Способ и устройство для определения давления внутри мозга

 

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к устройствам для измерения внутричерепного давления неинвазивным способом с помощью ультразвукового Доплеровского прибора, который определяет скорости кровотока внутри глазной артерии как во внутричерепном, так и во внечерепном участке глазной артерии. Глаз, в котором наблюдают кровоток, подвергают небольшому давлению, достаточному для выравнивания результатов измерений кровотока во внутреннем и внешнем участках глазной артерии. Устройство для определения внутричерепного давления содержит надувную камеру и ультразвуковой преобразователь с акустическим импульсным передатчиком и приемником, при этом вырабатывается сигнал для схемы управления глубиной, снабженной регулятором глубины замера сигналов выбора, счетчик частоты выборок, снабженный памятью, подключенной к блоку определения сдвига частот от частоты передаваемого импульса. Для увеличения давления в надувной камере к блоку увеличения значения давления подключен насос. Ультразвуковой преобразователь, во втором варианте выполнен с возможностью регулирования положения его центральной оси для исправления импульсов на внутренний и внешний участки глазной артерии. Использование изобретения позволяет снизить шумовые искажения измерений и повысить их точность. 3 с. и 6 з.п. ф-лы, 5 ил.

Область техники Данное изобретение относится в общем к способу и устройству для ультразвукового определения внутричерепного давления, и более узко относится к способу и устройству для определения внутричерепного давления с использованием ультразвукового измерения скорости кровотока через глазную артерию.

Уровень техники В патенте США 4907595 описано устройство для определения давления и потока внутри глазной артерии. В устройстве применили жесткую камеру, которую можно герметично прикрепить к глазу человека так, чтобы можно было создать в ней давление для того, чтобы приложить давление извне к глазному яблоку. На камере установили также ультразвуковой преобразователь и сориентировали его таким образом, чтобы направлять ультразвуковые импульсы для Доплеровского измерения потока внутри глазной артерии. Устройство работает таким образом, что оператор имеет возможность увеличивать давление до уровня, при котором кровоток через глазную артерию прекращается. Давление, при котором это происходит, является показанием давления внутри глазной артерии. Типичное значение давления, при котором происходит это событие, находится в пределах около 170 мм ртутного столба.

Проблема, связанная с описанным в патенте США 4907595 устройством, состоит в том, что давление, необходимое для проведения требуемого измерения, так велико, что значительно превосходит наибольшие рекомендуемые в общей практике значения. Если такое устройство используют длительное время, может развиться поражение ткани, а также это может привести в повышению внутричерепного давления P_IC до неприемлемого уровня.

Другое ультразвуковое устройство для определения изменений во внутричерепном давлении в черепной коробке пациента описано в патенте США 5117835 и основано на том, что пару ультразвуковых преобразователей размещают на черепе, а полученные сигналы регистрируют. В патенте США 4984567 описано устройство для измерения внутричерепного давления с помощью ультразвукового преобразователя, основанное на акустических отражениях, вызываемых ультразвуковыми импульсами. Прочие патенты, связанные с ультразвуковым измерением внутричерепного давления или иных физиологических параметров: 4204547, 4930513, 50116641 и 5040540.

Уровень техники не обеспечивает ясных и недвусмысленных показаний внутричерепного давления. Имеется тенденция к шумовому искажению измерений, связанному с неопределенностью в измерениях. Следовательно, существует потребность предоставить возможность измерения внутричерепного давления человека безопасным и неинвазивным способом, который можно было бы воплотить с достаточной степенью надежности.

Краткое описание изобретения С помощью устройства, соответствующего данному изобретению, имеется возможность получить показание давления внутри черепа неинвазивным методом с помощью методики ультразвукового Доплеровского измерения, которую применяют к глазу человека безопасным образом.

Этого достигают за счет применения способа, соответствующего данному изобретению, при котором повышают давление в камере, герметично соприкасаемой с периметром глаза, и используют ультразвуковой Доплеровский измерительный прибор, установленный на камеру, для измерения внутренней и внешней скоростей кровотока во внутричерепном и внечерепном участках глазной артерии. Сигналы, соответствующие этим измерениям скоростей V₁ и V₂ сравнивают, и их разность ΔV используют для управления давлением в камере. Когда давление в камере приводит к тому, что ΔV достигает желаемого минимального значения, это давление становится показанием внутричерепного давления.

