Ультразвуковой эхокардиограф Советский патент 1989 года по МПК A61B8/06 

(Л

О1

со

СП

Изобретение относится к медицине и может быть использовано для измерения объемного кровотока в сосудах, в частности внут- рисердечного кровотока.

Целью изобретения является новьинение точности измерения параметров кровотока.

На фиг. I представлена функциональная схема ультразвукового эхокардиографа; на фиг. 2 блок опреде.чения положения цели.

Ультразвуковой эхокардиограф содержит соединенные последовательно генератор 1 опорной частот., 1(ормирователь 2 зондирующего импул1 са, передатчик 3, излучатель 4, приемник 5 (})()рмирователь 6 бирующего импульса, второй вход которого подключен к второму выходу фор.мирог ате- :1я 2 зондирующего импульса, фазовый детектор 7. первый вход которого через фазовращатель 8 соединен со своим вторым входо.м и вторым выходом генератора 1 опорной частоты, а третий и четвертый входы под- к:1ючены к выходу приемника 5, блок 9 выделения донлеровской частоты, первый и второй входы которого соединены соответственно с нервым и вторым выходами фазового детектора 7, а первый и второй вы- ходь подключены соответственно к первому и второ.му входам преобразователя К).

Устройство также содержит блок 1 1 определения положения цели, первый и второй входы которого соединены с первым и вторь м выходом формирователя 6 стробирующего импульса, второй выход которого подключен также к третьему входу блока 9 выде;1еппя донлеровской частоты.

Преобразователь И) содержит соединенные ,1едовате, 1ьно амплитудный детектор 12 и фильтр 13 низкой частоты, выход KOTopoi o является первы.м выходом преобразователя К), плок 14 определения нанрав- ления движения, соединенные последовательно су.мматор 15 и управ.пиемый инвертор 16, выход которого подлючен к второму выходу преобразователя К), а второй вход к выходу блока 14 (определения направ. 1епия движения К параллельных каналов, каждый из которых содержит соединенные последовательно полосовый фильтр 17, дифференциатор 18 и детектор 19, выход которого подклю чей к своему входу сумматора 15. Первый вход блока 14 определения направлержя движения соединен с входами полосовых фильтров 17 и первы.м входом преобразователя 10, а второй - с входом амплитудного детектора 12 и вторым входом преобразователя 10,

Блок 9 выделения доплеровской частоты содержит де,1итель 20, первый блок 21 выборки-хранения, второй блок 22 выборки-хранения, третий блок 23 выборки-хранения, четвертый блок 24 выборки-хранения, первый дифференциальный усилитель 25, второй дифференциальный усилитель 26, выходы которых соединены с выходами блока выделения доплеровской частоты, а первый и ino- рой входы подключены соответственно к первому и второму, т)етьему и четверто

0

5

0

5

0

5

0

5

му блокам выборки-хранения. Первые входы каждой пары соединены между собой и подключены соответственно к первому и второ.му входам блока 9 выделения доплеровской частоты, вторые входы первого и третьего, второго и четвертого б,локов 21-24 выборки-хранения подключены соответственно к выходу делителя 20 и его входу, который подключен к третьему входу блока 9 выде,1ения доплеровской частоты,

Блок 11 определения положения цели содержит соединенные последовательно триггер 27, генератор 28 тока, управляемый элемент 29 памяти, буферный усилигель 30, выход которого подключен к выходу блока 1 i определения положения цели, первый и второй входы которого подключены соответственно к перзому и второму входам триггера 27, формирователь 31 импульсов сброса, вход которого соединен с первым входом триггера 27, а выход -- с вторым входом управляемого элемента 29 памяти,

Эхокардиограф работает следующим образом.

Передатчик 3 подает на излучатель 4 мощные радиоимпульсы, которые преобразуются им в акустические сигналы и излучаются в тело пациента. Звуковые волны, отраженные от границ тканей, а также движущимися рассеивателями например форменные элементы крови, возвращаются на излучатель 4, преобразуются им в электрические сигналы и усиливаются приемником 5, Передатчик 3 управляется формирователем 2 зондирующих сигналов, который гене |)iipyei радиоимпульсы с частотой заполнения, определяемой генератором 1 опорной частоты. Усиленный приемником 5 эхосиг- нал подается на входы квадратурного фазового детектора 7, который фактически состоит из двух фазовых детекторов, на один из которых поступает сигнал опорного генератора 1, а на второй - этот же сигнал, но сдвинутый по фаз е на 90° с помощью фазовращателя 8. Это дает возможность в дальнейшем определить направление движения лоцируемой структуры. Формирователь 6 стробирующуго импульса может работать в двух режимах,

В режиме исследования кровотока формирователь 6 генерирует короткий строб- импульс, равный по длительности излучеиио- му радиоимпульсу с регулируемой временной задержкой, соответствующей различному пространственному положению исследуемых структур.

