Список використаної літератури

ФЕДЕРАЛЬНАЯ СЛУЖБА ПО ИНТЕЛЛЕКТУАЛЬНОЙ СОБСТВЕННОСТИ, ПАТЕНТАМ И ТОВАРНЫМ ЗНАКАМ

(54) АППАРАТ ДЛЯ УЛЬТРАЗВУКОВОЙ ТЕРАПИИ

Изобретение относится к медицинской технике, а именно при проведении ультразвуковой физиотерапии. Аппарат содержит излучатель ультразвуковых колебаний, излучающая поверхность которого составлена из электроакустических преобразователей, соединенных через усилители с устройством формирования частоты, включающим несколько каналов формирования, каждый из которых выполнен с собственной частотой на выходе. Управляющий вход каждого усилителя соединен с соответствующим выходом управляющего программного блока, который через свои другие управляющие выходы соединен и через устройства коммутации с соответствующими усилителями. Изобретение позволяет автоматизировать проведение процедуры и ограничить участие обслуживающего персонала. 1 з. п. ф-лы, 1 ил.

ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано при лечении: остеохондрозов, урологических, гинекологических, нервно-мышечных, суставных и др. заболеваний, лечение которых целесообразно с применением ультразвука.

В медицинской практике широко применяются аппараты для ультразвуковой терапии, использующие диапазон частот 800 кГц - 3 МГц. Это отечественные аппараты типа УЗТ и др., зарубежные аппараты: ЕСО, US-3, Sonotur; Sonopuls; Nemectroson 400. Из перечисленных аналогов в качестве прототипа примем отечественный аппарат типа УЗТ, а именно УЗТ-107 Ф. (Паспорт) тА3.836.077 ПС, 1992, производства Малоярославецкого приборного завода.

Использование частотного диапазона около 1-3 МГц позволяет, с одной стороны, воздействовать на организм пациента акустическим полем достаточно высокой для физиотерапии интенсивности (от 0,05 до 1 Вт/см² и выше) при достаточной глубине проникновения акустической энергии (до 6-7 см).

При этом высокочастотные колебания воздействуют на ткани организма на клеточном и субклеточном уровнях, повышают скорость биохимических процессов, ускоряют проникновение лекарственных препаратов в подкожные области и способствуют усвояемости лекарств.

Известные аппараты для ультразвуковой терапии, работающие в диапазоне частот 1-3 МГц, в том числе и прототип, включают в себя: - излучатель ультразвуковой энергии, состоящий из корпуса, в котором закреплена одна пьезокерамическая пластина, к электродам которой через электрический кабель подсоединен выход усилителя электрической мощности, ко входу которого подсоединен выход устройства формирования частоты излучаемого сигнала, а к управляющему входу усилителя мощности подсоединен выход устройства управления, которое формирует временные и амплитудные параметры импульса излучения.

Недостатком такого устройства является то, что в подавляющем большинстве процедур процесс выполняется непосредственно обслуживающим персоналом, который должен на протяжении всей процедуры перемещать излучатель в заданной области тела пациента, обеспечивая при этом надежный контакт излучающей поверхности с телом пациента. Такая степень участия обслуживающего персонала делает процедуру трудоемкой, а качество выполнения процедуры субъективным. Кроме того, при внутриполостном проведении процедур, например при ректальном размещении излучателя, последний закрепляется неподвижно в этом случае, учитывая конечность облучаемых объемов, возможно неравномерное облучение области воздействия.

Предлагаемые настоящей заявкой изменения аппарата для ультразвуковой терапии позволяют ограничить участие обслуживающего персонала в процессе процедуры закреплением излучателя на теле пациента и установкой заданных режимов работы аппарата.

А во время проведения процедуры (10 -15 мин) обслуживающий аппарат оператор должен будет только наблюдать за состоянием пациента и правильностью функционирования аппарата.

Сущность изобретения заключена в следующем: 1. Излучающая поверхность излучателя ультразвуковой энергии составлена из излучающих поверхностей нескольких (например, 3-х и более) электроакустических преобразователей, а усилительное устройство составлено из нескольких (например, 3-х и более) усилителей электрических сигналов, выход каждого из которых соединен со входом соответствующего электроакустического преобразователя, а вход каждого усилителя соединен с одним из выходов устройства формирования частоты, которое составлено из нескольких каналов формирования частоты, частота сигналов на выходе каждого из которых в каждый момент времени отличается от частоты сигналов на выходе других каналов формирования частоты этого же устройства.

