2. Измеритель по п.1, отличающийс тем, .что он снабжен дисплеем и последовательно соединенными схемой формировани стробирующего ,импульса, устройством выборкихранени и самописцем, при этом входы диспле и устройства выборки-хранени подключены к выходу третьего фильтра низких частот, а вход схемы формировани подключен к четвертому выходу опорного генератора.2. The meter according to claim 1, characterized in that it is provided with a display and serially connected gating, pulse, sampling device and a recorder, while the inputs of the display and the sampling-storage device are connected to the output of the third low-pass filter, and the circuit input the formation is connected to the fourth output of the reference generator.
Изобретение относитс к медицинской технике, а именно к ультразвуковой диагностической аппаратуре и может быть использовайо дл диагностики заболеваний сердечно-сосудистой системы путем измерени скорости кровотока в сосудах, получени профилей скорости кровотока в них, а также путем измерени скорости движени структур сердца. Целью изобретени вл етс увеличение диапазона измер емых скоростей кровотока. На фиг.1 представлена блок-схема ультразвукового импульсно-допплеровского измерител скорости кровотока ) .на фиг.2 - положение преобразовател и временные диаграммы работы измерител . Ультразвуковой импульсно-допплеровский измеритель скорости кровотока содержит опорный генератор 1, выходной усилитель 2, приемопередающий ультразвуковой преобразователь 3, входной усилитель 4, балансные модул торы 5 и 6, фильтры нижних частот 7, 8 и 9, дифференциаторы 10 и 11, перемножители 12 и 13, схему вычитани 14, дисплей 15, самописец 16, устройство выборки-хранени 17 и схему формировани стробирующего им .пульса 18. Измеритель работает следукнцим образом. Опорный генератор 1 вырабатывает два квадратурных (сдвинутых по фазе друг относительно друга на Т/2)опор ных напр жени Uj sin 2Jifi . i cos2Ffot с частотой fo которые поступают на первые входы балансньйс модул торов 5 и 6. Кроме того, опорный генератор, 1 вырабатьшает радиоимпульсы с частотой повторени f и несущей частотой , , которые усиливаютс выходным усилителем 2 и поступают на приемопередающий ультразвуковой преобразователь 3. Последний излучает ультразвуковые сигналы в тело пациента и принимает отраженный сигнал, которьш усиливаетс и ограничиваетс до амплитуды .U, входным усилителем 4, а затем поступает на вторые входы балансных модул торов 5 и 6. Принимаемый сигнал имеет допплеровское смещение частоты Ai , которое пр мо пропорционально скорости движени исследуемого объекта (например, частиц крови) Д| , где С- скорость ультразвука в ткани; р - несуща частота ультразвуковых колебаний; угол между осью ультразвукового пучка и направлением движени объекта (фиг.2.1). Сигнал на выходе входного усилител 4 имеет вид (). Ба:лансные модул торы 5 и 6 вьшолн ют операцию перемножени сигналов, поступающих на их входы, поэтому сигнал на выходе балансного модул тора 5 имеет вид Uc9in 2Tl(„4Лf)t - f Uд5ir 2Яf,t |u, x()4UcU,(2V4f)i:-b , 3 а сигнал на выходе балансного модул тора 6 имеет вид UgSin 2j7 - 4f)f fJu cos2F,t |UД5lnx x(2l/4fi+4jt|u Uj s((Zfp+:i)t+if В реальной конструкции из-за невозможности идеальной балансировки модул торов 5 и 6 на их выходах всег да присутствуют составл ющие с частотой fjj и ее гармониками. Поэтому фильтры нижних частот 7 и 8, через Которые проход т сигналы с выходов Балансных модул торов 5 и 6, а также фильтр нижних частот 9 выполнены с частотой среза, котора больше частоты повторени излучаемых сигналов j , но меньше несущей частоты р, чтобы подавить указанные составл ющие, а также составл ющие с частотой +4 . Таким образом сигнал на выходе фильтра нижних частот 7 имеет вид -jUc Uj,cos(27/4- + Ч) а сигнал на выходе фильтра нижних частот 8 - вид (, Эти сигналы дифференцируютс дифференциаторами 1 О и 11 соответственно и поступают на первые входы перемножителей 12 и 13, на вторые входы которых поступают сигналы с выходов фильтров нижних частот 8 и 7 соотве ственно. Сигнал на выходе перемножител 1 равен (2y 4fi+V),cos( |u U 4f5in() , а сигнал на выходе перемножител 13 равен (2 4ft+c/)(2() 1 U uf4fcos425/dfi C) . Эти сигналы поступают на входы схемы вычитани 14, сигнал на выходе которой равен .)|u,U дfccs x() . Этот сигнал зависит только от допплеровского сдвига частоты л определ емого измер емой скоростью. 