Ультразвуковой измеритель скорости кровотока Советский патент 1988 года по МПК A61B8/06 

4

СС 00

со

Изобретение относится к медицине и может быть использовано для измерения скорости кровотока в крупных кровеносных сосудахо Цель изобретения состоит в повьшении точности измерений и сокращении их времени за счет учета угла между направлениями излучения ультразвуковой волны и кровотокао Это достигается тем, что первичный преобразователь 4 состоит из двух приемно-излучающих датчиков 4 и 4 , поочередно работающих в режиме излучения и приема, угол между которыми можно изменять. С датчиком механически сочленен функциональный потенциометр.5, реализующий зависимость 1/cosai , где oi - угол между плоскостями приемно-излучающих датчиков Высокочастотные синусоидальные колебания, вырабатываемые генератором 1, через коммутатор 2 поступают на первичный преобразователь 4. Отра7 женные от русла кровотока сигналы через коммутатор 2 и усилитель 6 поступают на смеситель 7 и далее через фильтр 8 нижних частот на частотный детектор 9, выходной сигнал которого пропорционален радиальной составляющей скорости кровотокао Длительность зондирующего импульса определяется одновибратором 3, который запускается формирователем 15 импульсов, кото-2 рый запускается отраженным сигналом с выхода фильтра 8 нижних частот о (О

фе/г.1

Отраженные сигналы в смежных периодах повто рения вычитаются в знал ого- вом сумматоре 12 на который: постуг;а- ют отраженньй сигнал текущего периода с выхода частотного генератора 9 и задержанньЕй швер П1ровакнь;гй сигнал гфедьщущего перкода,, сфорг- ированный аналоговым управляемьп-.-: элементом 18 задержки и инвертирующим масштабкгьш усилителем 19 Элемент 18 задержки управляется преобразовататем интер- времени частота, сгягтояидим из генератора 16 п:ип:ообразного напряжения р залускаемого форжгрователем 15 импульсовg и управляемого сигфзетрич- кого мультивибратора 17с В процессе измерений изменяя угол между приИзобретение относится к медищгк- ской технике и может бьп ь использовано для измерения линейкой скорости кровотока в крупных крованоскых сосудах „

Цель изобретения -- повышение точ ности измерений и сокращение их времени о

На фиг с, 1 изображена структурная: схема измерителя5 н а фиг, 2 -- примеф конструктивного вылолнез-гчя уз.ла первичного преобразователяj на фиг 3 - схематическое изображе: Н ч:е взаимного расположе.:вия ггервично:го )1реобразовс: теля и кровеносного сосуда

Измеритель (фиг, 1) содержит генератор 1 синусоидальных о-ггналов коммутатор 2, одновибратор З,, первичный преобразователь 4, функциональнь: потенциометр 5, з силитель б смеситель первый ф:йльтр 8 нижних частот,:, час- тотньй детектор 9, ана.логовый перемножитель. 10 индикатор Г с:корости кровотока, аналоговый сумматор 12д второй фильтр 13 нижних частот, .индикатор 14 нуля, формирователь 13 импульсов j генератор 16 пилообразного напряжения j управляемой симметричньй мультивибратор 17j, аналоговый управляемъй элемент 18 задержки и масштабный уси- литепь 195

11ерв:ячньй преобразователь 4 (фиГв2 содержит два приемно-изл- чаюпдих дат

емно-излучающими датчиками 4 и 4 добиваются нулевого сигнала на выходе румматора 12 по показаниям индикатора 14 нуля, подключённого через фильтр 13 нижних, частот к выходу сумматора 12, При этом угол ei поворота двшкка функционального потенциометра 5 соответствует углу .между направлениями потока крови и зондирования Линейную скорость кровотока определяют по показаниям индикатора 11, на который поступает сигнал с выхода аналогового перемножителя 10, умножающего вьосодной сигнал частотного детектора 9 на величину I/COS A., снимаемую с потенциометра 5„ 1 ЗоП.ф-лы, 3 ил о

5

0

5

чика 4 и 4 , размещенных в корпусе 20 из эластичного материала и жестко закрепленных между звукопроводящими пластинами 21, круглую металлическую пластину 22, крепежные винты 23, овальную металл:ическую пластину 24, регулировочньй винт 25j две вертикальные площадки 26J на одной из которых закреплен функциональньй потенциометр Sj ось которого через коромысло 27 соединена с другой вертикаль- . ной площадкой 26 а

Измеритель работает следующим образом.