Предложенное техническое решение позволит при значительных волновых размерах суммарной площади излучающей поверхности всех электроакустических преобразователей, составляющих излучатель аппарата избежать недопустимо высокой концентрации энергии в облучаемом объеме тела пациента.

2.1. Выходы каналов устройства формирования частоты соединены со входами усилителей усилительного устройства через многоканальное устройство коммутации электрических сигналов, которое, подключая в разные моменты времени разные выходы устройства формирования частоты ко входам разных усилителей усилительного устройства, изменяет во времени частоту облучения заданных объемов тела патента.

2.2. Выход каждого канала устройства формирования частоты соединен со входом смесителя, второй вход которого соединен с выходом частотного модулятора, а выход смесителя соединен с соответствующим фильтром суммарной (разностной) частоты, при этом управляющий вход частотного модулятора соединен с выходом управляющего программного блока, который осуществляет управление изменением частоты модулятора в соответствии с заданной программой.

Технические решения, предложенные в пп.2.1 и 2.2, позволяют путем изменения во времени частоты сигналов облучения заданных объемов тела пациента при постоянстве геометрических размеров изменять во времени волновые размеры элементов облучаемых объемов что, в свою очередь, приводит к изменению положения максимумов и нулей акустической энергии, обеспечивая равномерное облучение объектов лечения без механического перемещения излучателя, т.е. без непосредственного участия обслуживающего персонала.

3. При значительных размерах области воздействия ультразвуком количество электроакустических преобразователей, составляющих излучатель, может достигать 10 и более. В этом случае, если каждый электроакустический преобразователь, входящий в излучатель, оснастить своим усилителем, то устройство может оказаться громоздким, а учитывая, что каждый преобразователь нужно возбуждать частотой, отличающейся от частоты возбуждения других, полоса частот устройства окажется широкой, что создает дополнительные сложности при реализации.

В то же время, если принять линейные размеры излучающей поверхности одного преобразователя 5.7 мм, то можно допустить, чтобы разными частотами возбуждались только соседние преобразователи.

В этом случае заметная концентрация энергии нескольких преобразователей может произойти на расстоянии более 10 см, когда с расстоянием интенсивность излучения каждого преобразователя заметно уменьшится.

Таким образом, определив линейные размеры одного преобразователя, входящего в излучатель аппарата, равными нескольким длинам волн (например, 1... 10), а форму излучающей поверхности по периметру преобразователя в виде правильного шестигранника, получим, что для обеспечения возбуждения разными частотами соседних преобразователей достаточно 3-х разночастотных каналов электрического возбуждения электроакустических преобразователей излучателя аппарата.

Возможность осуществления изобретения подтверждается структурной схемой аппарата, которая представлена на чертеже, и имеет следующий перечень условных обозначений: 1 - излучатель ультразвуковых колебаний, составленный из нескольких (например, 10) электроакустических преобразователей; 2 - электроакустические преобразователи в момент времени T1, излучающие сигнал частоты, например, F1; 3 - электроакустические преобразователи в момент времени T1, излучающие сигнал частоты, например, F2; 4 - электроакустические преобразователи в момент времени Т1, излучающие сигнал частоты, например, F3; 5 - управляющий программный блок, который, например, аналогично прототипу построен на основе микропроцессора, через три выхода которого подаются команды управления амплитудами электрических сигналов на выходе трех усилителей, а через три другие выходы подаются сигналы управления коммутаторами; 6 - усилитель электрического сигнала возбуждения преобразователей "2" усилительного устройства 23; 7 - усилитель электрического сигнала возбуждения преобразователей "3" усилительного устройства 23; 8 - усилитель электрического сигнала возбуждения преобразователей "4" усилительного устройства 23; 9 - коммутатор устройства коммутации 24, переключающий частоту сигнала усилителя 6; 10 - коммутатор устройства коммутации 24, переключающий частоту сигнала усилителя 7; 11 - коммутатор устройства коммутации 24, переключающий частоту сигнала усилителя 8; 12 - канал формирования сигнала частотой F1 устройства формирования частоты 22; 13 - канал формирования сигнала частотой F2 устройства формирования частоты 22; 14 - канал формирования сигнала частотой F3 устройства формирования частоты 22; 15 - фильтр сигнала частоты F1+FM устройства формирования частоты 22; 16 - фильтр сигнала частоты F2+ FM устройства формирования частоты 22; 17 - фильтр сигнала частоты F3+ FM устройства формирования частоты 22; 18 - частотный модулятор, генерирующий сигнал частоты, изменяющийся во времени FM, входящий в устройство формирования частоты 22; 19 - смеситель сигналов частоты F1 и FM устройства формирования частоты 22; 20 - смеситель сигналов частоты F2 и FM устройства формирования частоты 22; 21 - смеситель сигналов частоты F3 и FM устройства формирования частоты 22; 22 - устройство формирования частоты; 23 - усилительное устройство; 24 - устройство коммутации.

