Ультразвуковой эхокардиограф
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.
СООЗ СОВЕТСКИХ
СОЦИАЛИСТИЧЕСКИХ
РЕСПУБЛИК (50 4 А 61 В 8 06
ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
К А BTOPGKOMY СВИДЕТЕЛЬСТВУ
Сп
СО 3
Сл
ГОСУДАРСТВЕННЫЙ КОМИТЕТ
IlO ИЗОБРЕТЕНИЯМ И ОТКРЫТИЯМ
ПРИ ГКНТ СССР (21 ) 4082446/ 28- 14 (22) 21.07.86 (46) 23.12.89. Бюл. ¹ 47 (71) Ростовский медицинский институт (22) В. П. Омельченко, В. П. Пономарев, Б. Б. Михалев, С. И. Трегубов и Г. С. Поль-Мари (53) 6! 5.47 (088.8) (56) Патент США ¹ 4324258, кл. А 61 В 10/00, 1985. (54) УЛЬТРАЗВУКОВОЙ ЭХОКАРДИОГРАФ (57) Изобретение может быть использовано для измерения объемного кровотока в сосудах, в частности внутрисердечного кровотока. Целью изобретения явля„„SU, 1530175 А 1
2 ется 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 !О, блок ll 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 можс1 быть доведена до 50, ц. 2 з.п. ф-лы, 2 ил.
1530175
Изобретение относится к медицине и может быть использовано для измерения обьечного кровотока в сосудах, в частности внутрисердечного кровотока.
Пелью изобретения является повышенис точности измерения параметров кровотока.
На фиг. 1 представлена функциона.«ьная схема ультразвуhoBo« эхокардиографа; на фиг. 2-блок <>!«pe;I(»i(. «Ièÿ положения цели.
Ультразвуков<)ii э»окардиограф содержит соединенные последовательно генератор 1 опорной ча TBTI формирователь 2 з<>ндирующегo импульса, передатчик 3, излучате.«ь 4, приемник 5 формирователь 6 стробирующего импу.i(c,«. второй вход которого подклк)чен к второму выходу формирователя 2 зонлирук>щего импульса, фазовый детектор 7, первый вход которого через фазовращатель 8 соедин(H со своим вторым входом и вторым вы»одом генератора 1 опорной частоты, а третий и четвертый входы полк Iio e««I к вы»олу приемника 5, блок 9 вы- 20 деления доплеровской частоты, первый и второй «)ходы которо«о соединены соответственно с первым и I>Top«>IM Bhlxoäà»(è фазово«о детектора 7, и первый и второй вы25 и второму в»одам преобразователя 1().
Устройство также содержит блок 11 определения положения цели, первый и второй входы кот<)рого сс>слиB Hbl с первым и вторым
BblxoToxi форм прова «с IH 6 строби рующего ичпульса, второй вы»ол которого подключен 30 также к третьему в»олу блока 9 выделения лоплеровской частоты.
Прео<>разоватсль I() с<>дс ржит соединенные послс I()вательщ> ачплитулный детектор 12 и (р««г«ь«р 13 низкой частоты, выход котор<>гo является ««ервым «3hixo.«ох« пре- З5 образоватсля 1(), о,l()h 14 определения направле««ия движения, со< линснные послед<)вительно сумм ITop 15 и управляемый инвертор 16, вы»од которого lloллючен к второму Bhlxoлу преобразов(«теля 10, а второй вхо.«к вы,, о.,, б. 1 o K B 1 4 o ll p (., «, «<, ««и я ««а п р а в .«е l I i« )3;I B H 40 женин К параллельllhlx каналов, каждый из которы» содерж ит с<цли ненные пос, I(;EOB;Iтельно полосовый фильтр 7, дифференциатор 18 и лег KTop 19, выход которого полклю чен к своему в»оду сумматора 15. Первый 45 вход блока 14 опредсления направления движения соединен с входами полосовых фильтров 17 и первым н»одом преобразователя 10, а второй — с входом амплитудного детектора
l2 и вторым Bxozov преобразователя 10.