С выхода : генератора 1 синусоидальных сигналов с частотой, например, 5,28 МГц, сигнал поступает через коммутатор 2 на вход одного из двух дат- чи:ков первичного преобразователя 4, являющегося в течение времени J , формируемого одновибратором 3, передающим, при этом сигнал с второго датчика, работаищего в режиме приема отраженного от кровеносного русла ультразвукового сигнала, поступает через коммутатор 2 на вход усилителя 6, с выхода которого сигнал, содержащий допплеровские частоты, подается на смеситель 7, второй вход которого подключен к выходу генератора 1 Выход смесителя 7 содержит сигнал о радиальной скорости кровотока Uj v cosoL 5 гдесЛ - угол

ду направлениями кровотока и лоциру- ющего ультразвукового луча. Так как допплеровское изменение частоты ран-- но fa v /-я-cosoi 5 где -л -длина волны ультразвуковых колебаний, то на выходе смесителя 7 присутствует частотно-модулированный сигнал. При отсутствии движения крови в лоциру- емом участке сигнал на выходе смеси- теля 7 равен нулю С выхода смеср те- ля 7 сигнал через фильтр 8 нижних частот поступает на вход частотного детектора 9, с выхода которого подается на вход аналогового перемножите ля 10, вторым перемножаемым сш налом которого является выходной сигнал с функционального потенциометра 5, установленного на первичном преобразователе 4 о У функционального потен- циометра 5 неподвижная часть соединена с датчиком 4, а подвижная - с датчиком 4 с Его выходной сигнал, равньш 1./cosoi J при умножении на величину v дает на выходе блока 10 значение линейной скорости кровотока поступающее .на индикатор 11 скорости кровотока3 представляющий собой вольметр постоянного тока или любой аналоговый индикатор,

В измерителе первичньш преобразователь расположен непосредственно на теле пациента о Его конструк:дия (фиг с, 2) позволяет путем вращения

регулировочного винта 25 изменять , ( , кугол между датчиками 4 и ч и при

этом одновременно осуществлять поворот оси функционального потенциометра 5 на такой же угол.

Для обеспечения контакта с телом при расположении датчика под углом и при изменении угла используется гель-контактная среда, имеющая акустические характеристики, приближенные к биологическим тканям.;

Первичный преобразователь измери- тедя включает два приемно-передающих датчика, работающих поочередно в режиме передачи ультразвукового излучения и его приема. Угол между датчика ми устанавливается равным 2 ci. где О «с об «i 90. Когда угол между на- правпением ультразвукового луча и направлением кровотока равен об $ величины отраженных сигналов, снимаемы с каждого датчика, становятся равными, и произведенные в этом положении измерения с известным углом о(, дают точные значения линейной скорости кр13

вотока. Измерение угла пояснено на фиг, 3, При таком методе измерения в первом такте один из дачтиков включается в режш- излучения, а второй работает в режиме приема, в следующем такте,, наоборот, первьш датчик работает в режиме приема, а второй - в режиме излучения, и полученные допплеровские сигналы сравниваются Для этого необходимо сигнал, полученный в течение первого такта, задержать до момента прихода,отраженного сигнала во втором такте и сравнить юг, В равенства этих сигналов угол между направлением ультразвукового луча и направлением кровотока равен oi- при тле междз датчиками, равном 2 oi о Для этого отраженный от кровеносного русла сигнал, соответству- юпдий значен1-1Ю скорости, с выхода фильтра 8 нижних частот поступает на вход формирователя 15 импульсов, ко- торьм формирует импульс, соответствующий длительности синусоидальной посьпки отраженного от кровеносного русла сигнала и передним фронтом возвращает генератор 16 пилообразного напряжения в исходное положение,

