тела, где требуется произвести измерение параметров кровотока в артериальных или венозных участках ССС. Устройство может работать в одном из двух режимов: режиме настройки и в рабочем режиме (в режиме идентификации кровотока).

В режиме настройки измерительный блок и блок электроники настраиваются на выполнение условия обеспечения акустического контакта всех n (n≥3) ультразвуковых лучей с одной точкой выбранного участка сердечно-сосудистой системы. Это условие выполняется, если реализуется алгоритм настройки:

где H₁; H₂; θ - конструктивные параметры секций измерительного блока,

α₁ - угол настройки УЗ-датчика средней секции,

l - расстояние от УДЗ средней секции до контрольной точки сосуда,

α₂, α₃ - углы ориентации УЗД боковых секций.

Расстояние l определяют с помощью УЗ-датчика средней секции путем переключения его в режим ультразвуковой дальномерной эхолокации.

Углы взаимной ориентации β₂ и β₃ боковых секций с УЗ-датчиками УЗД-2 и УЗД-3 относительно средней секции определяют с помощью датчиков углов 2. Углы α_i () ориентации УЗ-датчиков в азимуте выставляют путем поворотов датчиков относительно секций и контролируют с помощью датчиков углов 3 (шкал). Сигналы, пропорциональные величинам sin α_I; cosα_i (), вводят в вычислитель 6.

В рабочем режиме (режиме идентификации кровотока) УЗ-датчики УЗД-1, УЗД-2 и УЗД-3 попеременно подключают через коммутатор 4 к генератору 5 и обеспечивают ультразвуковую доплеровскую эхолокацию кровотока в контрольной точке выбранного участка сердечно-сосудистой системы. При этом за счет переключения каждого УЗ-датчика попеременно в режим излучателя, а затем - в режим приемника выделяют три доплеровских сдвига частот Δω₀ ()

Из выражения (3) находим проекции вектора скорости

На основе измерения углов α_i (), β_j (j=2, 3) и вычисления составляющих скорости ϑ_ki () для системы трех доплеровских УЗ-лучей можно составить векторно-матричное уравнение

где N - квадратная матрица (3×3),

- неизвестный и заданный векторы.

ϑ_k - модуль вектора скорости кровотока,

α; β - углы ориентации вектора ϑ_k.

Причем коэффициенты матрицы N зависят от углов ориентации Θ, α_i, β_j.

Обращением векторно-матричного уравнения (5) находим искомое решение

где N^-1 - обратная матрица.

Алгоритм идентификации параметров кровотока (ϑ_k; α; β), реализующий решение (7), может быть найден на основе метода Крамера.

Алгоритм идентификации в виде соотношений (8), (9) реализуется с помощью вычислителя.

В отличие от существующих способов ультразвуковой доплеровской эхолокации, позволяющих определить лишь один параметр кровотока (скорость ϑ_k), причем со значительными методическими погрешностями, обусловленными неучетом конкретной ориентации вектора в пространстве относительно измерителя, предлагаемый способ обеспечивает получение более полной (ϑ_k α β) и достоверной (точной) информации о скорости кровотока.

Источники информации

1. Патент США №5363851 А. Оценка скорости потока. Опубл. 15.11.94.

2. Патент США №5373847 А. Способ цветной доплерографии для исследования кровотока у пациента. Опубл. 20.12.94.

3. Патент США №5390677 А. Способ и устройство для определения и отображения трехмерной величины скорости крови. Опубл. 21.02.95 (прототип способа).

4. Патент США №5000184. Система для измерения направленных составляющих с использованием эхографии. Опубл. 19.03.1991 (прототип устройства).

Изобретение относится к области медицины и медицинской техники и предназначено для измерения скорости кровотока при кардиодиагностике или исследовании гемодинамики неинвазивным методом. Способ измерения скорости кровотока осуществляют путем ультразвуковой доплеровской эхолокации кровотока на выбранном участке сердечно-сосудистой системы, определения проекций вектора скорости кровотока и вычисления скорости кровотока, при этом эхолокацию кровотока на выбранном участке проводят не менее чем тремя некомпланарными зондирующими ультразвуковыми лучами, установленными под углами относительно выбранного участка сердечно-сосудистой системы в диапазоне от 0 до ± 80°, измеряют углы ориентации выбранного участка кровотока относительно зондирующих ультразвуковых лучей и доплеровские сдвиги частот по каждому каналу измерения и вычисляют скорость кровотока в соответствии с выражениями

где i=1, 2, 3,

ω_0i - частота излучения ультразвуковых колебаний в i-ом луче,

Δω_i - доплеровский сдвиг частот в i-канале измерения,

V - скорость распространения ультразвуковых волн в среде,

ϑ_k - скорость кровотока на выбранном участке,

ϑ_ki - проекции скорости кровотока на i-зондирующий луч,

а, b, с, h, k, n₁₁, n₁₂, n₁₃ - коэффициенты, зависящие от углов ориентации ультразвуковых лучей. Устройство для измерения скорости кровотока содержит измерительный блок с ультразвуковыми датчиками и электронный блок, включающий коммутатор, генератор высоких частот, вычислитель, блок индикации и управления, при этом измерительный блок выполнен в виде браслета, секции которого соединены между собой посредством регулируемых шарниров, и включает датчики углов ориентации боковых секций относительно центральной секции и датчики углов ориентации ультразвуковых датчиков относительно i-ой секции, где i=1, 2, 3, соединенные с вычислителем, коммутатором, блоком индикации и управления, соединенным с генератором высоких частот, ультразвуковые датчики измерительного блока соединены через коммутатор с генератором высоких частот. Использование изобретения позволяет повысить точность измерения скорости кровотока и расширить область применения в медицинской практике за счет определения угловой ориентации участка кровотока относительно зондирующих лучей. 2 c.п. ф-лы, 2 ил.

1. Способ измерения скорости кровотока путем ультразвуковой доплеровской эхолокации кровотока на выбранном участке сердечно-сосудистой системы, определения проекций вектора скорости кровотока и вычисления скорости кровотока, отличающийся тем, что эхолокацию кровотока на выбранном участке проводят не менее чем тремя некомпланарными зондирующими ультразвуковыми лучами, установленными под углами относительно выбранного участка сердечно-сосудистой системы в диапазоне от 0 до ±80°, измеряют углы ориентации выбранного участка кровотока относительно зондирующих ультразвуковых лучей и доплеровские сдвиги частот по каждому каналу измерения и вычисляют скорость кровотока в соответствии с выражениями

где i=1, 2, 3,

ω_0i - частота излучения ультразвуковых колебаний в i-м луче,

ω_i - доплеровский сдвиг частот в i-м канале измерения,

V - скорость распространения ультразвуковых волн в среде,

ϑ_k - скорость кровотока на выбранном участке,

ϑ_ki - проекция скорости кровотока на i-й - зондирующий луч,

а, b, с, h, k, n₁₁, n₁₂, n₁₃, - коэффициенты, зависящие от углов ориентации ультразвуковых лучей.