Ультразвуковая эхо-импульсная визуализирующая система Советский патент 1989 года по МПК A61B8/00 

4 4

СО

Изобретение относится к области по строения ультразвуковых систем, позволяющих получить изображение поперечного сечения внутренних органов человеческого тела, и предназначено для использования в медицинской диагностике.

Цель изобретения - повышение точности измерения величины затухания ультразвука в мягких биотканях.

На фиг. 1 представлена блок-схема системы; на фиг. 2 схематическая иллюстрация у фоцесса сдвига частоты несушей при распространении ультразвука в мягких биотканях; на фиг. 3 возможная реализация электрической схемы непосредственного управления частотой генератора системы ФАПЧ; на фи; 4 прием-передаюший преобразователь; на фиг. 5 - временные диаграммы, поясннюп1ие взаимодействие блоков ультразвуковой эхо-импульсной визуализа- руюшей системы.

Ультразвуковая эхо-импульспая визуализирующая система состоит из сканирующего прием-передаюшего преобразователя 1, генератора 1 зондирующих сигналов, усилителя 3, генератора 4 компенсируюшего сигнала, фазового детектора 5, фильтра 6 низкой частоты, перестраиваемого генератора 7, регулируемого источника 8 тока, интегратора 9. электронного ключа 10, блока 11 фиксации, сумматора 12, блока 13 задержки, блока 14 вычитания, дисплея 15 и синхронизатора 16. РЧм-улируемый источик 8 тока, интегратор 9, сумматор 12, блок 13 задержки и блок 14 вычитания соединены последовательно. Второй вход сумматора 12 соединен с выходом фильтра 6 низкой частоты системы фазовой автоподстройки частоты (ФАПЧ), а унравлнюпщй вход перестраиваемого генератора 7 и второй вход блока 14 вычитания с выходом сумматора 12, тогда как электронный ключ 10 и блок 11 фиксации нодключены к входу и выходу интегратора 9 соответственно. Выход блока 14 вычитания соединен с входом модулятора электроннолучевой тр-у-бки (ЗЛТ) дисплея 15.

Запускающий импульс формируется сип- хропизатором 16.

(:капир -юп1ий прием-передаюший преобразователь 1 содержит корпус 17, заполпен- ный иммерсионной жидкостью 18, двигатель 19, привод 20, ферровариометр 21, пьезо 1 реоб 1азователь 22.

Ультра:;вук()ваи эхо-им пульс пая визу ал li зируюшая система работает следующим образом.

Г.канир юп1ИЙ нрием-передаюпип преоб- разовате,:|ь I. возбуждаемый генератором 2 зондируюше1Ч) сигнала, излучает R исс. те- дуемую ткань пакет ультразвуковых колеба- Н11Й частоты / „. Ультразвуковые импульсы распространяются в г,:|убь ткапи и, встретив на своем пути акустические неоднородности частично с.тражаются. Отраженные сигналы припимаются пьезопреобразователем 1 и

5

0

5

возникаюш,ие при этом электрические эхо- сигналы усиливаются в усилителе 3. Поскольку процесс распространения ультразвука в биотканях сопровождается значительным затуханием, в состав устройства введен ге- нератор 4 компенсирующего сигнала, обеспечивающий временную регулировку усиления приемного тракта. Тем самым достигается стабильность коэффициента передачи замкнутого контура управления ФАПЧ. Одно- временно с излучением зондирующего пакета синхронизатор 16 переводит электронный ключ 10 в состояние, при котором напряжение на выходе интегратора 9 определяется блоком 11 фиксации, В этом случае частота перестраиваемого генератора 7 устанавливается близкой к /„. Тем самым создаются наиболее благоприятные условия захвата входной частоты и минимизируется длительность переходного процесса отработки начальной расстройки по частоте. После пере- .хода контура ФАПЧ в режим слежения интегратор 9 формирует линейно падающее напряжение. Это напряжение, пройдя через сумматор 12, изменяет мгновенную частоту перестраиваемого генератора 7 в соответствии с усредненным значением крутизны а,г. Независимо от управления по равнозамкну- тому циклу контур ФАПЧ обеспечивает сов- 11а;1ение частоты перестраиваемого генератора 7 и текущей частоты эхо-сигналов. Однако необходимый диапазон с, 1еже11ия системы Ф.ЛПЧ может быть существенно меньше, чем у известного устройства, так как в данном случае собственная частота перестраиваемого генератора 7 непрерывно сдвигается в область вероятных значений частоты эхо- сигналов. Благодаря этому снижается величина отклонения между текущими значениями частоты эхо-сигнала и нерестраиваемого генератора 7, отрабатываемая в цепи обратной связи. Соответственно сокращается скорость входного воздействия, воспринимаемая замкнутым контуром как скачок уско40 рения.