При применении устройства и метода в соответствии с данным изобретением к глазу прикладывают значительно меньшее давление, чем в случае вышеописанного патента 4907595. Типовое значение давления находится в пределах 25 мм рт.ст., что является в общем допустимым уровнем давления, при котором избегают повреждения ткани и боли.

Способ в соответствии с данным изобретением может быть воплощен разными путями, такими как ручное увеличение и управление давлением, приложенным к камере, при наблюдении сигналов внутренней и внешней скоростей, определяемых ультразвуковым Доплеровским прибором. Когда результаты этих измерений окажутся практически одинаковыми, давление, при котором это происходит, используют для определения внутричерепного давления.

В качестве альтернативы, по способу ультразвукового Доплеровского измерения скорости в соответствии с данным изобретением разность измерений скоростей в центральной артерии сетчатки ΔV могут использовать для непосредственного управления давлением в камере путем подачи сигнала на насос. Значение сигнала давления, соответствующее давлению в камере, могут использовать для сохранения сигнала в подходящем устройстве памяти и для отображения показателя внутричерепного давления.

Еще один аспект изобретения позволяет производить измерение пульсовых или динамических характеристик участка внутри черепа, при применении устройства, описанного в патенте США 5388583, при этом данные необходимо преобразовать к виду измерения абсолютного динамического давления.

Таким образом, в основу данного изобретения положена задача - создать устройство для определения внутричерепного давления с помощью неинвазивной ультразвуковой методики, которая решается тем, что согласно изобретению камера выполняется надувной, акустический импульсный передатчик через вентиль подключается к приемнику, который выполнен с возможностью выработки на шине выходного сигнала, для схемы управления глубиной, выполненной с возможностью вырабатывания последовательно, посредством регулятора глубины замера сигналов выбора "внутренний" и "внешний" через соответствующие выходы вентилей логического И, и элемент ИЛИ, подведенный к счетчику частоты выборок, связанному с памятью, подключенной к блоку определения сдвиг частот от частоты передаваемого импульса, а для увеличения давления в надувной камере блок увеличения значения давления насоса подключен к насосу, при этом преобразователь давления является датчиком давления внутри камеры и выполнен с возможностью выработки сигнала внутричерепного давления.

Желательно чтобы блок определения разности ΔV для определения внутричерепного давления был выполнен с возможностью отображения ее по отсчету внутренней V_I и внешней V_Е скоростей крови соответствующему сдвигу частот в блоке определения сдвига частот.

Желательно, чтобы дополнительно имелся блок для определения разности ΔV для определения внутричерепного давления и автоматический регулятор, содержащий блок сравнения разности ΔV и ΔV_min, связанный с блоком увеличения давления насоса и блоком запоминания показаний внутричерепного давления.

Другой задачей, положенной в основу создания данного изобретения, является устройство для получения показаний кровотока внутри глазной артерии, которая выходит изнутри черепа организма в глаз организма, которая решается тем, что согласно изобретению камера выполняется надувной, с возможностью приложения давления на глазную артерия и установки ультразвукового преобразователя, который выполнен с возможностью регулирования положения его центральной оси для направления ультразвуковых импульсов на внутреннем и внешнем участке глазной артерии, акустический импульсный передатчик через вентиль подключается к приемнику, выполненному с возможностью выработки на шине выходного сигнала для схемы управления глубиной, выполненной с возможностью вырабатывания последовательно, посредством регулятора глубины замера сигналов выбора "внутренний" и "внешний" через соответствующие выходы вентилей логического И и элемент ИЛИ, подведенный к счетчику частоты выборок, связанному с памятью, подключенной к блоку определения сдвига частот от частоты передаваемого импульса, соответствующему скорости крови в глазной артерии.

Желательно, чтобы ультразвуковой преобразователь был выполнен с возможностью регулирования положения его центральной оси для направления ультразвуковых импульсов, как на внутреннем, так и на внешнем участке глазной артерии, определения пространственного угла ϕ₁, при котором достигается максимальный уровень Доплеровского сигнала на внутреннем участке и пространственного угла ϕ₂, при котором достигается максимальная пульсация Доплеровского сигнала на внешнем участке глазной артерии и выбора оперативного направления оси преобразователя вдоль медианы между углами ϕ₁ и ϕ₂, при этом регулятор глубины замера выполняется с возможностью последовательного замера скорости кровотока внутри внутреннего и внешнего участков глазной артерии.