Предлагаемый аппарат ультразвуковой терапии представлен структурной схемой на чертеже. Аппарат включает в себя элементы, перечисленные в перечне.

Излучатель 1 составлен из нескольких (например, 10) электроакустических преобразователей, которые путем электрического соединения разделены на группы, каждая из которых объединяет преобразователи одного номера: номера 2 - одна группа, номера 3 - другая группа и номера 4 -третья группа.

Преобразователи каждой группы подсоединены к выходу одного из усилителей 6; 7; 8, которые при функционировании управлением объединены в единое усилительное устройство 23.

Преобразователи группы 2 подсоединены к выходу усилителя 6; преобразователи группы 3 подсоединены к выходу усилителя 7; преобразователи группы 4 подсоединены к выходу усилителя 8.

Каждый из усилителей 6; 7; 8 усилительного устройства 23 имеет управляющий вход, который соединен с одним из трех соответствующих выходов управляющего программного блока 5. Управляющий программный блок 5 через три другие свои управляющие выходы соединен с управляющими входами коммутаторов 9; 10; 1, которые по управлению объединены в устройство коммутации 24 и представляют из себя дешифраторы-мультиплексоры, построенные, например, на базе микросхем 155КП5. Сигнальные выходы коммутаторов соединены со входами соответствующих усилителей: выход коммутатора 9 соединен со входом усилителя 6; выход коммутатора 10 - со входом усилителя 7; выход коммутатора 11 - со входом усилителя 8.

Каждый из коммутаторов 9; 10; 11 устройства коммутации 24 имеет по три входа, через которые каждый коммутатор подсоединен к трем каналам формирования сигналов с частотами Fl, F2, F3, 12; 13; 14 через соответствующие фильтры 15; 16; 17 и смесители 19; 20; 21 устройства формирования частоты 22.

Частоты каналов формирования сигналов частотой F1, поз. 12; частотой F2 - поз. 13; частотой F3 - поз. 14 сформированы в одном устройстве формирования частоты поз. 22 от кварцевого резонатора с частотой, например, 200 МГц путем деления частоты кварцевого резонатора на разные коэффициенты деления в разных каналах.

Коммутаторы 9; 10; по командам от управляющего командного блока 5 в разное время подключают на вход усилителей выходы разных каналов формирования частоты, обеспечивая таким образом распространение в заданном объеме "мозаичного" по частоте акустического поля.

При сравнительно больших волновых размерах излучающих поверхностей (например, больше 5 длин волн) электроакустических преобразователей 2; 3; 4 для обеспечения равномерного облучения целесообразно использовать широкополосный сигнал.

Для расширения полосы девиации частоты излучаемого сигнала в состав устройства формирования частоты 22 аппарата включен частотный модулятор 18, управляющий вход которого соединен c выходом управляющего программного блока 5, а сигнальный выход соединен со входами смесителей 19; 20; 21.

Другой вход каждого из смесителей соединен с выходом соответствующего канала формирования частоты 12; 13; 14, а выходы смесителей соединены с соответствующими входами фильтров суммарной (разностной) частоты, выходы которых соединены со входами коммутаторов 9; 10; 11.

Работает аппарат следующим образом: Излучатель 1 закрепляется на теле пациента, например, для лечения остеохондроза в области шейных позвонков. При этом излучатель может представлять из себя изделие типа коврика из резины или другого эластичного звукопрозрачного материала, на котором близко друг к другу почти вплотную приклеены шестигранные пьезоэлектрические пластины, являющиеся электроакустическими преобразователями групп 2; 3; 4. Каждая из указанных групп преобразователей возбуждается сигналами соответствующего усилителя. Группа 2 возбуждается сигналами усилителя 6, группа 3 - сигналами усилителя 7, группа 4 - сигналами усилителя 8.