Формирователь 15 импульсов имеет два выхода, на первом выходе импульс, равный по длительности пачке прини- информационных сиг нал ов, осуществляет передним фронтом сброс генератора 16; второй выход формирователя формирует короткие импульсы, соот- ветствз юп1ие переднему и заднему фронтам импульсов на первом выходе форми- роватапя 15, длительность импульсов разка 2-4 мкм и определяет время зар(иты между переключениями элементов преобразователя из режима Прием в режим Передача и наоборот 5ремя между передними фронтами форм1{- рователя 15 и тульсов соответствует времени задержки сг,. Сд + сг, между двумя приходящими отраженными сигналами, посылаемыкш разными датчиками, и определяет длительность и амплитуду выходного напряжения генератора 16 пилообразного напряжения. Величина выходного напряжения генератора 16 определяет частоту управляемого симметричного мультивибратора 17, управляющего временем задержки Ст аналогового управляемого элемента 18 задержки, через который проходит продетек- тиpoвaнньri допплеровский сигнал предыдущего такта и через инвертирующий

масштабный усилитель 19 поступает н:а один из входов аналогового сумматора 12. На второй его вход поступает сигнал действующего такта, который также постзшает на вход элемента задержки, чтобы достигнуть входа сумматора 12 во время прихода сигнала в следующем такте через 1 о Сигнал на выходе блока 16 постоянно изменяется по амплитуде, что приводит к изменению частоты мультивибратора 17

Выходной сигнал сумматора 12 через фильтр 13 нижних частот поступает на индикатор 14 нуля. Равенство сигналов предыдугцего и действующего тактов, индиирруемое в виде нулевого сигнала на индикаторе 14,, указывает на равенство скоростей, измеряемых кажд.ым датчиком, угол мелсду которыми при этом равен 2ос, что соответствз - ет углу об между направлением ультразвукового луча и направлением кровотока и указывает на измерение в этот момент линейной скорости индикатором 11 скорости кровотока. Задний . фронт импульса на выходе формирователя 15 запускает одновибратор 3 на формирование посылки синусоидальньс:

сигналов длительностью &, и переклю- 30 но соединенные формирователь импульчает при помощи коммутатора 2 4 и 4

датчики 4 и 4 о На вход устройства, кроме сигнала, отраженного от потока крови, поступ:ают паразитные отраженные сигналы от различных неподвижных неоднородностей и от границ перехода между тканями. Однако паразитные сигналы не содержат допплеровское смещение частоты и, следовательно, на выходе фигЕьтра 8 сигнал будет от-- сутствовать,. При наличии сигналов от движулп- хся структур селекция производится путем выбора параметров фильтра 8 ниясних частот за счет различия частотных спектров помехи и информационного сигнала в зависимости от ожидаемых скоростей кровотока в лоцируемых сосудахо

Констрз ктивно аналоговьй управля- емьй- элемент 18 задержки может быть выполнен на основе дискретно-аналогового элементе задержки 528БР2, обес- печиваклцего задержку сигна,па на время 100-100 МКС при изменении частоты управляющего сигнала от 5 до 2,5 МГц Функциональный noTemjjioMeTp 5 представляет собой резистивный функциональный потенциометр,, выходное напряжение которот о пропорционадьно l/cosc

5

0

5

где oi - угол поворота оси потен1 ц1о- метра о

Таким образом, в предлагаемом измерителе учитывается угол между направлениями излучения ультразвуковой волны и движения крови, что повьшает точность измерений и сокращает время их выполнения.

Формула изобретения

0

5

0

5

сов, генератор пилообразного напряжения и управляемьм симметричный мультивибратор, а также последовательно соединенные функзщональный потенциометр, аналоговьй перемножитель и индикатор скорости кровотока, при этом первьй вход коммутатора подключен к выходу генератора синусоидальных сигналов, второй вход - к выходу одновибратора, третий и четвертый входы-выходы.соединены с первичным преобразователем, а выход с входом усилителя, выход первого фильтра нижних частот соединен с входом частотного детектора и входом запуска формирователя импульсов, второй выход которого подключен к входу запуска одновибратора, вторые входы аналогового сумматора и аналогового перемножителя подключены к выходу частотного детектора, а ось функционального потенциометра механически-связана с первичным преобразователем,;

25

2J 2

22

21

Фиг. 2

Кровеносный сос(/д

L