Желательно, чтобы к надувной камере гибкой трубкой, через вентиль был подключен ручной насос, при этом трубка была бы связана так же с индикатором давления для его изображения в визуальной и/или цифровой форме.

Желательно, чтобы устройство было снабжено дисплеем.

Еще одной задачей, решаемой данным изобретением, является создание способа определения внутричерепного давления путем приложения наружного давления на глаз с глазной артерией, согласно которому изменяют угол центральной оси преобразователя, определяют скорость на внешнем участке глазной артерии по максимальному уровню Доплеровского сигнала, на внутреннем участке _ по максимальной пульсации Доплеровского сигнала и получают их разность, после чего изменяют наружное давление на глаз до уровня, при котором значение разности падает ниже минимального уровня и получают показание внутричерепного давления.

Желательно, чтобы показания внутричерепного давления были отражены на дисплее.

Указанные и иные преимущества и задачи изобретения станут понятны после прочтения нижеследующего описания нескольких вариантов воплощения изобретения, снабженного чертежами.

Краткое описание чертежей Фиг.1 - схематическое изображения и блок-схема устройства в соответствии с данным изобретением; фиг.2 - вид в перспективе на установку устройства в соответствии с данным изобретением на череп пациента; фиг.3 - упрощенное схематическое изображение и блок-схема для иллюстрации изобретения; фиг. 4 - схема последовательности операции для устройства, изображенного на фиг.1; и фиг. 5 - графики скорости кровотока V, пульсации внутреннего и внешнего участков глазной артерии сетчатки в функции времени.

Подробное описание чертежей Было обнаружено, что устройством в соответствии с изобретением можно определить внутреннее давление внутри головы человека с помощью наблюдения за скоростями кровотока внутри глазной артерии. Это требует ультразвукового устройства и прибора, способного прикладывать легкое давление на глаз, чтобы уравнять внутренний и внешний поток в глазной артерии, ведущей к глазу. Данный тип измерения возможен, что демонстрирует следующий анализ.

Расчет коэффициента Рейнолдса для глазной артерии сетчатки имеет вид:

Т.к. R_e<<2000, это означает, что поток ламинарный.

Среднее значение скорости потока внутри глазной артерии ГА не зависит от расстояния от внутричерепной центральной сонной артерии, но зависит от площади поперечного сечения ГА и кровотока внутри нее.

Воздействие пульсирующего характера кровотока изменяет профиль потока. Период Т пульсации крови равен периоду пульсаций сердца (приблизительно одна секунда). Неразмерная частота W равняется:

где D_I - внутренний диаметр глазной артерии ГА, а профиль скорости крови в ГА параболический:

где D_E - диаметр внешнего участка ГА, V_E - скорость кровотока внешнего участка ГА, V_I - скорость кровотока внутри ГА.

Поток F прямо пропорционален среднему значению скоростей крови V_E и V_I:

Из уравнения (4) следует, что если V_Е=V_I, то D_E=D_I.

4. Если давление центральной сонной артерии равняется Р_МСА, и давление внутри наружного участка ГА равняется Р_ОAE (фиг.1), то градиент давлений Δ_P между двумя точками измерения скорости потока (фиг.1) можно найти из уравнения:
Р_АОЕ = Р_МСА - Δ_P (5)
и

Из уравнения (6) следует, что значение Δ_P мало по сравнению с измеренным значением внутричерепного давления Р_IC, и им можно пренебречь или приблизительно компенсировать как ошибку измерений.

5. Баланс давлений. Балансы давлений во внутренней точке измерения можно выразить следующим образом:
P_ATM+P_IC+P_AWI=P_MCA, (7)
где P_IC - внутричерепное давление, Р_ATM - атмосферное давление, и P_AWI - давление артериальной стенки.

Баланс давлений в наружной точке измерения можно выразить следующим образом:
Р_ATM+P_E+P_AWE=P_AOE, (8)
где P_E - дополнительное внешнее давление, приложенное ткани, окружающей глазное яблоко, так что наружный диаметр D_E артерии ГА уменьшается до тех пор, пока не возникнет равенство с внутренним диаметром D_I, а Р_AWE - давление артериальной стенки наружной глазной артерии.