При этом каждый из усилителей 6; 7; 8 в соответствии с программой, установленной в управляющем программном блоке 5, получает управляющий сигнал, которым в каждый момент времени устанавливается заданное значение амплитуды сигнала. В эти же промежутки времени по соединениям управляющего программного блока 5 с коммутаторами 9; 10; 11 и модулятором 18 периодически, например, через 1 мс, выдаются команды на переключение в коммутаторах 9; 10; 11 и изменение частоты модулятора 18.

При этом, например, в момент времени Т1 модулятор 18 генерирует сигнал частотой FM1, канал формирования частоты 12 генерирует сигнал частотой F1, которые поступают на соответствующие входы смесителя 19, а с выхода смесителя 19 через фильтр 15 сигнал суммарной (разностной) частоты F1+ FM1 поступает через коммутатор 9 на вход усилителя 6 и далее усиленный сигнал возбуждает преобразователи группы 2.

Одновременно с выхода канала формирования частоты 13 сигнал частотой F2 поступает на вход смесителя 20, на второй вход которого поступает сигнал с модулятора 18 частотой FM1, а с выхода смесителя 20 через фильтр 16 сигнал суммарной частоты F2+FM1 поступает через коммутатор 10 на вход усилителя 7 и далее усиленный сигнал возбуждает преобразователи группы 3.

В то же время с выхода канала формирования частоты 14 сигнал частотой F3 поступает на вход смесителя 21, на второй вход которого поступает сигнал с модулятора 18 частотой FM1, а с выхода смесителя 21 через фильтр 17 сигнал суммарной частоты F3+FM1 поступает через коммутатор 11 на вход усилителя 8 и далее усиленный сигнал возбуждает преобразователи группы 4.

В следующий момент времени Т2, например через 1 мс, коммутаторы 9; 10; 11 по команде от управляющего программного блока 5 произведут соответствующее переключение на своих входах, и сигнал суммарной (разностной) частоты F1+ FM2 с выхода смесителя 19 и фильтра 15 через коммутатор 10 поступит на вход усилителя 7 и далее возбудит преобразователи группы 3. А в это же время Т2 сигнал частоты F2 от канала формирования частоты 13, просуммированный в смесителе 20 с сигналом частоты FM2 модулятора 18, суммарной частоты F2+FM2 на выходе фильтров 16, через коммутатор 11, усиленный усилителем 8, возбудит преобразователи группы 4. В этот же момент времени Т2 сигнал частоты F3 от канала формирования частоты 14, просуммированный в смесителе 21 с сигналом частоты FM2 модулятора 18, суммарной частоты F3+FM2 на выходе фильтра 17 через коммутатор 9, усиленный усилителем 6, возбудит преобразователи группы 2. И далее в момент времени Т3, например еще через 1 мс, произойдет смена частоты модулятора 18 на частоту FM3, произойдет перекоммутация входов коммутаторов 9; 10; 11 и соответственно изменится частота возбуждения групп преобразователей 2; 3; 4.

Изменение частоты возбуждения закрепленных на теле пациента электроакустических преобразователей создаст в заданном объеме мозаичное по частоте, изменяющееся во времени акустическое поле, что позволит исключить недопустимую концентрацию энергии, снизить трудоемкость и повысит надежность процесса ультразвуковой терапии.

ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ

1. Аппарат для ультразвуковой терапии, содержащий излучатель ультразвуковых колебаний, усилительное устройство, устройство формирования частоты сигнала излучения и управляющий программный блок, отличающийся тем, что усилительное устройство составлено из нескольких усилителей, выход каждого из которых соединен со входом соответствующего электроакустического преобразователя, излучающие поверхности которых составляют излучающую поверхность излучателя, вход каждого усилителя соединен с одним из выходов устройства формирования частоты, включающего несколько каналов формирования частоты, каждый из которых выполнен с частотой сигнала, на выходе отличной от других, управляющий вход каждого усилителя соединен с соответствующим выходом управляющего программного блока, который через другие свои управляющие выходы соединен с управляющими входами коммутаторов устройства коммутации, сигнальные выходы которых соединены со входами соответствующих усилителей, при этом каждый из коммутаторов также подсоединен к соответствующим каналам формирования частоты через соответствующие фильтры сигнала частоты и смесители сигналов частоты, входы которых подключены к сигнальному выходу частотного модулятора, при этом его управляющий вход соединен с выходом управляющего программного блока.