Напряжение на выходе сумматора 12 пропорционально текущему значению частоты эхо-сигнала. Это напряжепие задерживается с помощью блока 13 задержки на время, соответствующее толщине слоя биоткани, в пределах которого оценивается значение а. Такая оценка требует сопоставления значения частоты эхо-си1 налов, полученных на границе исследуемого слоя. Эта задача выполняется блоком 14 вычитания, на входы которого поступают прямой и задержанный сигналы, несушие информацию об измеряемой частоте. Результат вычисления оценка крутизны частотной зависимости коэффициента затухания - отображается на дисплее 15. Достигаемая при этом 55 точность оценки с номон1,ью предложенной системы BbiHie, чем у известной, так как обес- нечивается более высокая точность измерения частоты эхо-сигнала.

0

35

45

50

Преобразователь 22 (фиг. 4) имеет вогнутую форму, обеспечивающую фокусировку акустических колебаний. Механический привод 20 с помощью синхронного двигателя 19 вращает преобра;ювател1 22 с постоянной угловой скоростью. Тем самым обеспечива- ется равномерное пространственное распределение трасс прозвучивания в пределах сканируемого сектора (об|,1чно 90). Передача и прием электрических сигналов от вра- П1аюп1.егося преобразователя 22 обеспечи- (аются с помоп1ью ферронариометра 21. Узлы сканера размеп1ены в акустически прозрачном корпусе 17, заполненном иммерсионной жидкостр-:о 18. Скорость BpaniefuiH преобразователя 22 выбрана такой, что за время распространения ультразвука от преоб)азо- нателя и обратпо угловое положение последнего изменяется незначительно.

На фиг. 2 иллюстрируется процесс сдвига несущей частоты ьхо-сигна,1 IB и возникаю- П1ая при атом Бoзмoжt ocть снижения дина- мических ошибок слежен1 я контура ФАПЧ. I рафики ((})иг. 2) схематически отображай) следую1пее:

и )фи.чь крутизны частотной зависимости ко :()фициента затухания а вдоль трассы нр(;звучивания; 1 пзме|;-м)ие частоты УЗ сигналов, расн)остраняющихся в мягкой бно- ткани /.; ; закон модуляции uacToTtii генератор.

системы / ,. , уста}1авливаемый г по.мони-ю пепн прямого регу. 1иг)о- вания (через интегратор 9); (/ |)( з.ты ируюн1ее входное воздействие .,, отрабатываемое контуром автонодстройки по цени об - ратной связи;

е (()азовая он1ибка контура ФАПЧ в отсутствии пени 1)ямосо регу, вания (|,;

/ при наличии такой пени (,:(). .1ектрическая схема (фиг. 3) может быть испо,1ьзована для непосредственного унрав.чения частотой генератора cncie.vibi Ф.ЛПЧ. Здесь тр;;нзистор1 1 V I и 2 образуют схему )атора 8 тока, V 3 выпо.пняет фуик пни интегрирующего усилпте.ля 9, V 4 включен но схеме злектропного ключа 10. диод 5 яв.1яется :. 1ементом блока 11 фиксации. Закон модуляции генератора ФАПЧ но ( цепи определяется к л1кретными значениями F, 1 и . VTOM от величины на11)яжения Р 1 Зависит начальная частота генераго)а. а от сопротивления резисто|1а R скорость ее изменения.