Представляется возможным сформулировать уравнение баланса давлений между внутренней и наружной точками измерения с помощью уравнения (5):
P_ATM+P_E+P_AWE=Р_ATM+P_IC+P_AWI-Δ_P. (9)
При таком способе измеряют только величины Р_Е, V_E и V_I. Если величину внешнего дополнительного давления P_E выбрали такой, чтобы соблюдалось равенство V_E=V_I, это означает, что D_E=D_I. Это является результатом достижения баланса давлений. Тогда P_AWI=P_AWE, и окончательное уравнение баланса давлений можно выразить следующим образом:
Р_IC=P_E+Δ_P;; if V_E=V_I. (10)
Из уравнения (10) следует, что внутричерепное давление P_IC приблизительно равняется P_E, если можно пренебречь Δ_P, и P_IC=P_E, если Δ_P так мало, как рассчитано при помощи уравнения (6), и его либо компенсируют, либо относят на счет ошибки измерений.

С помощью устройства, соответствующего данному изобретению, автор имеет возможность измерить давление внутри человеческой головы без необходимости непосредственных измерений внутричерепного давления, артериального кровяного давления Р_MCA, гидродинамического сопротивления глазных ответвлений ГА или иных индивидуальных параметров пациентов, или необходимости процессов саморегуляции. Только значение Δ_P зависит от Р_MCA, V_I и иных индивидуальных параметров. Однако в большинстве практических случаев величиной Δ_P можно пренебречь, потому что в клинической практике не требуется измерять P_IC с абсолютной погрешностью менее ±3 мм рт.ст.

На фиг. 1 и 2 изображено устройство 20 для проведения измерения внутричерепного давления по описанной выше методике. Устройство можно закрепить на голове человека так, чтобы глаз, прикасающийся к надувному прибору 22, слегка прижимался к веку 23. Подходящие скобы и ремни 24, 26 используют для удерживания прибора 22 на месте. Прибор 22 изготавливают из подходящего мягкого материала, такого как резина, в форме надувной камеры 28. Камера 28 по форме приблизительно кольцеобразная, это позволяет установить ультразвуковой преобразователь 30 на внутренней гибкой мембране 32, а также дает возможность создания давления в камере насосом 34.

Внутренняя мембрана соответствует форме глаза 35, как показано на чертеже, и таким образом позволяет давлению при накачивании камеры 28 оказывать легкое надавливание на ткани, окружающие глаз, и значит, на глазницы. Это приводит к надавливанию на глазную артерию 36, которая выходит изнутри черепа 40 и проходит через канал 42 глазного нерва к глазу 35.

Ультразвуковой преобразователь 30 имеет центральную ось 44, которую можно выравнивать, регулируя положение преобразователя внутри его крепления к прибору 22. Такое выравнивание позволяет отрегулировать угол оси 44 так, чтобы направить ультразвуковые акустические импульсы как на внутренний, так и на внешний участки 46, 48 глазной артерии 36 под одним и тем же углом. При таком выравнивании Доплеровские измерения кровотока в указанных разных участках 46, 48 можно производить без образования ошибок, связанных с различными углами оси 44 по отношению к участкам 46 и 48. Следовательно, имеется возможность получить надежное измерение внутричерепного давления P_IC.

Ультразвуковой преобразователь 30 снабжен входной шиной 50, подключенной к акустическому импульсному передатчику 52. Преобразователь 30 также действует как приемник звуковых колебаний, так что его входная шина передатчика 52 подключена к вентилю 54. Вход вентиля 56 включен к передатчику 52 для защиты приемника 58 от сильных выходных импульсов передатчика во время активации преобразователя 30. Приемник 58 вырабатывает на шине 60 выходной сигнал, отображающий акустическое эхо от кровотока в глазной артерии ГА, вызванное ультразвуковыми импульсами от передатчика 52.