2. Аппарат по п.1, отличающийся тем, что излучающая поверхность электроакустического преобразователя выполнена в виде правильного шестигранника с длиной грани от 1 до 10 волн рабочей частоты, при этом преобразователи, грани которых расположены не смежно, электрически соединены между собой.

(54) УЛЬТРАЗВУКОВОЙ ТЕРАПЕВТИЧЕСКИЙ АППАРАТ

Использование: в медицинской технике, а именно в физиотерапевтической и диагностической. Сущность: ультразвуковой терапевтический аппарат содержит источник ультразвуковых колебаний и усилитель мощности, последовательно соединенный с широкополосным ультразвуковым излучателем, при этом источник ультразвуковых колебаний содержит вариатор частоты и фазы сигнала, а усилитель мощности - нормализатор амплитуды, в качестве широкополосного ультразвукового излучателя используют многомодовый объемный резонатор, выполненный в виде плавно изменяющегося по толщине диска, с возможностью перекрытия по частоте резонансных колебаний в зависимости от толщины и радиуса, ультразвуковой излучатель поляризован по нелинейному закону. Технический результат: модификация поля излучения ультразвука для повышения эффективности воздействия. 3 з.п. ф-лы, 1 ил.

ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Изобретение относится к области медицинской техники, в частности, к диагностической, физиотерапевтической технике.

Известно устройство для ультразвуковой терапии УЗТ-3.04С, паспорт АЗ. 836.027 ПС. Прототип содержит источник электрических колебаний ультразвуковой частоты, состоящий из генератора фиксированной частоты 2.64 МГц, и рассчитанного на эту частоту преобразователя электрических колебаний в ультразвуковые, представляющего собой ультразвуковой излучатель моночастотный. Аппарат предназначен для генерации ультразвуковых колебаний в целях воздействия ими на различные участки лица и полости рта при лечении заболеваний в условиях медицинских учреждений. При эксплуатации предусмотрено выдерживать температуру +10 +35^o С, относительную влажность 80% при температуре 25^oС и атмосферном давлении от 720 до 780 мм рт.ст. В непрерывном режиме работы напряжение возбуждения представляет собой гармонические колебания с частотой 2.64 МГц, в импульсном режиме работы - радиоимпульсы длительностью 2,4,10 мс и периодом следования 20 мс.

Недостатком этого устройства является низкая эффективность ультразвукового лечебного воздействия.

Целью заявленного изобретения является повышение лечебного эффекта в патологическом очаге и снижение побочного воздействия на окружающие патологический очаг ткани.

Указанная цель достигается за счет того, что аппарат дополнительно содержит вариатор частоты и фазы сигнала, нормализатор амплитуды, включений в усилитель мощности, а широкополосный излучатель ультразвука выполнен в виде многомодового объемного резонатора, имеющего различные резонансные частоты излучения, причем диапазон частот находится в мегагерцевой области от f1 МГц до f2 МГц, например, от 0.8 МГц до 5.3 МГц или более, вплоть до частот f2, равных десяткам мегагерц, и от более низкой частоты f1 порядка десятой доли мегагерца. Один из вариантов исполнение такого излучателя это диск с плавно изменяющейся толщиной, резонансные колебания которого по толщине, радиусу и в области краев диска по его окружности перекрываются по частотам в диапазоне от f1 МГц до f2 МГц. Толщина диска в центре более чем в два раза отличается от толщины по периметру. Поверхности излучателя (S) можно представить как поверхности вращения с образующими вида S = A R , где 0-3, а R - расстояние от центра излучателя по его радиусу. Коэффициент А задает кривизну поверхностей, и для верхней поверхности он больше, чем для нижней, которая является контактной к пациенту.

С целью обеспечения дополнительной возможности возбуждения мод низкочастотных колебаний, модифицирующих и улучшающих поле излучения ультразвука, излучатель ультразвука поляризован по закону, отличному от линейного, и на него подают одновременно низкочастотный и высокочастотный информационные сигналы в пределах от f1 до f2, причем на входе излучатель связан с выходом усилителя мощности, который связан с выходом блока коммутации частот.