114 так как U. и (J вл ютс посто нными величинами, причем максимальна измер ема скорость не зависит от глубины зондировани и может быть сделана-больше любой реально встречающейс в медиц гаской практике, а минимальна измер ема скорость не св зана с временем измерени . В реальной конструкции после дифферёнцировани сигналов может происходить увеличение уровн паразитных составл ющих с частотой и ее гармониками , поэтому сигнал ,с выхода схемы вычитани 14 дополнительно фильтруетс фильтром нижних частот 9. В процессе приема сигнала, отраженного , например, от потока крови в сосуде , допплеровский сдвиг частоты д измен етс в соответствии с профилем скорости кровотока. При этом разрешение по дальности 4 Сл- , где 4- - длительность излучаемого сигнала. Сигнал на выходе фильтра нижних частот .9 отслеживает изменени л , так как верхн граница полосы пропускани приемной части измерител скорости кровотока, определ ема частотой среза фильтров нижних частот 7,8 и 9, превышает частоту повторени излучаемых (и принимаемых) сигналов. Последние дает возможность измер ть профили скорости за врем , равное периоду повторени излучаемых сигналов, что значительна меньше, чем в известных устройствах. Дл получени предельно допустимого при заданной длительности излучаемого сигнала значени разрешени по дальности ut Cui фильтры нижних частот 7, 8 и 9 должны быть выполнены с частотой среза, большей, чем 1/ui- С целью представлени получаемой информации в удобном дл врача виде в измеритель скорости кровотока введены дисплей 15, самописец 16, устройство выборки-хранени 17 и схема формировани стробирующего импульса 18. Сигнал с выхода фильтра нижних частот 9 поступает на вход диспле 15, на экране которого отображаютс профили скорости кровотока. Этот сигнал поступает и на информационный вход устройства выборки-хранени 17, на стробирующий вход которого поступает импульс от схемы формировани стробирующего импульса 18, соединенной с опорным генератором 1. Задержка стробирующего импульса относительно излучаемого сигнала и его длительность устанавливаютс в соответствии с глубиной расположени и размерами объекта, зависимость скорое-, ти движени которого от времени нужно измерить. СйгЯал на выходу устройства выборки-хранени 17, которьй поступает на вход самописца 16 и записываетс на бумаге,соответствует зависимости скорости двкйсени выбранного объекта (например, потокаThe invention relates to medical technology, namely, ultrasound diagnostic equipment and can be used to diagnose diseases of the cardiovascular system by measuring blood flow velocity in vessels, obtaining blood flow velocity profiles in them, as well as by measuring the speed of movement of heart structures. The aim of the invention is to increase the range of measurable blood flow rates. Figure 1 shows the block diagram of the ultrasonic pulse-Doppler measuring device for blood flow velocity). Figure 2 shows the position of the transducer and timing diagrams of the meter. Ultrasonic pulse-Doppler blood flow velocity meter contains reference oscillator 1, output amplifier 2, transceiver ultrasonic transducer 3, input amplifier 4, balanced modulators 5 and 6, low-pass filters 7, 8 and 9, differentiators 10 and 11, multipliers 12 and 13 , a subtraction circuit 14, a display 15, a chart recorder 16, a sampling storage device 17, and a pulse pulse shaping circuit 18. The meter operates as follows. The reference generator 1 produces two quadrature (shifted in phase relative to each other by T / 2) reference voltage Uj sin 2Jifi. i cos2Ffot with a frequency fo which are fed to the first inputs of the balanced modulators 5 and 6. In addition, the reference generator, 1 generates radio pulses with a repetition frequency f and a carrier frequency, which are amplified by the output amplifier 2 and fed to the transceiver ultrasonic transducer 3. The latter emits ultrasound signals to the patient's body and receive the reflected signal, which is amplified and limited to amplitude .U, by the input amplifier 4, and then fed to the second inputs of balanced modulators 5 and 6. Received signal s an Ai Doppler shift frequency which is directly proportional to the speed of movement of the test object (e.g., blood particles) D | where C is the speed of ultrasound in the tissue; p is the carrier frequency of ultrasonic vibrations; the angle between the axis of the ultrasonic beam and the direction of motion of the object (Fig. 2.1). The signal at the output of the input amplifier 4 has the form (). BA: the lance modulators 5 and 6 perform the operation of multiplying the signals arriving at their inputs, therefore the signal at the output of the balanced modulator 5 has the form Uc9in 2Tl („4Лf) t - f Ud5ir 2If, t | u, x () 4UcU, (2V4f) i: -b, 3 and the signal at the output of the balanced modulator 6 has the form UgSin 2j7-4f) f fJu cos2F, t | UД5lnx x (2l / 4fi + 4jt | u Uj s ((Zfp +: i) t + If in real