Схема 62 управления глубиной предназначена для того, чтобы устройство 20 имело возможность селектировать те части эхо-сигнала, которые отображают скорости кровотока либо внутри черепа, либо снаружи в глазной артерии. Схема 62 вырабатывает на линии 64 сигнал выбора "внутренний", а на линии 66 - сигнал выбора "внешний". Сигнал выбора "внутренний" подают на вентиль 67 логического И, чтобы селектировать для дальнейшей обработки эхо-сигналы, имеющие отношение к кровотоку внутри черепа. Аналогично, сигнал "внешний" подают на вентиль 68 логического И, чтобы селектировать для дальнейшей обработки эхо-сигналы, имеющие отношение к кровотоку в глазной артерии вне черепа. Схема 62 работает по принципу селекции диапазона, с помощью которого можно выбирать акустические отклики с разной глубины для анализа их Доплеровского сдвига частоты относительно частоты передатчика f_С.

Сигналы выбора "внутренний" и "внешний" вырабатывают последовательно, хорошо известным способом, с помощью активации регулятора 70 после каждого импульса передатчика сигналом на линии 56. Выходы вентилей И 67, 58 связаны через элемент ИЛИ 72 к счетчику частоты 74. Он производит выборку полученного эхо-сигнала и вырабатывает сигналы выборки, такие как сигнальная частота f_I в импульсном преставлении скорости кровотока внутри черепа; сигнальная частота f_E внутри эхо-импульса от участка глазной артерии, внешней по отношению к черепу; и частота f_C в передаваемом импульсе. Выборочные сигналы частоты сохраняют в подходящей памяти 76, а в блоке 78 определяют сдвиги частот от частоты передаваемого импульса, такие как _C-f_I, f_C-f_E. Для наполнения этих функций можно применить подходящий микропроцессор.

Для каждого импульса передатчика и результирующего эхо-сигнала возможно определить сдвиг частоты. Каждый сдвиг частоты соответствует скорости крови в глазной артерии, и можно сохранять значения таким образом, чтобы обеспечить отсчет внутренней скорости крови V_I и внешней скорости крови V_E в блоке 78. Эти сигналы скорости кровотока можно отображать в виде кривых 79.1 и 79.2, как показано на фиг.5, или совмещать (см. 79.3 на фиг.3) для более ясного отображения их относительных величин или разности ΔV, определенной в блоке 80. Отметим, что скорость активации датчика 52 устанавливают существенно высокой для того, чтобы иметь возможность определить формы кривых скорости 79, Затем отображают значение разности скоростей ΔV, и эти показания используют для определения внутричерепного давления.

Значения разности ΔV используют для определения внутричерепного давления P_IC. Это производят путем увеличения давления внутри надувного прибора 22 до уровня, при котором значения разности ΔV падают ниже минимального уровня ΔV_min. Эту величину принимают за разрешающую способность измерения V_I и V_E. Измерение P_IC могут производить с помощью ручного увеличения давления внутри прибора 22 до тех пор, пока визуальные показания измерений сигналов скоростей кровотока V_I и V_E или сдвигов частоты окажутся равными; или с помощью системы автоматического управления, такой как блок 82.

Альтернативно, автоматический регулятор могут реализовать, например, сперва проверяя в блоке 84, является ли значение ΔV меньшим, чем минимальный уровень ΔV_min. Если результат проверки отрицательный, то в блоке 86 увеличивают значение давления насоса, и это значение подают на насос 34 для того, чтобы вызвать увеличение давления внутри надувного прибора 22. Преобразователь давления 90 чувствителен к давлению внутри камеры 28 и вырабатывает сигнал давления Р_m, соответствующий давлению.

Когда результат проверки в блоке 84 становится положительным, значение Р_m сохраняют в блоке 92 в качестве показаний внутреннего черепного давления P_IC. Это значение можно отобразить на 94 и регистрировать подходящим образом.

Для работы устройства 20 желательно, чтобы производили первоначальный режим выравнивания для гарантии того, импульсы передатчика с преобразователя 30 должным образом нацелены как на внутренний, так и на внешний участки 46 и 48 глазной артерии 36. Эта операция включает в себя настройку угла φ между осью 44 ультразвукового преобразователя 30 и осью 96 канала 42 глазной артерии. Такую настройку можно выполнить с помощью настроечных винтов 98.1 и 98.2 или с помощью иного подходящего каркаса, закрепленного между ремнем 26 и преобразователем 30 на фиг.1.

