Спосіб і пристрій для ультразвукового вимірювання пульсаційних швидкостей та індексу пульсацій потоків крові у кровоносних судинах

1. Спосіб для ультразвукового вимірювання пульсаційних швидкостей та індексу пульсацій потоків крові у кровоносних судинах, що включає задання множини площин сканування і сукупності напрямків зондування у кожній площині сканування, періодичне випромінювання вздовж кожного напрямку послідовності зондуючих ультразвукових імпульсів, безперервний прийом ультразвукових хвиль, що виникають при відбиттях кожного з імпульсів, перетворення відбитих хвиль в електричні сигнали відгуку, їх підсилення, дискретизацію, квадратурну демодуляцію з виділенням низькочастотного комплексного сигналу відгуку, визначення для кожної фази серцевого циклу усередненої різниці фаз сигналів відгуку, що формуються одним і тим самим заданим вимірювальним об'ємом від суміжних імпульсів зондування, оцінку за усередненою різницею фаз сигналів відгуку аксіальної швидкості руху потоку крові, визначення за даними про аксіальну швидкість руху потоку крові пульсаційної та базової швидкостей потоку крові, подальше 2- або 3-вимірне відображення швидкості потоків крові і рівня пульсаційності в них, який відрізняється тим, що додатково для кожної фази серцевого циклу обчислюють потужність і дисперсію низькочастотного комплексного сигналу відгуку та обраховують скориговані значення швидкості руху потоку крові та індексу пульсацій у кожному 2 (19) 1 3 94865 4 з'єднаний з другим виходом вимірювача усередненої різниці фаз сигналів відгуку та аксіальної швидкості руху потоку крові, а вихід - з буферною пам'яттю. Винахід належить до ультразвукових діагностичних систем і способів, що використовують імпульсне ультразвукове зондування для визначення параметрів руху потоків крові, зокрема до способів вимірювання ступеня пульсацій потоків крові та діагностики патології артеріальних і венозних кровоносних судин. В усіх відомих способах і пристроях для отримання інформації щодо рухів у біологічному об'єкті за допомогою ультразвукового імпульсного зондування загальним є те, що шляхом дискретизації електричного сигналу відгуку, отриманого з відбитих ультразвукових хвиль, вибирають деяку локальну область досліджуваного об'єкта, що знаходиться на визначеній глибині. Величина цієї області, що називається вимірювальним об'ємом, визначається тривалістю зондуючих ультразвукових імпульсів, ступенем фокусування пучків хвиль, що випромінюються та приймаються, передаточною характеристикою середовища та імпульсною характеристикою приймача діагностичної системи. На цей час ультразвукові медичні діагностичні методі дозволяють отримувати інформацію не тільки про просторовий розподіл густини та об'ємної стисливості у біологічних об'єктах, але й про швидкість руху окремих структур в них. Інформацію щодо швидкості руху у кожному вимірювальному об'ємі отримують з фазових характеристик дискретизованого сигналу електричного відгуку, тому в техніці ультразвукового допплерівського вимірювання параметрів руху, включно з вібраційними та пульсаційними, найбільш важливою є фазова складова сигналів відгуку. Відомий спосіб і пристрій для ультразвукового вимірювання вібраційних рухів у біологічному об'єкті (Баранник Є.О., Бойченко Ю.П., Пінська Г.В., Лінський І.В., Марусенко А.І., Медведев В.Є., Пупченко В.І., Спосіб і пристрій для ультразвукового вимірювання вібраційних рухів у біологічному об'єкті, Патент України №87621, 27.07.2009), що дозволяє за рахунок аналізу параметрів середніх та відносних рухів, що обумовлені вібраціями, вимірювати в реальному часі вібраційні рухи біологічного об'єкта, як цілого, і внутрішні вібраційні рухи біологічного об'єкта та його частин незалежно від співвідношення між амплітудно-частотними характеристиками різних мод коливань. Зазначений спосіб включає в себе задання напрямку зондування об'єкта, періодичне випромінювання вздовж цього напрямку послідовності зондуючих ультразвукових імпульсів, безперервний прийом ультразвукових хвиль, що виникають при відбиттях кожного з імпульсів, перетворення відбитих хвиль в електричні сигнали відгуку, їх підсилення, дискретизацію, квадратурну демодуляцію з виділенням низькочастотних комплексних сигналів відгуку, визначення усередненої різниці фаз сигналів відгуку, що формуються одним і тим же заданим ви мірювальним об'ємом від суміжних імпульсів зондування, оцінку за усередненою різницею фаз аксіального переміщення і аксіальної швидкості руху потоку крові і визначення параметрів вібраційних рухів об'єкта на основі даних щодо зміни положення потоку крові у вимірювальному об'ємі, при цьому