В режи.ме определения положения дискретной цели, например створке клапана, формирователь 6 принимает дигнал от приемника 5 и генерирует импульс, соответствующий первому отраженному сигналу, превысившему некоторый порог и находящемуся в заданном оператором пространственном диапазоне.

В режиме исследования кровотока долле- ровский сигнал с выхода фазового детектора 7 через блок 9 выделения допле- ровской частоты подается на преобразователь 10, где доплеровский сигнал, который является существенно немонохроматическим, с помощью полосовых фильтров 17 разделяется на несколько, например четыре, частотных сигналов.

Сигнал на выходе каждого полосового фильтра может быть записан в виде

l{ :Asmo./; (1,2,3,4,(1)

где Ai амплитуда; ш - частота сигна, в /-ОМ канале.

После дифференцирования (1) получим

V A ЫiCosШft.(2)

После амплитудного детектирования получаем.(3)

Следовательно, выходной сигнал каждого канала пропорционален частоте, т, е. скорости крови в некотором заданном интервале скоростей, а коэффициент А пропорционален числу элементов крови, дви- жуп1ихся со скоростями, принадлежащими этому интервалу. Коэффициент AJ может быть представлен в виде площади исследуемого поперечного сечения, через которую кровь течет с данной скоростью. Таким образом, выходное напряжение каждого канала оказывается пропорциональным произведению скорости движения элементов крови на площадь поперечного сечения, через которое кровь движется с данной скоростью т, е. объему крови, которая протекает через исследу1 мое сечение в единицу времени с этой скоростью.

Просуммировав в сумматоре 15 выходные сигналы всех каналов, получим полный объем крови, протекающей через исследуемое сечение в единицу времени со всеми скоростями, т. е. скорость объемного кровотока. Сигнал с выхода сум.матора 15 через управляемый инвертор 16 выводится на самописец (на фиг. 1 пе показан). Коэффициент передачи управляемого инвертора 16 равен ±1 в зависимости от выходного сигнала блока 14 определения направления движения, который функционирует аналогично используемы.м в известных устройствах.

Амплитудный детектор 12 и фильтр 13 низких частот служат для выработки напряжения, пропорционального скорости движения дискретной цели. Этот выработанный сигнал V поступает на выходной разъе.м прибора для записи на внешнее са.мопищу- щее устройство.

Представленный вариант блока 9 выделения доплеровско частоты работает следующим образом. Сигналы с выходов фазового детектора 7 подаются попарно на блоки 21 и 22, 23 и 24 выборки-хранения. Блоки 21 и 23 осуиаествляют выборку и хранение фазовой информации в каждом такте

5

под управлением формирователя 6 строби- рующего импульса. Делитель 20 генерирует короткие импульсы, совпадающие с каждым N-MM импульсом формирователя 6 и управля. ет работой блоков 22 и 24 выборки-хранения, в которых запоминается в первом такте и хранится информация в течение .М тактов зондирования (.). Подавление низкочастотных составляющих осуществляется дифференциальными усилителями 25

и 26, где из сигнала, получае мого от блоков 21 и 23 выборки-х ане- ния, вычитается сигнал, запомненный в блоках 22 и 24. Значение запоминаемого сигнала изменяется каждые N тактов.

В режиме измерения скорости Л 2 и на выходах усилителей 25 и 26 получается дифференциальный сигнал, пропорциональ иый разности последовательных значений фазы, т. е. частоте, а следовательно, скорости исследуемой цели.