На фиг.4 изображена процедура 100 такой настройки. Так, на операции 102 устройство 20 инициализируют, а на операции 104 устанавливают оперативный контакт между акустическим передатчиком 30 и веком, наблюдая эхо-сигналы на дисплее. На операции 106 устанавливают глубину оперативного замера R_Е, см. фиг. 1, с помощью блока управления глубиной оперативного замера 70 (см. фиг. 1). Типичные начальные значения R_E находятся приблизительно между 40 и 50 мм.

На операции 108 изменяют угол в пространстве φ оси 44 преобразователя, так чтобы найти сигнал скорости, связанный с внешним участком 48 глазной артерии. Его обнаруживают путем наблюдения формы кривой пульсации скорости крови внечерепного участка 48 глазной артерии 44 (см. фиг.5). Пространственный угол φ₁, при котором достигают максимального уровня Доплеровского сигнала, выбирают на операции 110 и отмечают.

На операции 112 в блок управления 70 вводят начальное значение внутренней глубины замеры R_I. Типичные значения R_I находятся в диапазоне приблизительно от 52 до 65 мм.

На операции 114 определяют пространственный угол φ₂ выравнивания преобразователя 30, при котором достигают максимальную пульсацию Доплеровского сигнала от внутреннего участка 46 глазной артерии 36. Оперативное направление преобразователя 30 выбирают на операции 116 путем выравнивания оси 44 преобразователя 30 вдоль медианы между углами φ₁ и φ₂.
Затем на операции 118 регулятор глубины замера 70 активизируют таким образом, чтобы скорости кровотока внутри внутреннего и внешнего участков 46, 48 глазной артерии замеряли последовательно. Глубины наружного и внутреннего входного канала глазного нерва определяют путем увеличения _E от значения в диапазоне между первым значением, выбранном на операции 106, и вторым значением, выбранным на операции 112, при этом наблюдая пульсации скорости, как показано на фиг. 5. Импульсы скорости крови внутри каналов глазного нерва имеют меньшую амплитуду.

Затем на операции 120 определяют глубины R₁ и R₂ входов каналов соответственно наружного и внутреннего участка глазного нерва. Это производят путем наблюдения за уменьшением амплитуд импульсов скорости кровотока, как показано на фиг.5, такое уменьшение типично для измерений, выполненных внутри канала глазного нерва, по сравнению с амплитудами импульсов скорости кровотока вне канала глазного нерва.

После этого на операции 122 устанавливают окончательные значения R_E и R_I с помощью критерия R_E<R и R_I>R₂. Как только определили и зафиксировали положение ультразвукового преобразователя, можно производить измерение внешней и внутренней скоростей крови, как описано выше. Показание внутричерепного давления P_IC получают, когда результаты измерений скоростей совпадают.

На фиг. 3 изображена упрощенная система 140 для определения внутреннего черепного давления. В системе применяют надувной прибор 22, как показано и описано на фиг.1, к которому присоединен ручной насос 142, подобный используемым совместно со стетоскопами. Насос 142 подключают к гибкой трубке 144 через вентиль 146 и к надувному прибору 22. С трубкой 144 связан индикатор давления 148 для отображения давления в визуальной или цифровой форме, или обеих формах. Ультразвуковой преобразователь 30 приводят в действие с помощью органа управления, а Доплеровский измеритель 150 снабжен дисплеем 152.

Когда значения внутренней и внешней скоростей оказываются равными, что наблюдают на дисплее 152, имеется возможность вручную подать сигнал на измеритель давления 148, чтобы он сохранил индикацию давления в качестве результата измерения внутричерепного давления P_IC.

После настоящего описания иллюстративных устройств и методик для определения внутричерепного давления в соответствии с изобретением, лица, знакомые с данной областью техники, могут разработать вариации. Варианты реализации изобретения, описанные здесь, и другие эквивалентные схемы, которые могут разработать лица, знакомые с данной областью техники, следует считать частью данного изобретения. Например, частный вариант схемы, показанный на фиг. 1, могут сделать с помощью других типов приборов и логических схем, а также могут реализовать в аналоговой форме, так как все эти варианты хорошо известны лицам, знакомым с данной областью техники. Поэтому, изобретение следует истолковывать в соответствии с описанным в данном документе и в данном абзаце, а также в соответствии с формулой изобретения.