оцінку аксіальних переміщень і швидкостей проводять для ряду наперед визначених вимірювальних об'ємів, що знаходяться на різній відстані вздовж напрямку зондування в межах об'єкта, і визначають параметри відносних і середніх вібраційних рухів потоку крові у зазначених вимірювальних об'ємах. Описаний спосіб дає принципову можливість визначення в реальному часі пульсацій потоків крові, проте має низку недоліків при застосуванні. Зокрема, запропонований спосіб не дозволяє кількісно визначати рівень пульсацій потоку крові на протязі серцевого циклу та ідентифікувати на цій основі артеріальні та венозні кровоносні судини. В той же час для діагностики важливо розділити за допомогою допплерівського картування пульсуючі артеріальні та непульсуючі венозні потоки крові у судинах, які розташовані паралельно та несуть кров у одному напрямку. Крім того, на відміну від м'яких тканин біологічні рідини включно із кров'ю мають набагато меншу відбивну здатність, внаслідок чого суттєво погіршується відношення сигнал/шум, підвищується кількість хибних вимірювань швидкості руху крові і, зокрема, кількість хибно визначених максимумів швидкості руху. Найбільший внесок у хибне визначення швидкості руху дають так звані спекл-шуми, які виникають внаслідок протифазності сигналів ультразвукового відгуку окремих відбивачів ультразвуку у вимірювальному об'ємі. Внаслідок протифазності складових сумарного сигналу відгуку сильно зменшується його амплітуда, а фаза набуває випадкового характеру. Відомий спосіб ультразвукового імпульсного вимірювання параметрів пульсаційності потоків крові у кровоносних судинах (Sun Ho Kim, The usefulness of pulsatile flow detection in measuring resistive index in renal Doppler US, Korean J Radiol, 2002, v.3, P.45-48). Спосіб реалізують шляхом задання площини сканування і сукупності напрямків зондування у площині сканування, періодичного випромінювання вздовж кожного напрямку послідовності зондуючих ультразвукових імпульсів, безперервного прийому ультразвукових хвиль, що виникають при відбиттях кожного з імпульсів, перетворення відбитих хвиль в електричні сигнали відгуку, їх підсилення, дискретизації, квадратурної демодуляції з виділенням низькочастотного комплексного сигналу відгуку, визначення для кожної фази серцевого циклу усередненої різниці фаз сигналів відгуку, що формуються одним і тим же заданим вимірювальним об'ємом від суміжних ім 5 пульсів зондування, а також потужності і дисперсії низькочастотного комплексного допплерівського сигналу відгуку для послідовності суміжних імпульсів зондування, оцінки за усередненою різницею фаз аксіальної швидкості руху потоку крові і визначення за даними про швидкість руху, а також про потужність і дисперсію допплерівського сигналу у кожній фазі серцевого циклу параметрів пульсаційності потоку крові у кожному вимірювальному об'ємі продовж кожного серцевого циклу з подальшим 2-вимірним відображенням потоків крові і рівня пульсаційності в них. До переваг описаного методу належить можливість кількісного визначення рівня пульсаційності потоків крові в артеріальних і венозних кровоносних судинах, які суттєво відрізняються за цим параметром. Головним недоліком способу є те, що дані про такі характеристики низькочастотного допплерівського сигналу, як його потужність та дисперсія, використовуються безпосередньо для визначення рівня пульсаційності потоків крові. Справа в тому, наприклад, що дисперсія допплерівського сигналу відображає ширину допплерівського спектра і, як наслідок, наявність в ньому високочастотних спектральних складових, яким формально відповідають великі швидкості руху відбивачів ультразвуку у потоці крові. В той же час такого роду високочастотні спектральні складові і велика дисперсія допплерівського сигналу часто мають спекл-шумову природу, яка не може характеризувати рівень пульсацій потоку крові, як таких. Найбільш близьким за технічним рішенням до способу і пристрою, що пропонуються, є спосіб і ультразвуковий діагностичний пристрій для вимі 94865 рювання індексу пульсацій потоків крові в кровоносних судинах (Eiichi Shiki, Ultrasonic diagnostic apparatus, United States Patent 7044913, May 16, 2006). Спосіб включає в себе задання множини площин сканування і сукупності напрямків зондування у кожній площині сканування, періодичне випромінювання вздовж кожного напрямку послідовності зондуючих ультразвукових імпульсів, безперервний прийом ультразвукових хвиль, що виникають при відбиттях кожного з імпульсів, перетворення відбитих хвиль в електричні сигнали відгуку, їх підсилення, дискретизацію, квадратурну демодуляцію з виділенням низькочастотного