Ьлок 9 Bbl;IBления доплеровской частоты 50 содержит делитель 20, первый блок 2! выборки-хранения, второй блок 22 выборки-хранения, третин блок 23 выборки-»ранения, четвертый блок 24 выборки-хранения, первый дифференциальный усилитель 25, второй дифференциальный усч«литель 26. выходы котоpbIx соединены с вы»одами блока выделения лопл ровской частоты, а первый и второй в»оды подключены соответствс««но к первому и второл«у, третьему и четвертому блокам выборки-хранения. Первые входы каждой пары соединены между собой и подключены соответственно к первому и второму входам блока 9 выделения доплеровской частоты, вторые входы первого и третьего, второго и четвертого блоков 21 — 24 выборки-хранения подключены соответственно к выходу делителя 20 и его входу. который подключен к третьему входу блока 9 выделения доплеровской частоты.
Ьлок 1 определения положения цели содержит соединенные последовательно триггер 27, генератор 28 тока, управляемый элемент 29 памяти, буферный усилитель 30, выход которого подключен к выходу блока 1 опредсления положения цели, первый и втс.рой входы которого подключены соответственно к первому и второму входам триггера 27, формирователь 31 импульсов сброса, в»од которого соединен с первым входом триггера 27, а выход — с вторым входом управляемого элемента 29 памяти.
Эхокардиограф работает следующим образоч.
Передатчик 3 подает на излучатель 4 чощныс радиоимпульсы, которые преобразун)тся ««м в акустические сигналы и излучаются н тело пациента. Звуковые волны, отражен««ь«е 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 формирователсxi 2 зондирующих сигналов, который гене
I>lip%(. радиоимп,Jlhcbl с частотой заполнения, определяемой генератором 1 опорной частоты. Усиленный приемником 5 эхосигнал подается на входы квадратурного фазового детектора 7, который фактически состоиг из лву» фазовых детекторов, на один из которых поступает сигнал опорного генератора 1, а BB второй — этот же сигнал, но сдвинутый по фазе на 90 с помощью фазовращателя 8. Это дает возможность в дальнейшем определить направление движения лоцируемой структуры. Формирователь 6 стробирующуго импульса может работать в лву» режимах.
В режиме исследования кровотока формирователь 6 генерирует короткий стробимпульс, равный по длительности излученному ралиоимпульсу с регулируемой временной задержкой, соответствующей различному пространственному положению исследуемых структур.
B режиме о«3ределения положения дискретной цели, например створке клапана, формирователь 6 принимает сигнал от приемника 5 и генерирует импульс, соответствующий первому отраженному сигналу, превысив««:ему некоторый порог и находящемуся в заданном оператором пространственном лиа паз<>не.
1530175
В режиме исследования кровотока доплеровский сигнал с выхода фазового детектора 7 через блок 9 выделения доплеровской часто<ы подается на преобразователь 10, где доплеровский сигнал, который является существенно немоиохроматическим, с помощью полосовых фильтров 17 разделяется на несколько, например четыре, частотных сигналов.
Сигнал на выходе каждого полосового фильтра может быть записан в виде
Ц =-А sinu).t; i= — 1,2,3,4, j1) где амплитуда; <) — частота ситца. а в i-ом канале.
После дифференциров:<ния (1) получим
V — — Л. (н сosu) После амплитудного детектирования получаем j ",(=А; u)t. (3) Следовательно, выходной сигнал каждого канала пропорционален частоте, т, е. скорости крови в некотором заданном интервале скоростей, а коэффициент А пр<:порционален числу элементов крови, движущихся со скоростями, принадлежащими этому и нтерналу. Коэффициент А; может быть представлен в виде плошади исследуемого поперечного сечения, через KQTopvio кровь течет с данной скоростью. Таким образом, выходное напряжение каждого канала оказывается пропорционалЬным произведению скорости движения элементов крови па плошадь поперечного сечения, через которое кровь движется с данной скоростью е. объему крови, которая протекает через исследу< мое ечение в единицу времени с этой скоростью. Просуммировав н сумматоре 15 выходные сигналы всех кана 70B, получим полный объем крови, протекающей через исследуемое сечение в единицу времени со всеми скоростями, т. е. скорость объемного кровотока. Сигнал с выхода сумматора 15 через управляемый инвертор 16 выводится на самописец (на фиг. 1 пе показан). Коэффициент передачи управляемого иннертора 16 ранен <-1 в