Схема аппарата изображена на рис.1.

Ультразвуковой терапевтический аппарат состоит из блока фиксированных частот 1, вариатора частоты и фазы сигнала 2, который выдает электрические широкополосные и стохастические сигналы; блока сигналов для электростимуляции 3, блока управления, контроля и индикации 4, блока коммутации 5, усилителя мощности (с нормализатором амплитуды) 6, разъема 7 для подключения ультразвукового излучателя 8 посредством соединительного кабеля 9, разъема 10 для подключения электродов электростимуляции и блока низкочастотных колебаний 11.

Устройство работает следующим образом.

Включением в сеть блока питания (п.0) приводим в рабочее состояние блоки 1-6, 11. Блок фиксированных частот 1 генерирует электрические сигналы на фиксированных частотах 0.88, 1.76, 2.64 и 5.28 МГц или других. Вариатор частоты и фазы генерирует широкополосные сигналы со случайной частотой, фазой, амплитудой в интервале частот от f1 до f2, например 0.8-5.3 МГц. Таким образом, совокупность блоков п. 0,1,2,4,5,11 на рис.1 составляет источник электрических колебаний ультразвуковой частоты, который через усилитель 6 соединен с преобразователем электрических колебаний в ультразвуковые, являющийся ультразвуковым излучателем широкополосным (п.8 на рис.1). Нормализатор амплитуды, входящий в состав усилителя п.6, автоматически поддерживает необходимую амплитуду электрического сигнала на выходе усилителя мощности п.6 для создания ультразвука заданной интенсивности при наложении ультразвукового излучателя (п.8) на биологические объекты и ткани с различными акустическими характеристиками. Блок электростимуляции 3 генерирует последовательность электрических импульсов для электростимуляции. Выбираем режим воздействия посредством блока управления, контроля и индикации 4, задавая требуемый вид сигнала фиксированной частоты, непрерывный или импульсный режим, широкополосный, стохастический или электрической стимуляции, тип ультразвукового излучателя или электродов для электрической стимуляции, интенсивность ультразвука и время экспозиции. Затем команда с блока 4 попадает на блок коммутации 5, который направляет необходимый (заданный) сигнал на усилитель мощности 6. Одновременно блоком 4 осуществляется контроль наличия акустического контакта между ультразвуковым излучателем 8 и тканью пациента.

В случае отсутствия акустического контакта блок 4 отключает усилитель 6, подает звуковой сигнал и прекращает отсчет времени процедуры.

С усилителя мощности 6 через высокочастотный разъем 7 сигнал поступает на ультразвуковой излучатель 8 посредством кабеля 9. К клемме 10 подключены электроды для электростимуляции. Блок низкочастотных колебаний 11 вырабатывает электрический сигнал в килогерцевом диапазоне, который через блоки 5 и 6 подается на ультразвуковой широкополосный преобразователь.

Сопоставительный анализ результатов воздействия заявленным аппаратом позволяет сделать следующие выводы: (см. рис.2) воздействие на биологический объект стохастическим сигналом обеспечивает достижение положительного эффекта (нормализация синтетической активности лимфоцитов крови больных, например, хроническим тонзиллитом 12 историй болезни) в 90% случаях против 20% по прототипу.

Экспериментально клиническая апробация ультразвукового терапевтического аппарата подтвердила эффективность лечения за счет воздействия стохастическим и широкополосным ультразвуком, который воздействует на клеточном уровне, вызывая нормализацию функционирования большего числа пораженных клеток. Стохастический широкополосный сигнал не вызывает эффекта привыкания к внешнему воздействию, что имеет место при традиционном моночастотном воздействии и дает снижение побочного воздействия на окружающие патологический очаг ткани в 92% случаев, т.к. акустическая энергия распределена в широком диапазоне частот.

ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ

1. Ультразвуковой терапевтический аппарат, содержащий источник электрических колебаний ультразвуковой частоты, усилитель мощности, последовательно соединенный с преобразователем электрических колебаний в ультразвуковые, являющийся ультразвуковым излучателем, отличающийся тем, что он дополнительно содержит вариатор частоты и фазы сигнала, нормализатор амплитуды, включенный в усилитель мощности, и широкополосный излучатель ультразвука.