комплексного сигналу відгуку, визначення для кожної фази серцевого циклу усередненої різниці фаз сигналів відгуку, що формуються одним і тим же заданим вимірювальним об'ємом від суміжних імпульсів зондування, оцінку за усередненою різницею фаз аксіальної швидкості руху потоку крові, визначення за даними про аксіальну швидкість руху пульсаційної та базової швидкостей, які слугують для обрахування скоригованих значень швидкості руху крові та індексу пульсаційності потоку крові у кожному вимірювальному об'ємі для кожного з послідовності серцевих циклів з подальшим 2- або 3-вимірним відображенням швидкості потоків крові і рівня пульсаційності в них. В описаному способі усереднена різниця фаз  (1) для l-ї фази серцевого циклу визначається за допомогою відомого автокореляційного методу і являє собою аргумент комплексної автокореляційної функції із зсувом на період зондування Т, що розділяє суміжні імпульсі зондування: N 1 N 1 C1  (N  1)1  z j(l) * z j 1(l)  (N  1)1   j(l) j  1(l) exp[i(2fd(l)T )]  j 1 j 1 (l) ]  X(l)  iY(l)  A1 exp[i для послідовності з N дискретних значень низькочастотного комплексного допплерівського сигналу відгуку z j(l)  x j(l)  iy j(l)   j(l) exp{i[2fd(l)T( j  1)  ]} , (2) що формується заданим вимірювальним об'ємом впродовж l-ї фази серцевого циклу. У виразах (1) і (2) x j(l) та y j(l) являють собою відповідно синфазну та квадратурну складові допплерівського сигналу, отриманого для l-оі фази серцевого циклу,  j(l) - амплітуда допплерівського сигналу, f d (l) - допплерівська частота або частота допплерівського зсуву. При обчисленні автокореляційної функції використовують різні за числом зондувань N послідовності дискретних значень низькочастотного комплексного сигналу відгуку. В ультразвукових допплерівських медичних застосуваннях використовують число зондувань N від 4 до 32, що забезпечує достатнє для більшості діагностичних методик усереднення при визначенні різниці  (l) . 6 (1) Відповідно до виразу (1) середню допплерівську частоту, що відповідає l-й фазі серцевого циклу, можна записати у вигляді 1 Y (l) f d(l)  rctg . (3) 2T X (l) Ця величини, яка безпосередньо визначається за допомогою винайденої автокореляційної функції, слугує для розрахунку середньої аксіальної швидкості руху потоку крові у l-й фазі серцевого циклу: (l) f c c Y (l) , (4) V (l)  d  rctg (l) 2f0 4f0 T X (l)  де V (l)  V cos ,  - допплерівський кут, тобто кут між віссю зондуючого пучка ультразвуко (l) вих хвиль і вектором V швидкості руху крові у lй фазі серцевого циклу, c - швидкість ультразвуку, f 0 - несуча частота ультразвукових імпульсів. 7 Повна кількість L фаз, для яких можуть бути винайдені швидкості руху крові (4) впродовж серцевого циклу, визначається періодом серцевого циклу THR та частотою зміни кадрів TFR 1 у відповідності із рівнянням T L  HR . (5) TFR Типова частота зміни кадрів для режимів кольорового 2-вимірного допплерівського відображення потоків крові, в яких необхідно визначати характеристики пульсаційності потоків крові, є, як правило, достатньо невеликою і становить величину порядку TFR 1  7  15 кадрів за секунду, що залежить від повної кількості вимірювальних об'ємів, для яких вираховуються характеристики руху, а також від частоти зондування fprf  T1 і кількості N зондуючих імпульсів. В результаті кількість різних фаз серцевого циклу і значень швидкості руху крові також виявляється відносно невеликою. Щодо величини поточного періоду серцевого циклу THR, то вона винаходиться незалежним способом, наприклад, за допомогою сигналів одночасних із ультразвуковим зондуванням електрокардіографічних вимірювань. У відповідності із методом, що описується, базова швидкість руху Vref (n) потоку крові протягом одного періоду серцевого циклу може бути визначена шляхом обрахунку будь-якої із наведених нижче середніх величин n L V  L1  V (l) , (6) n i  n 1 n L V  L1  V(l) , (7) n i  n 1 n L V  L1  V(l) , (8) n i  n 1 n L 2  L1  V (l) , (9) n i  n 1 де індекс n = 0, 1, 2,... нумерує поточний період серцевого циклу, що аналізується на предмет визначення базової швидкості руху крові у вимірювальному об'ємі. На фіг.1 схематично зображені аксіальна швидкість потоків крові у різних фазах серцевого циклу та сукупність даних про аксіальну швидкість руху у різних фазах серцевого циклу, що відповідають різним серцевим циклам. Базові швидкості можуть бути визначені також за допомогою різних відомих процедур фільтрації послідовностей V (l) . Нарешті, як базова швидкість серцеV вогоциклу може вибиратися швидкість, яка витікає з усередненої по n-ому серцевому циклу автокореляційної функції: Y c n . V  rctg (10) n 4 f0 T X n 