Ультразвуковой импульсно-допплеровский измеритель скорости кровотока Советский патент 1985 года по МПК A61B10/00 

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

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. .

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к ультразвуковой диагностической аппаратуре и может быть использовайо для диагностики заболеваний сердечно-сосудистой системы путем измерения скорости кровотока в сосудах, получения профилей скорости кровотока в них, а также путем измерения скорости движения структур сердца. Целью изобретения является увеличение диапазона измеряемых скоростей кровотока. На фиг.1 представлена блок-схема ультразвукового импульсно-допплеровского измерителя скорости кровотока ) .на фиг.2 - положение преобразователя и временные диаграммы работы измерителя. Ультразвуковой импульсно-допплеровский измеритель скорости кровотока содержит опорный генератор 1, выходной усилитель 2, приемопередающий ультразвуковой преобразователь 3, входной усилитель 4, балансные модуляторы 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 им.пульса 18. Измеритель работает следукнцим образом. Опорный генератор 1 вырабатывает два квадратурных (сдвинутых по фазе друг относительно друга на Т/2)опор ных напряжения Uj sin 2Jifi . i cos2Ffot с частотой fo которые поступают на первые входы балансньйс модуляторов 5 и 6. Кроме того, опорный генератор, 1 вырабатьшает радиоимпульсы с частотой повторения f и несущей частотой , , которые усиливаются выходным усилителем 2 и поступают на приемопередающий ультразвуковой преобразователь 3. Последний излучает ультразвуковые сигналы в тело пациента и принимает отраженный сигнал, которьш 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 Ai , которое прямо пропорционально скорости движения исследуемого объекта (например, частиц крови) Д| , где С- скорость ультразвука в ткани;р - несущая частота ультразвуковых колебаний; угол между осью ультразвукового пучка и направлением движения объекта (фиг.2.1). Сигнал на выходе входного усилителя 4 имеет вид (). Ба:лансные модуляторы 5 и 6 вьшолняют операцию перемножения сигналов, поступающих на их входы, поэтому сигнал на выходе балансного модулятора 5 имеет вид Uc9in 2Tl(„4Лf)t - f Uд5ir 2Яf,t |u, x()4UcU,(2V4f)i:-b , 3 а сигнал на выходе балансного модулятора 6 имеет вид UgSin 2j7 - 4f)f fJu cos2F,t |UД5lnx x(2l/4fi+4jt|u Uj s((Zfp+:i)t+if В реальной конструкции из-за невозможности идеальной балансировки модуляторов 5 и 6 на их выходах всег да присутствуют составляющие с частотой fjj и ее гармониками. Поэтому фильтры нижних частот 7 и 8, через Которые проходят сигналы с выходов Балансных модуляторов 5 и 6, а также фильтр нижних частот 9 выполнены с частотой среза, которая больше частоты повторения излучаемых сигналов j , но меньше несущей частоты р, чтобы подавить указанные составляющие, а также составляющие с частотой +4 . Таким образом сигнал на выходе фильтра нижних частот 7 имеет вид -jUc Uj,cos(27/4- + Ч) а сигнал на выходе фильтра нижних частот 8 - вид (, Эти сигналы дифференцируются дифференциаторами 1 О 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 соотве ственно. Сигнал на выходе перемножителя 1 равен (2y 4fi+V),cos( |u U 4f5in() , а сигнал на выходе перемножителя 13 равен (2 4ft+c/)(2() 1 U uf4fcos425/dfi C) . Эти сигналы поступают на входы схемы вычитания 14, сигнал на выходе которой равен .)|u,U дfccs x() . Этот сигнал зависит только от допплеровского сдвига частоты л определяемого измеряемой скоростью. 114 так как U. и (J являются постоянными величинами, причем максимальная измеряемая скорость не зависит от глубины зондирования и может быть сделана-больше любой реально встречающейся в медиц гаской практике, а минимальная измеряемая скорость не связана с временем измерения. В реальной конструкции после дифферёнцирования сигналов может происходить увеличение уровня паразитных составляющих с частотой и ее гармониками, 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 4 Сл- , где 4- - длительность излучаемого сигнала. Сигнал на выходе фильтра нижних частот .9 отслеживает изменения л , 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 значительна меньше, чем в известных устройствах. Для получения предельно допустимого при заданной длительности излучаемого сигнала значения разрешения по дальности ut Cui фильтры нижних частот 7, 8 и 9 должны быть выполнены с частотой среза, большей, чем 1/ui- С целью представления получаемой информации в удобном для 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 поступает импульс от схемы формирования стробирующего импульса 18, соединенной с опорным генератором 1. Задержка стробирующего импульса относительно излучаемого сигнала и его длительность устанавливаются в соответствии с глубиной расположения и размерами объекта, зависимость скорое-, ти движения которого от времени нужно измерить. СйгЯал на выходу устройства выборки-хранения 17, которьй поступает на вход самописца 16 и записывается на бумаге,соответствует зависимости скорости двкйсения 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.

J/

г

фиг. 2