construction because of the impossibility of perfect balancing of modulators 5 and 6, their outputs always contain components with frequency fjj and its harmonics, therefore low-pass filters 7 and 8, through which the signals from the outputs of Balance modulators 5 pass and 6, as well as a low-pass filter 9, are made with a cut-off frequency, which is greater than the repetition frequency of the emitted signals j, but less than the carrier frequency p, in order to suppress the indicated components, as well as components with a frequency of +4. frequency 7 has the form -jUc Uj, cos (27 / 4- + P) and the signal at the output of the low-pass filter 8 is a view (, These signals are differentiated by the 1 O and 11 differentiators, respectively, and are fed to the first inputs of multipliers 12 and 13, to the second the inputs of which receive signals from the lower hour filter outputs that is 8 and 7, respectively. The signal at the output of multiplier 1 is (2y 4fi + V), cos (| u U 4f5in (), and the signal at the output of multiplier 13 is (2 4ft + c /) (2 () 1 U uf4fcos425 / dfi C). These signals arrive at the inputs of the subtraction circuit 14, the signal at the output of which is.) | u, U dfccs x (). This signal depends only on the Doppler shift of the frequency l determined by the measured speed. 114 since U. and (J are constant values, the maximum measurable speed does not depend on the depth of sounding and can be done more than any actually encountered in medical practice, and the minimum measurable speed is not related to the measurement time. In a real construction, after differentiation of signals, an increase in the level of parasitic components with frequency and its harmonics can occur, therefore the signal from the output of subtraction circuit 14 is additionally filtered by a low-pass filter 9. During signal reception for example, reflected from the blood flow in the vessel, the Doppler frequency shift d varies in accordance with the blood flow velocity profile, and the range resolution is 4 SL, where 4 is the duration of the emitted signal. The output of the low-pass filter .9 tracks changes, since the upper limit of the passband of the receiving part of the blood flow velocity meter, determined by the cut-off frequency of low-pass filters 7.8 and 9, exceeds the repetition rate of the emitted (and received) signals. The latter makes it possible to measure velocity profiles over a time equal to the repetition period of the emitted signals, which is significantly less than in known devices. To obtain the maximum allowable for a given duration of the radiated signal, the distance resolution ut Cui low-pass filters 7, 8 and 9 should be performed with a cutoff frequency greater than 1 / ui In order to present the received information in a convenient form for the doctor a blood flow display 15, a recorder 16, a sample storage device 17 and a gate pulse shaping circuit 18 are input. The signal from the output of the low-pass filter 9 is fed to the input of the display 15, on the screen of which blood velocity profiles are displayed an eye This signal arrives at the information input of the sampling-storage device 17, at the gate input of which a pulse is received from the gate pulse shaping circuit 18 connected to the reference generator 1. The delay of the gate pulse relative to the radiated signal and its duration are set in accordance with the depth and size of the object , the dependence of the speed of movement of which must be measured. The output at the output of the sample-storage device 17, which enters the input of the recorder 16 and is recorded on paper, corresponds to the dependence of the two-axis velocity of the selected object (for example, the flow
крови в сосуде или клапана сердца) от времени, т.е. пульсовой кривой скорости. При этом врем измерени скорости равно-периоду повторени излучаемых сигналов, что значительно меньше, чем в известных устройствах. Последнее позвол ет, например, воспроизводить турбулентные пульсации скорости кровотока.blood in a vessel or heart valve) from time to time, i.e. pulse rate curve. At the same time, the measurement time of the velocity is equal to the repetition period of the emitted signals, which is significantly less than in known devices. The latter allows, for example, to reproduce the turbulent pulsations of the blood flow velocity.
Изобретение позвол ет осуществл ть диагностику ранних стадий развити болезней сердечно-сосудистой системы.The invention allows the diagnosis of the early stages of the development of diseases of the cardiovascular system.
J/J /
гg
фиг. 2FIG. 2