94865 8 Згідно із методом, що описується, як пульсаційні швидкості потоку крові Vch(n) також можуть використовуватись різні величини включно із отриманим поточним значенням аксіальної швидкості руху V(n  L) яке є останнім у поточному серцевому циклі з номером n. Інший варіант вибрання пульсаційних швидкостей - це максимальні протягом поточного серцевого циклу значення величин, пов'язаних із аксіальною швидкістю руху. Зокрема, незалежно від способу вибрання базової швидкості (6) - (10) для n-го серцевого циклу як пульсаційну швидкість запропоновано вибирати максимальну за модулем аксіальну швидкість руху крові протягом того ж серцевого циклу: (max)  max{ V(n  k ) } Vn , (11) де індекс k нумерує фази серцевого циклу в межах серцевого періоду з номером n і приймає значення k  12,...,L . , За отриманими таким чином значеннями пульсаційних та базових швидкостей руху крові Vcha (n) та Vref (n) вираховуються за допомогою наперед заданого правила скориговані значення швидкостей руху Vc (n)  F( Vref (n) , Vch (n) ) та індекс пульсацій у потоці крові. А саме, для скоригованих значень у методі, що описується, запропоновано, зокрема, використовувати безрозмірні величини Vc(n)  Vch(n) / Vref (n) , так що скоригована швидкість має вигляд V (n  L ) Vc(n)  . (12) V n Згідно із формулою (12) на кожному з послідовності серцевих циклів визначається останнє на цьому серцевому циклі значення безрозмірної швидкості (див. фіг.1), яке приймається за поточне скориговане значення швидкості потоку крові у nому серцевому циклі. При такому визначенні наперед заданої функції F( Vref (n) , Vch (n) ) індекс пульсацій потоку крові являє собою скориговане значення максимальної за модулем аксіальної швидкості руху крові протягом поточного серцевого циклу, яке дорівнює V(max) PIn  n , (13) V n і змінюється з кожним новим обрахованим значенням аксіальної швидкості руху V (l) . В подальшому інформація щодо скоригованих значень швидкостей і індексу пульсацій для кожного вимірювального об'єму у поточному серцевому циклі передається для 2- або 3-вимірного відображення, в результаті якого візуалізуються потоки крові у кровоносних судинах і рівень пульсацій в них. Відображення скоригованих значень швидкості здійснюється за допомогою звичайної для кольорового допплерівського відображення потоків крові червоно-синьої палітри, в той час як дані про 9 індекс пульсаційності подаються відтінками зеленого кольору. До переваг описаного методу належить те, що вибір скоригованої швидкості і індексу пульсацій у безрозмірному вигляді (12) і (13) робить ці величини незалежними від допплерівського кута і, як наслідок, дозволяє ідентифікувати потоки крові у артеріальних і венозних кровоносних судинах незалежно від їх локального просторового розташування відносно пучків зондуючих хвиль. Зокрема, унормовані таким чином пульсаційні індекси РІ завжди дорівнюють приблизно одиниці для потоків крові майже в усіх венозних судинах включно із портальною веною, в той час як для артеріальних кровоносних судин характерні значення у декілька разів більші. Причина полягає у принципово різних фізичних механізмах, що обумовлюють рух артеріальних і венозних потоків крові. Недоліком запропонованого способу є те, що при отриманні оцінок пульсаційних та базових швидкостей беруться до уваги значення аксіальних швидкостей руху в усіх фазах серцевого циклу включно із тими, в яких з великою вірогідністю оцінки були спотворені спекл- та іншими шумами. За умов відносно невеликого відношення сигнал/шум і невеликої кількості фаз, що аналізуються для кожного серцевого циклу, хибні значення пульсаційних і базових швидкостей можуть у свою чергу спотворити реальні значення пульсаційних індексів. Остання обставина є особливо актуальною для венозних потоків крові, як це легко побачити на фіг.1, оскільки у цьому випадку шумові значення пульсаційних швидкостей (11) можуть бути на порядок більшими за базові. В основу групи винаходів поставлена задача створення способу ультразвукового вимірювання рівня пульсаційності потоків крові, який дозволяє за рахунок додаткового аналізу амплітудночастотних характеристик допплерівських сигналів у кожній фазі серцевого циклу підвищити точність оцінювання базових та пульсаційних швидкостей у потоках крові, а також індексу пульсацій при низькому співвідношенні сигнал/шум, зокрема, при наявності спекл-шумів. Поставлена задача вирішується таким чином: 1. Спосіб для ультразвукового вимірювання пульсаційних швидкостей та індексу пульсацій потоків крові у кровоносних судинах, що включає задання множини площин сканування і сукупності напрямків зондування у кожній площині