Формула изобретения

1. Устройство для определения внутричерепного давления, содержащее камеру, выполненную с возможностью приложения давления на глаз для изменения скорости кровотока и ультразвуковой преобразователь с акустическим импульсным передатчиком и приемником, отличающееся тем, что камера выполнена надувной, акустический импульсный передатчик соединен через вентиль, подключен к приемнику, выполненному с возможностью выработки на шине выходного сигнала для схемы управления глубиной, выполненной с возможностью вырабатывания последовательно, посредством регулятора глубины замера сигналов выбора “внутренний” и “внешний” через соответствующие выходы вентилей логического И и элемент ИЛИ, подведенный к счетчику частоты выборок, связанному с памятью, подключенной к блоку определения сдвига частот от частоты передаваемого импульса, а для увеличения давления в надувной камере блок увеличения значения давления насоса подключен к насосу, при этом преобразователь давления является датчиком давления камеры и выполнен с возможностью выработки сигнала внутричерепного давления.

2. Устройство по п.1, отличающееся тем, что блок определения разности ΔV для определения внутричерепного давления выполнен с возможностью отображения ее по отсчету внутренней V_I и внешней V_E скоростей и крови соответствующему сдвигу частот в блоке определения сдвига частот.

3. Устройство по п.1, отличающееся тем, что дополнительно имеются блок определения разности ΔV для определения внутричерепного давления и автоматический регулятор, содержащий блок сравнения разности ΔV и ΔV_min, связанный с блоком увеличения давления насоса и блоком запоминания показания внутричерепного давления.

4. Устройство для определения скорости кровотока в глазной артерии, содержащее ультразвуковой преобразователь с акустическим импульсным передатчиком и приемником, камеру, выполненную с возможностью приложения давления на глаз для изменения скорости кровотока, отличающееся тем, что камера выполнена надувной, с возможностью приложения давления на глазную артерию и установки ультразвукового преобразователя, который выполнен с возможностью регулирования положения его центральной оси для направления ультразвуковых импульсов на внутренний и внешний участки глазной артерии, акустический импульсный передатчик через вентиль подключен к приемнику, выполненному с возможностью выработки на шине выходного сигнала для схемы управления глубиной, выполненной с возможностью вырабатывания последовательно, посредством регулятора глубины замера сигналов выбора “внутренний” и “внешний” через соответствующие выходы вентилей логического И и элемент ИЛИ, подведенный к счетчику частоты выборок, связанному с памятью, подключенной к блоку определения сдвига частот от частоты передаваемого импульса, соответствующему скорости крови в глазной артерии.

5. Устройство по п.4, отличающееся тем, что ультразвуковой преобразователь выполнен с возможностью регулирования положения его центральной оси для направления ультразвуковых импульсов как на внутреннем, так и на внешнем участке глазной артерии, определения пространственного угла ϕ₁, при котором достигается максимальный уровень Доплеровского сигнала на внутреннем участке и пространственного угла ϕ₂, при котором достигается максимальная пульсация Доплеровского сигнала на внешнем участке глазной артерии и выбора оперативного направления оси преобразователя вдоль медианы между углами ϕ₁ и ϕ₂, а регулятор глубины замера выполнен с возможностью последовательного замера скорости кровотока внутри внутреннего и внешнего участков глазной артерии.

6. Устройство по п.5, отличающееся тем, что к надувной камере гибкой трубкой, через вентиль, подключен ручной насос, при этом трубка связана также с индикатором давления для его отображения в визуальной и/или цифровой форме.

7. Устройство по п.6, отличающееся тем, что устройство снабжено дисплеем.

8. Способ определения внутричерепного давления путем приложения наружного давления на глаз с глазной артерией, в которой измеряют кровоток, выработки акустических импульсных сигналов для его измерения, отличающийся тем, что изменяют угол центральной оси преобразователя, определяют скорость кровотока на внешнем участке глазной артерии по максимальному уровню Доплеровского сигнала, на внутреннем участке - по максимальной пульсации Доплеровского сигнала и получают их разность, после чего изменяют наружное давление на глаз до уровня, при котором значение разности падает ниже минимального уровня и получают показание внутричерепного давления.

9. Способ по п.8, отличающийся тем, что показание внутричерепного давления отражают на дисплее.

РИСУНКИ

Рисунок 1, Рисунок 2, Рисунок 3, Рисунок 4, Рисунок 5