Взаимодействие блоков предложенной системы иллюстрируется временными диаграммами (фиг. 5). Синхронизатор 16 (фиг. I) формирует запускной импульс (фиг. 5 а), период повторения которого Гц неско,1ько цревын ает удвоенное время рас- нространения ультразвуковой посылки на максимальную глубину прозвучивания (обыч

15

25

Ю

20

зс

40

5

35

0

но 200-250 мм). Запускающий импульс инициирует формирование зо)1дирующей но- сылки (фиг. 5 я) в виде пакета высокочастотных колебаний частоты / „. Одновремен1 о электронный ключ 10 (V 4, фиг. 3) переводит ся в состояние «Открыто и продолжает оставаться в этом состоянии до конца импульса а. Выходное напряжение интегратора 9 (V3, фиг. 3) при этом начинает быстро расти и в результате достигает уровня Е1 (кривая С). Диод V 5 на фиг. 3 (блок 11

фиксации, фиг. 1) переходит в проводящее состояние и прекращает рост напряжения на выходе интегратора 9. Напряжению Е1 соответствует начальная частота перестраиваемого генератора 7 (фнг. I), равная /„.

После окончания запускающего импульса а проводится прием эхо-сигналов. При этом коэффициент усиления усилите.тя 3 (фиг. 1) изменяется во времени с помоп 1ью генератора 4 в соответствии с кривой d, компенсируя затухание ультразвука в процессе его распростра)1ения.

Одновременно с приемом эхо-сигналов осуществляется перестройка частоты генератора 7. Это обеспечивается тем, что после окончания запускающего импульса а электронный ключ 10 фиг. 1 (V4, фиг. 3) находится в состоянии «Вык.тючено. Вследствие :)гого регулируемый источник 8 тока ( 1 и 2, фи|-. 3) заряжает емкость интегратора 9. В| 1 одное }1апряжение последнего падает по пилообразному закону и снижает частоту нерестраиваемого генератора 7 в соответствии с кривой е, аналогичной кривой г (фиг. 2). (:орость изменения частоты перестраиваемого |-енератора 7 соответствует при этом усредненно.му значению скорости сдвига несущей частоты эхо-сигнала в мягких биотканях и устанав. 1ивается с помощью ис- точпика 8 тока.

Работа фазового детектора 5 контура ФАПЧ (фиг. 1) совместно с фильтром 6 низ- коп частоты представлена кривой / (фиг. 5), которая аналогична кривой / на фнг. 2. При этом в )ежиме захвата (во время запускаю- niero н.мпульса а) на выходе фильтра 6 мируется переменное напряжение, частота которого равна разности частоты излучення / ,.. и чае готы перестраиваемого генератора 7. Упомянутая разностная частота внача.1е максимальна и равна сдвигу частоты несущей эхо-сигналов на наибольшей глубине зондирования. Затем, но мере изменения частоты генератора 7 под действием интегратора 9 но направлению к частоте / „, разностная частота стремится к ну.-1ю и ггри очередном зондировании происходит захват частоты эхо-сигналов контуром Ф.4ПЧ.

Далее напряжение на выходе фазового детектора 5 уст-;1нав, 1ивается под действием цепи обратной связи. При этом гене)атор 7 отс,пеживает частоту несущей эхо-сигналов с точностью до фазы, а напряжение на BI,I- ходе фазового детектора пропортиюна.мьно

фазовому углу. Если частота генератора 7 связана с сигналом управления линейной зависимостью, то выходное напряжение фазового детектора 5 в режиме слежения пропорционально несущей частоте эхо-сигналов.