0 Блок 11 определения положения цели (фиг. 2) работает следующим образом. Импульс с выхода формирователя 6 строб-им пульса взводит триггер 27 и с помощью формирователя 31 сбрасывает управ ляемый элемент 29 памяти до нулевого

значения, после чего происходит линейное нарастание напряжения на конденсаторе управ«1яемого элемента 29 памяти до момен га сброса триггера 27, после которого напряжение на конденсаторе сохраняет свое зна0 чение до следующего такта лоцирования. Таким образом, величина напряжения на выходе буферного усилите. 1Я 30 соответствует положению лоцируемой цели относительно начала выбранной зоны измерений. На практике погрешность измерения средней скоросg ги потека крови определяется конечным числом полосовых фильтров и неидеальностью их характеристик, а также характеристики дифференциаторов, и может быть доведена до 5%. Кроме того, в отличие от известных устройств, с помощью предлагаемого изобретения имеется возможность измерения объемного потока крови, что повышает диагностическую ценность получаемой информации.

Формула изобретения 1. Ультразвуковой эхокардиограф, содержащий соединенные последовательно генератор опорной частоты формирователь зон- дкру.ющего импульса, передатчик, излучатель, п|)иемник, формирователь стробнрую- щего илптульса, второй вход которого подQ ключен к второму выходу формирователя зондируюидего импульса, фазовый детектор первый , ход которого через фазовращатель соединс с вторым входом и вторым выходом генератора опорной частоты, а третий и четрвертый входы подключены к выхо5 дам приемника, блок выделения, доплеровс- кой частоты, первый и второй входы которого соединены с первым и вторым выходами фазового детектора, первый и второй выходы подключены соответственно к перво0

5

му и второму входам преобразователя, отличающийся тем, что, с целью повышения точности измерения параметров кровотока, в него введен блок определения положения цели, первый и второй входы которого сое- динены с первым и вторым выходами фор- мирователя стробируюшего импульса, второй выход которого подключен также к третьему входу блока выделения доплеровской частоты преобра - ОЕватель содержит сдадинен- ные последовательно амплитудный детектор и фильтр низкой частоты, выход которого является первым выходом преобразователя, блок определения направления движения, соединенные последовательно сумматор и управляемый инвертор, выход которого подключен к второму выходу преобразователя, второй вход -- к выходу блока определения направления движения / Параллельных каналов, каждый из которых содержит соединенные последовательно полосовой фильтр, дифференциатор и детектор, выход которого нод- ключен к своему входу сумматора, первый вход блока определения направления движения соединен с входами полосовых фильтров и первым входом преобразователя, а второй - с входом амплитудного детектора и вторым входом преобразователя.

2. Эхокардиограф по п. 1, отличающийся тем, что блок выделения доплеровской

частоты содержит делитель, четыре блока выборки-хранения, первый и второй дифференциальные усилители, входы которого соединены с выходами блока выделения доплеровской частоты, а первый и второй входы подключены к выходам первого и второго, третьего и четвертого блоков выборки- хранения, первые входы каждой пары соединены между собой и подключены соот- ственно к первому и второму входам блока выделения доплеровской частоты, вторые входы первого и третьего и второго и четвертого блоков выборки-хранения подютюче- ны соответственно к выходу делителя и его входу, который подключен к третьему входу блока выделения доплеровской частоты.

3. Эхокардиограф по пп. 1 и 2, отличающийся тем, что блок определения положения цели содержит соединенные последовательно триггер, генератор тока, управляемый элемент памяти, буферный усилитель, выход которого подключен к выходу блока определения положения цели, первый и второй входы которого подключены соответственно к первому и второму входам триггера, формирователь импульсов сброса, вход которого соединен с первым входом триггера, а выход-с вторы.м входом управляемого элемента памяти.

Изобретение может быть использовано для измерения объемного кровотока в сосудах, в частности внутрисердечного кровотока. Целью изобретения является повышение точности измерения параметров кровотока. Ультразвуковой эхокардиограф содержит генератор 1 опорной частоты, формирователь 2 зондирующего импульса, передатчик 3, излучатель 4, приемник 5, формирователь 6 стробирующего импульса, детектор 7, фазовращатель 8, блок 9 выделения доплеровской частоты, преобразователь 10, блок 11 определения положения цели. Преобразователь 10 содержит амплитудный детектор 12, фильтр 13 низкой частоты, блок 14 определения направления движения, сумматор 15, управляемый инвертор 16. Погрешность измерения эхокардиографа зависит от числа каналов и может быть доведена до 5%. 2 з.п., 2 ил.

Фиг. г