сканування, періодичне випромінювання вздовж кожного напрямку послідовності зондуючих ультразвукових імпульсів, безперервний прийом ультразвукових хвиль, що виникають при відбиттях кожного з імпульсів, перетворення відбитих хвиль в електричні сигнали відгуку, їх підсилення, дискретизацію, квадратурну демодуляцію з виділенням низькочастотного комплексного сигналу відгуку, визначення для кожної фази серцевого циклу усередненої різниці фаз сигналів відгуку, що формуються одним і тим самим заданим вимірювальним об'ємом від суміжних імпульсів зондування, оцінку за усередненою різницею фаз сигналів відгуку аксіальної швидкості руху потоку крові, визначення за даними про аксіальну швидкість руху потоку крові пульса 94865 10 ційної та базової швидкостей потоку крові, подальше 2- або 3-вимірне відображення швидкості потоків крові і рівня пульсаційності в них. Додатково для кожної фази серцевого циклу обчислюють потужність і дисперсію низькочастотного комплексного сигналу відгуку та обраховують скориговані значення швидкості руху потоку крові та індексу пульсацій у кожному вимірювальному об'ємі для кожного з послідовності серцевих циклів з врахуванням попередньо встановлених порогових значень параметрів сигналів. 2. Спосіб, згідно з винаходом, при визначенні пульсаційної та базової швидкостей ПК до уваги беруть тільки ті значення аксіальної швидкості руху потоку крові у будь-якій фазі серцевого циклу, які задовольняють наперед заданим пороговим умовам щодо рівня потужності та/або дисперсії низькочастотного комплексного сигналу відгуку, отриманого у цій фазі. 3. Спосіб, згідно з винаходом, у якому як пульсаційну швидкість потоку крові вибирають максимальне значення модуля різниці модулів аксіальних швидкостей потоку крові у двох послідовних фазах серцевого циклу. 4. Спосіб, згідно з винаходом, у якому для кожної, різної за визначенням пульсаційної швидкості потоку крові, знаходять свій пульсаційний індекс, а підсумковий індекс пульсацій вираховують з цих пульсаційних індексів згідно з наперед заданим правилом. 5. Пристрій для ультразвукового вимірювання пульсаційних швидкостей та індексу пульсацій потоку крові у кровоносних судинах, що містить послідовно з'єднані передавач, ультразвуковий перетворювач, приймач, який здійснює підсилення, дискретизацію та квадратурну демодуляцію з виділенням низькочастотних комплексних сигналів відгуку, вимірювач усередненої різниці фаз та аксіальної швидкості руху потоку крові, буферну пам'ять, з'єднані з пам'яттю обчислювачі пульсаційних та базових швидкостей потоку крові, кожний з яких з'єднаний з коректором швидкостей потоку крові, який підключений до пристрою для відображення інформації. Додатково містить компаратор, вхід якого підключений до буферної пам'яті, а виходи до обчислювачів пульсаційної та базової швидкостей потоку крові, а також обчислювачі потужності та дисперсії низькочастотного комплексного сигналу відгуку, причому вхід обчислювача потужності підключений до приймача, а його виходи до буферної пам'яті та обчислювача дисперсії, другий вхід якого з'єднаний з другим виходом вимірювача усередненої різниці фаз сигналів відгуку та аксіальної швидкості руху потоку крові, а вихід з буферною пам'яттю. Спосіб і пристрій для ультразвукового вимірювання пульсаційних швидкостей та індексу пульсацій у кровоносних судинах, що заявляються, у відомих джерелах інформації не виявлені, що дозволяє вважати їх новими. Відмінні ознаки в своїй сукупності є необхідними та достатніми для досягнення поставленої задачі, в інших відомих технічних рішеннях не виявлені, що забезпечує групі винаходів відповідність критерію "винахідницький рівень". 11 Введення у відомий пристрій зазначених додаткових елементів та зв'язків дозволяє реалізувати запропонований спосіб ультразвукового вимірювання пульсаційних швидкостей та індексу пульсацій у кровоносних судинах і тим самим забезпечити отримання більш достовірної інформації про базові та пульсаційні швидкості у потоках крові, а також про індекс пульсацій при низькому співвідношенні сигнал/шум, зокрема, при наявності спекл-шумів. На фіг.1 схематично зображені дійсні та винайдені аксіальні швидкості крові у різних фазах серцевого циклу та аксіальні швидкості руху, що відповідають різним серцевим циклам. На фіг.2 показана блок-схема пристрою для ультразвукового вимірювання пульсаційних швидкостей та індексу пульсацій у кровоносних судинах. На фіг.3 показані графіки модуля аксіальної швидкості потоків крові (а), потужності допплерівського сигналу (б), його дисперсії (в) та пульсаційної швидкості (г). На фіг.4 представлений результат візуалізації