зависимости от выходного сигнала блока 14 определения направления движения, который функционирует аналогично используемым в известных устройствах. Амплитудный детектор 12 и фильтр 13 низких частот служат для выработки напряжения, пропорц< ональн<ого скорости движения дискретной цели. Этот выработанный сигнал V поступает на выходной разъем прибора для записи на внешнее самопишущее устройство. Представленный вариант блока 9 нь<деления доплеровской частоты работает счедуюшим образом. Сигналы с выходов фазового детектора 7 подаются попарно на блоки 21 и 22, 23 и 24 выборки-хранения. Блоки 21 и 23 осуществляют выборку и хранение фазовой информации в каждом такте 6 под управлением формирователя 6 стробируюшего импульса. Делитель 20 г»н»риру»т короткие импульсы, совпадающие с каждым Х-ь)м импульсом формирователя 6 и управляет работой блоков 22 и 24 выборки-хранения, в которых запоминается в первом такте и хранится информация в течение V тактов зондирования (А))1). Подавление низкочастотных составляющих осуществляетсяя дифференциальными усилителями 25 и 26, где из текущего сигнала, получас мого от блоков 21 и 23 выборки-х, ап»ния, вычитается игнал. запомненный н блоках 22 и 24. Значение запоминаемого сигнала изменяется каждые N тактов. В режиме измеречия скорости Х=-2 и иа выходах усилителей 25 и 26 получается дифференциальный сигнал, пропорциональl 20 Блок 11 определения положения цели (фиг. 2) работает следующим образом. Импульс с выхода формирователя 6 сTðîб-иMï)ëüñа взводит триггер 27 и» п0MoLljblo формирователя 3! сбрасывает управляемыи элемент 29 памяти до нулевого 25 значения, после чего происходит линейное нарастание напряжения на конденсатор» управляемого элемента 29 памяти до момен га сброса триггера 27, после которого н l!IpHжение на конденсаторе сохраняет <..нос значени» до следующего такта лоци рован и я. I HêHM образом, величина напряжения»а ныxoде буферного усилителя 30 соотн»)»òâó»т положснию лоцируемсй цели относительно начала выбранной зоны измерений. На практике погрешность измерения средней скоросги пот<;ка крови определяется конечным числом полосовых фильтров и неидеальностью их характеристик, а также характеристики дифференциаторон, и может бь<ть доведена до 5<)/„. Кроме того, в отличие от известных 40 уст рой стн, с помошью< предлагаемого изоб ретения имеется возможность измерения объемного потока крови, что повышает диагностическую ценность получаемой информации. Формула изобретения 45 „, !. Ультразвуковой эхокардиограф, ñoдержащий соединенные последовательно генератор опорной частоты формирователь зондиругошего импульса, передатчик, излучатель, приемник, формирователь стробирующего H. Техр« (И. Н«рес Корректор О. Пипле Гиракк б43 Подпис ное ВН11ИГ111 Гос(дарственного коми(с (а по изобретениям и открытиям при ГКНТ С . Т СССР 113035, Москвз. Ж 35. Рачинская наб., д 4/5 Произво,(стас нно-издательский комбинат «I I (ò«нт», . новгород, 1л Гагар ина, 1ОI 7 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 соео динены с первым и вторым выходами формирователя стробируюгцего импульса, второй выход которого подключен также к третьему входу блока выделения доплеровской частоты преобра с>ватель содержит соединенные последовательно амплитудный детектор 10 и фильтр низкой частоты, выход которого является первым выходом преобразователя, олок определения направления движения, соединенные последовательно сумматор и управяеъ(ь(й инвертор выход которо(о под" ючен 15 к второму выходу преобразователя, второй вход -- к выходу блока определения направления движения 5 Параллельнь(х каналов, каждый из которых содержит соединенные последовательно полосовой фильтр. дифференциатор и детектор, выход которого под- рг( клк>чен к своему входу сумматора, первый вход блока определения направления движения сое,(èíåí с входами полосовых фильтров и первым входом преобразователя, а второй — — с входом амплитудного детектора и вторым входом преобразователя. 2. Эхокардиограф по и. 1, отли (ающийся 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 выборкихранения, первые входы каждой пары соединены между собой и подключены соотственно к первому и второму входам блока выделения доплеровской частоты, вторые входы первого и третьего и второго и четвертого блоков выборки-хранения подключены 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 вторым входом управляемого элемента памяти.