2. Аппарат по п.1, отличающийся тем, что в качестве широкополосного излучателя ультразвука используют многомодовый объемный резонатор, выполненный в виде диска с плавно изменяющейся толщиной, резонансные колебания которого по толщине и радиусу перекрыты по частоте.

3. Аппарат по п.1, отличающийся тем, что ультразвуковой излучатель поляризован по закону, отличному от линейного.

(54) СПОСОБ И УСТРОЙСТВО ДЛЯ ПОЛУЧЕНИЯ УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИЗОБРАЖЕНИЙ СТРУКТУР И СОСУДОВ ГОЛОВНОГО МОЗГА

Изобретение относится к ультразвуковой (УЗ) диагностике внутренних органов. При проведении способа осуществляют с помощью устройства предварительную калибровку по меньшей мере одного УЗ датчика, при которой под каждым УЗ датчиком измеряют параметры кости, формируют сфокусированную диаграмму направленности излучения для облучения заданной области пространства с использованием измеренных параметров кости, излучают в заданную область пространства сложный зондирующий сигнал, формируют сфокусированную диаграмму направленности приема, область фокусировки которой совпадает с областью фокусировки диаграммы направленности излучения, принимают из облучаемой области пространства отраженные сигналы, осуществляют взаимно-корреляционную обработку принятых отраженных сигналов, формируют изображение точки исследуемого объекта для заданной области пространства, осуществляют синхронное сканирование сфокусированными диаграммами направленности излучения и приема по меньшей мере одним УЗ датчиком в угле сканирования и диапазоне дальностей, определяемых заданной областью сканирования, с формированием полного изображения исследуемого объекта. Изобретение позволяет получать УЗ изображения структур и сосудов головного мозга через толстые кости черепа с высоким разрешением. 3 н. и 21 з.п. ф-лы, 12 ил.

ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

I. Область техники, к которой относится изобретение

Изобретение относится к медицине, более конкретно к ультразвуковой диагностике, и может быть использовано при создании систем ультразвуковой диагностики внутренних органов для получения двумерных и трехмерных изображений.

II. Предшествующий уровень техники

Современные системы ультразвуковой диагностики внутренних органов позволяют получать двумерные и трехмерные изображения с очень высоким пространственным разрешением от долей мм до мм. Использование доплеровского режима позволяет получать изображения движущихся структур, в частности изображения кровотока.

В транскраниальной диагностике используются те же принципы ультразвуковой локации, однако качество изображений сосудов и структур головного мозга, полученных через кости черепа, намного хуже, чем при УЗ визуализации открытых внутренних органов. Поэтому в транскраниальной диагностике датчики УЗ приборов используются только при их установке в так называемых “окнах акустической прозрачности”, т.е. в таких местах черепа, где толщина кости мала (височная область) или кости глазницы. Наиболее часто используется для УЗ локации височная область, однако ее размеры малы, и это не позволяет применять УЗ датчики с большими волновыми размерами для получения высокой поперечной разрешающей способности и высокого качества изображений. Поэтому существующие УЗ транскраниальные приборы позволяют лишь грубо оценивать состояние кровеносных сосудов и других структур головного мозга.

Основными факторами, препятствующими получению ультразвуковых изображений через толстые кости черепа, являются следующие:

1. Сильные искажения фазовых фронтов прямых и отраженных волн толстыми костями черепа

Неоднородная по толщине кость вызывает непредсказуемое преломление УЗ волны и ее многократные переотражения между верхней и нижней границами кости. Поэтому кости черепа как априорно неизвестные неоднородные структуры значительно искажают фронты падающих и отраженных волн. Это приводит к значительной дефокусировке изображений объектов и маскированию этих изображений сигналами многократных переотражений.

2. Сильное поглощение ультразвуковых волн высокой частоты в костной ткани

Например, для частоты 1,5 МГц поглощение УЗ волн может составлять по разным данным от 28 до 32 дБ/см. Высокое поглощение невозможно компенсировать соответствующим увеличением входной интенсивности посылки, так как максимальная интенсивность лимитирована медицинскими стандартами.

Сочетание указанных факторов (1 и 2) приводит к очень низкому контрасту акустического изображения и низкому качеству изображений.

Из-за указанных факторов в современной УЗ транскраниальной диагностике отсутствуют приборы для получения ультразвуковых изображений структур головного мозга через толстые кости черепа, сравнимые по качеству с УЗ приборами для получения изображений органов, расположенных в мягких тканях.