артеріальних потоків крові. Спосіб для ультразвукового вимірювання пульсаційних швидкостей та індексу пульсацій потоків крові у кровоносних судинах включає в себе задання множини площин сканування і сукупності напрямків зондування у кожній площині сканування, періодичного випромінювання вздовж кожного напрямку послідовності зондуючих ультразвукових імпульсів, безперервного прийому ультразвукових хвиль, що виникають при відбиттях кожного з імпульсів, перетворення відбитих хвиль в електричні сигнали відгуку, їх підсилення, дискретизацію, квадратурну демодуляцію з виділенням низькочастотного комплексного сигналу відгуку, визначення для кожної фази серцевого циклу усередненої різниці фаз сигналів відгуку, що формуються одним і тим же заданим вимірювальним об'ємом від суміжних імпульсів зондування, а також потужності і дисперсії низькочастотного комплексного допплерівського сигналу відгуку, оцінку за усередненою різницею фаз аксіальної швидкості руху потоку крові, визначення за даними про аксіальну швидкість руху та рівень потужності і дисперсії допплерівського сигналу пульсаційної та базової швидкостей, які слугують для обрахування скоригованих значень швидкості руху крові та індексів пульсаційності потоку крові у кожному вимірювальному об'ємі для кожного з послідовності серцевих циклів з подальшим 2- або 3-вимірним відображенням потоків крові і рівня пульсаційності в них. На фіг.2 представлена блок-схема пристрою для реалізації способу, яка містить передавач 1, ультразвуковий перетворювач 2, приймач 3, гетеродин 4, вимірювач усередненої різниці фаз і аксіальної швидкості руху 5, обчислювачі потужності 6 і дисперсії 7 допплерівського сигналу, буферну пам'ять 8, компаратор 9, обчислювач пульсаційних швидкостей 10, обчислювач базових швидкостей 11, коректор швидкостей 12 і пристрій відображення інформації 13. 94865 12 Пристрій працює наступним чином. Передавач 1 генерує імпульсний періодичний сигнал з періодом повторення Т, який перетворюється в ультразвуковому перетворювачі 2 на періодичну послідовність зондуючих ультразвукових імпульсів з несучою частотою f 0 , що випромінюються у заданому напрямку у вигляді вузьких сфокусованих пучків хвиль. Ультразвукові хвилі, відбиті об'єктом дослідження, приймаються ультразвуковим перетворювачем 2 і перетворюються в електричні сигнали відгуку, які надходять до приймача 3. В приймачі 3 сигнали відгуку посилюються до необхідної величини і на виході підсилювача мають форму синусоїди з шумоподібною амплітуднофазовою модуляцією. На другий вхід приймача 3 надходить комплексний сигнал гетеродину 4, який містить дві гармонійні квадратурні складові з частотою f 0 , які зсунуті по фазі один відносно одного на /2. В приймачі 3 з використанням комплексного сигналу гетеродину 4 здійснюється квадратурна демодуляція сигналу відгуку. На виході квадратурного демодулятора приймача 3 формуються низькочастотні комплексні сигнали відгуку (3) у вигляді двох квадратурних складових. В приймачі 3 здійснюється також аналого-цифрове перетворення сигналів відгуку. З виходу приймача 3 дискретні відліки низькочастотних комплексних сигналів відгуку надходять на вхід вимірювача усередненої різниці фаз і аксіальної швидкості руху 5, де усереднена різниця фаз сигналів відгуку і аксіальна швидкість руху, що відповідають кожному з наперед заданих вимірювальних об'ємів, визначаються будь-яким з відомих способів, включно із низькочастотним кроскореляційним (Anne L. Hall, Wideband time-domain cross-correlation method using baseband data, United States Patent 5383462, Jan. 24, 1995, Karl E. Thiele, Richard A. Hager, David W. Clark, Jerome F. Witt, Ultrasonic flow measurement system employing cross-correlation of baseband reflection data, United States Patent 5669386, Sep. 23, 1997), автокореляційним або автокореляційним з додатковим усередненням по простору (Noriyoshi Chubachi, Hiroshi Kanai, Yoshira Koiwa, Ultrasonic diagnostic equipment, United States Patent, US 005840028A, Nov. 24, 1998). В останніх двох випадках для розрахунків аксіальної швидкості руху використовуються співвідношення типу (1), (3) і (4). З першого виходу вимірювача усередненої різниці фаз і аксіальної швидкості руху 5 дані щодо обчисленої аксіальної швидкості руху надходять безпосередньо до буферної пам'яті 8. Другий вихід вимірювача усередненої різниці фаз і аксіальної швидкості руху 5 призначений для передачі значень самої автокореляційної функції l-ї серцевої фази до обчислювача дисперсії допплерівського сигналу 7, отже автокореляційна функція має обчислюватись незалежно від вибраного способу вимірювання усередненої різниці фаз сигналів