Напряжение на выходе сумматора 12 (фиг. 1) показано на кривой д и отображает результирующий закон изменения частоты генератора 7. а следовательно, частоты несу- щей эхо-сигналов в зависимости от глубины распространения ультразвука. Эта закономерность аналогична показанной на кривой н (фиг. 2). С помощью блока задержки (фиг. 1) обеспечивается возможность сопротивления частоты эхо-сигналов, соответствующих двум значениям дальней и ближней границ исследуемого слоя биоткани. В результате на выходе блока 14 вычитания (фиг. Г) возникает сигнал, представленный кривой /г. Этот сигнал отображает фофиль крутизны частотной зависимости коэффициента затухания вдоль трассы прозвучивания. Кривая /г аналогична кривой а на фиг. 2.

Зависимость значения кругизны от глубины на каждой из трасс распространения ультразвука, находящихся в пределах иссле- дуемой обо.чочки, отображается на по.луто- новом дисплее 15. При этом величина крутизны преобразуется в значение яркости.

Преимуп1еством эхо-импульсной визуализирующей системы является введение цепи, обеспечивающей непосредственное управление частотой генератора системы ФАПЧ в соответствии с наиболее вероятным значением частоты несущей эхо-сигналов. Поскольку измерение а. сводится к соностав- лению значений несущей эхо-сигналов на раз.чичных |-луби11ах, то нрименение предложенной системы обеснечивает достижение

положительного эффекта: повышение динамической точности измерений, повышение помехоустойчивости за счет снижения вероятности срыва при постоянном уровне 1пумо- вого воздействия.

Формула изобретения

Ультразвуковая эхо-импульсная визуализирующая система, -содержащая скани рующий пьезопреобразователь, соединенный с генератором зондирующего сигнала и с усилителем, дисплей, последовательно подключенные перестраиваемый генератор и фазовый детектор, отличающаяся тем, что, с целью повыщения точности измерения величины затухания ультразвука в мягких биотканях, о на дополнительно содержит электронный ключ, блок фиксации, последовательно подключенные синхронизатор и генератор компенсирующего сигнала, последовательно соединенные регулируемый источник тока, интегратор, сумматор, блок задержки и блок вычитания, а также фильтр пизко11 частоты, выход которого соединен с вторым входом сумматора, выход которого подключен к входу перестраиваемого генератора, вход блока задержки соединен с вторым входом блока вычитания, выход которою связан с первым входом дисплея, второй вход которого подключен к второму выходу синхронизатора, третий выход которого соединен через электронный ключ с входом шнтегратора, первый выход синхронизатора подключен к генератору зондирующего си1 - нала, выход генератора ком пеней руюп;ег(1 сигнала соединен с входом усилителя, выход которого подключен к второму входу фазового детектора, выход которого соединен с входом фильтра низкой частоты, блок фиксации подключен к выходу инте1рат()ра.

- У.

и

Пель изобретения - повышение точности измерения величины затухания ультразвука в мягких биотканях. Устройство содержит пьезопреобразователь 1, генератор зондирующих сигналов 2 и компенсирующего сигнала 4, усилитель 3, дисплей 15, синхронизатор 16 и систему фазовой автоподстройки частоты. Оно дополнительно содержит последовательно соединенные регулируемый источник тока 8, интегратор 9, сумматор 12 с двумя входами, блок задержки 13, блок вычитания 14, а также электронный ключ 10 и блок фиксации 11. Второй вход сумматора 12 соединен с выходом фильт ра низкой частоты 6 системы фазовой автоподстройки частоты, а управляющий вход перестраиваемого генератора 7 и второй вход блока вычитания 14 - с выходом сумматора 12, тогда как электронный ключ 10 и блок фиксации 11 подключены к входу и выходу интегратора 9 соответственно. Выход блока вычитания 14 соединен с входом модулятора электронно-лучевой трубки дисплея 15. 5 ил. S СО

Фиг. 2

Ко входу 16

21

22

фиг.

а -

иг.5