відгуку та аксіальної швидкості руху. З виходу приймача 3 дискретні відліки низькочастотних комплексних сигналів відгуку надходять також на вхід вимірювача потужності допплерівсь 13 94865 кого сигналу 6. Потужність допплерівського сигналу у l-й фазі серцевого циклу розраховується згідно з формулою N N N 2 (l) 2 (l) 2 Pl   z j(l) * z j(l)    j(l)   [ x y ] (14) j j j 1 j 1 j 1 Знайдені у обчислювачі потужності допплерівського сигналу 6 значення потужності передаються до буферної пам'яті 8 і до обчислювача дисперсії сигналу 7. Згідно із вищеописаним, до обчислювача дисперсії допплерівського сигналу 7 надходять одночасно дані щодо автокореляційної функції та потужності допплерівського сигналу у l-й фазі серцевого циклу, які слугують для розрахунку величини дисперсії допплерівського сигналу  2 у l-й l фазі серцевого циклу. З точністю до сталого множника ця величина дорівнює 2 2 2 Cl X (l)  Y (l) (15) 2  1  N  1 , l Pl Pl де Pl  N 1Pl - середня потужність допплерівського сигналу у l-й фазі серцевого циклу. Знайдені у обчислювачі дисперсії допплерівського сигналу 7 значення дисперсії передаються до буферної пам'яті 8. Таким чином, для кожного з вимірювальних об'ємів до буферної пам'яті 8 одночасно надходять значення аксіальної швидкості потоку крові (4), потужності допплерівського сигналу (14) і його дисперсії (15) у l-й фазі серцевого циклу. При незмінному значенні повної кількості фаз (5) серцевого циклу з буферної пам'яті вилучаються дані щодо (l  L) -ої фази серцевого циклу і додаються нові. При зменшенні поточного значення повної кількості фаз з буферної пам'яті вилучаються дані щодо (l  L) -ої та (l  L  1) -ої серцевих фаз, в той час як при збільшенні кількості фаз дані тільки додаються. В результаті у буферній пам'яті формується база даних з 3L значень аксіальної швидкості, потужності і дисперсії, що відповідають поточному серцевому циклу. З буферної пам'яті 8 до компаратора 9 надходять дані щодо потужності і дисперсії допплерівського сигналу, які перевіряються на відповідність наперед заданим пороговим умовам до цих величин. Зокрема, у загальному випадку рівень потужності допплерівського сигналу залежить від відбиткової здатності середовища та налаштувань приймача 3, але для відомого середовища, такого, наприклад, як кров, і за сталими налаштуваннями приймача ця величина за відсутності спекл-шумів не має зменшуватися нижче певного рівня Pthr , як це показано на фіг.3, тому для достовірних вимірювань аксіальної швидкості має виконуватись нерівність Pl  Pthr . (16) Результати порівняння у компараторі (9) величини Pl з наперед заданою пороговою величиною Pthr надходять до обчислювачів пульсаційної 10 і 14 базової 11 швидкостей. Аналогічним чином, унормована у відповідності до формули (15) величина дисперсії змінюється в інтервалі значень від 0 до 1, як це показано на фіг.3, і приймає значення 0 тільки у випадку повної відсутності спекл-шумів та будь-яких інших шумів. Для достовірних вимірювань швидкості має виконуватись нерівність (17) 2  2 . l thr Результати порівняння у компараторі (9) величини  2 , з наперед заданою величиною 2 таthr l кож передаються до обчислювачів пульсаційної 10 і базової 11 швидкостей. З буферної пам'яті 8 до обчислювача пульсаційних швидкостей 10 надходять дані щодо пульсаційних швидкостей у кожній фазі поточного серцевого циклу, а з компаратора (9) результати порівняння потужності і дисперсії допплерівського сигналу у кожній фазі поточного серцевого циклу з їх пороговими значеннями. Згідно із запропонованим способом аксіальна швидкість потоку крові V(n  L) приймається як пульсаційної Vch(n) тільки за виконання або умови (16), або умови (17), або одночасного виконання обох з цих умов. У протилежному випадку вимірювання аксіальної швидкості визнається хибним, а пульсаційну швидкість вибирають рівною нулю. Ця пульсаційна швидкість може передаватися безпосередньо для відображення у пристрій відображення 13. Аналогічним чином, при вибранні як пульсаційної швидкості Vch(n) максимальної за модулем аксіальної швидкості Vch(n) (11) на відповідність умовам (16), (17) або обох разом перевіряється кожне значення аксіальної швидкості та модуля аксіальної швидкості, в результаті чого хибні значення приймаються рівними нулю. На фіг.3а і 3б показаний такий варіант вилучення хибних значень модуля аксіальної швидкості, при якому для вилучення достатньо невиконання будьякої однієї з умов (16) і (17). При цьому особлива ситуація виникає тільки у випадку, коли хибною виявляється оцінка аксіальної швидкості саме у тій фазі серцевого циклу, в якій за відсутності спеклта інших шумів було б зареєстроване максимальне значення модуля аксіальної швидкості. В результаті оцінка пульсаційної швидкості виявиться заниженою для усіх серцевих циклів, що містять цю серцеву фазу. Для запобігання такої похибки доцільно обирати у якості пульсаційної швидкості Vch(n) величину, яка обчислюється за допомогою деякої згладжуючої функції (n 1) , V (max) величини останньої з обчиH( Vch n слених пульсаційних швидкостей і максимуму у поточному серцевому циклі. Наприклад, це може бути функція 1 1 (19) Vch (n)  (1  )Vch (n 1)  Vn(max) K K або 15 94865 1 )Vch (n 1) , Vn(max) } , (20) K де величина K>>1 відіграє роль сталої спадання для згладжуючої функції. Нарешті, як пульсаційна швидкість може вибиратися максимальне значення модуля різниці модулів аксіальних швидкостей потоку крові у двох послідовних фазах поточного серцевого циклу Vch (n)  max{(1  (max)  max{ V(n  k )  V(n  k 1) } Vn . (21) За фізичним вмістом ця величина характеризує прискорення руху крові і також, очевидно, відображає рівень пульсаційності потоку крові. При такому виборі пульсаційної швидкості окрім виконання умов (16), (17) або обох разом для кожної зі швидкостей V(n  k ) і V(nk 1) окремо можна також вимагати їх одночасного виконання для обох значень швидкості, тобто обидві швидкості мають бути нехибними. Винайдені в обчислювачі пульсаційної швидкості 10 значення різних пульсаційних швидкостей Vch(n) передаються до коректора швидкостей 12, який приймає також величину базової швидкості руху Vref (n) потоку крові протягом поточного періоду серцевого циклу. Остання обчислюється в обчислювачі базових швидкостей (11) за будьякою з формул (6) - (9) з урахуванням умов (16), (17) або обох разом для кожної зі складових у сумах. В коректорі швидкостей за допомогою наперед заданої функції V (n)  F( Vref (n) , Vch(n) ) , c зокрема функції (n) , V (n) )  V (n) / V (n) , обчислюF( Vref ch ch ref ються скоригована швидкість та індекси пульсацій (v ) і PI( v ) , що відповідають пульсаційним PIn n швидкостям (19) - (20) і (21). Зазначимо, що можливі інші визначення функції, яка використовується для корекції, наприклад (n)  V (n) V ref F( Vref (n), Vch(n) )  ch . (22) (n) Vref Обраховані за вибраною функцією (n), V (n) ) скоригована швидкість та індеF( Vref ch кси пульсацій у поточному серцевому циклі можуть безпосередньо передаватися до пристрою відо 16 браження інформації 13, де вони відображаються для кожного вимірювального об'єму. Скориговані значення швидкості відображаються за допомогою червоно-синьої палітри, а дані про індекс пульсаційності подаються відтінками зеленого кольору, в результаті чого візуалізуються потоки крові у кровоносних судинах і рівень пульсацій в них. Інший спосіб включає в себе відображення комбінації індексів пульсації згідно з наперед заданим правилом PIn  G(PI(v ) , PI(V) ) . Зокрема, підсумковий n n індекс пульсацій може знаходитись як вагова сума (23) PIn  vPI(v)  VPI(V) , n n де сталі вагові множники  v і  v задаються наперед, задовольняють звичайній умові  v   v  1 і вибираються з міркувань найвищої візуальної якості відображення пристроєм для відображення інформації 13 потоків крові у артеріальних і венозних кровоносних судинах. З іншого боку, вибір функції G(PI(v), PI(v) ) у вигляді n n (v) (v) (v ) (v) (24) G(PIn , PIn )  min{ v PIn ,  v PIn зменшує вірогідність перебільшення рівня пульсаційності потоків крові. Результати застосування запропонованого способу ультразвукового вимірювання пульсаційних швидкостей та індексу пульсацій потоків крові у кровоносних судинах для візуалізації в реальному часі артеріальних потоків крові наведені на фіг.4. Заявлений спосіб і пристрій для ультразвукового вимірювання вібраційних рухів біологічних об'єктів можуть бути реалізовані, наприклад, на програмованих логічних інтегральних схемах XC3S200 фірми Хіlіnх, що здатні здійснювати усі необхідні обчислення в реальному часі. Пристрій для ультразвукового вимірювання вібраційних рухів займає близько 700 логічних елементів, що складає не більш ніж 15% ємності інтегральної схеми XC3S200. Число елементів зображення одного кадру не перевищує 65536. При максимальній частоті кадрів 35 Гц для проведення обрахунків у 6 реальному часі потрібна швидкість близько 2,310 операцій в секунду, при типовій швидкості інтегра8 льної схеми XC3S200 1,610 операцій в секунду. 17 94865 18 19 Комп’ютерна верстка М. Ломалова 94865 Підписне 20 Тираж 24 прим. Міністерство освіти і науки України Державний департамент інтелектуальної власності, вул. Урицького, 45, м. Київ, МСП, 03680, Україна ДП “Український інститут промислової власності”, вул. Глазунова, 1, м. Київ – 42, 01601