В частности, из монографии Л.В.Осипова "Медицинские диагностические приборы", М.: ВИДАР, 1999 г., стр. 15-30, известен УЗ диагностический аппарат, в котором используются многоэлементный обратимый УЗ преобразователь (датчик), работающий как на излучение, так и прием и осуществляющий излучение и прием сложных сигналов. При УЗ диагностике с помощью данного аппарата выполняется взаимно-корреляционная обработка принятого отраженного сигнала с известным излученным сигналом.

В этом УЗ диагностическом аппарате используются характерные для современной УЗ диагностики принципы электронной фокусировки всех элементов датчика или его отдельных групп в режиме излучения и приема, которые позволяют учитывать сферичность волновых фронтов излученных и рассеянных отраженных сигналов. Учет такой сферичности необходим, поскольку размеры УЗ датчиков в современных УЗ аппаратах соизмеримы с максимальными расстояниями до объектов, а следовательно, известное условие работы антенн в "дальней волновой зоне" для плоских волновых фронтов в современных системах не выполняется, из-за чего необходимо использовать фокусируемые характеристики направленности антенн в режиме приема. В режиме излучения используются как плоские, так и сферические волны, однако в режиме излучения фокусировка часто используется потому, что при заданной общей акустической мощности преобразователя можно обеспечить большую плотность энергии в заданной области, что увеличивает интенсивность отраженного сигнала, а следовательно, и контраст изображения.

Однако описанный УЗ диагностический аппарат при установке его УЗ датчика на толстую черепную кость не может обеспечить получение качественного УЗ изображения по вышеуказанным причинам.

III. Сущность изобретения

Задачей настоящего изобретения является создание способа УЗ диагностики и устройства для его осуществления, не имеющих отмеченных выше недостатков и обеспечивающих получение высококачественных изображений кровеносных сосудов и других структур головного мозга через толстые кости черепа.

Указанный технический результат достигается тем, что способ получения ультразвуковых изображений структур и сосудов головного мозга, расположенных под костями черепа, основанный на использовании по меньшей мере одного приемоизлучающего ультразвукового (УЗ) датчика в соответствии с изобретением, заключается в том, что осуществляют предварительную калибровку, при которой под каждым упомянутым по меньшей мере одним УЗ датчиком измеряют параметры кости, формируют с помощью упомянутого по меньшей мере одного УЗ датчика сфокусированную диаграмму направленности излучения для облучения заданной области пространства по глубине с использованием параметров кости, измеренных на этапе предварительной калибровки, излучают в заданную область пространства по глубине сложный зондирующий сигнал, формируют сфокусированную диаграмму направленности приема упомянутого по меньшей мере одного УЗ датчика в заданной области пространства по глубине с использованием параметров кости, измеренных на этапе предварительной калибровки, причем область фокусировки диаграммы направленности приема совпадает с областью фокусировки диаграммы направленности излучения упомянутого по меньшей мере одного УЗ датчика, принимают упомянутым по меньшей мере одним УЗ датчиком из облучаемой заданной области пространства отраженные сигналы, осуществляют взаимно-корреляционную обработку принятых отраженных сигналов, формируют изображение точки исследуемого объекта для заданной области пространства, осуществляют синхронное сканирование сфокусированными диаграммами направленности излучения и приема упомянутого по меньшей мере одного УЗ датчика в угле сканирования и диапазоне дальностей, определяемых заданной областью пространства, с формированием полного изображения исследуемого объекта.

Кроме того, вышеуказанный технический результат достигается тем, что способ получения ультразвуковых изображений структур и сосудов мозга, расположенных под костями черепа, основанный на использовании двух приемоизлучающих ультразвуковых (УЗ) датчиков, в соответствии с изобретением, заключается в том, что осуществляют предварительную калибровку, при которой под каждым упомянутым УЗ датчиком измеряют параметры кости, формируют с помощью первого УЗ датчика сфокусированную диаграмму направленности излучения для облучения заданной области пространства по глубине с использованием параметров кости, измеренных на этапе предварительной калибровки, излучают в заданную область пространства по глубине сложный зондирующий сигнал, формируют сфокусированную диаграмму направленности приема второго УЗ датчика в заданной области пространства по глубине с использованием параметров кости, измеренных на этапе предварительной калибровки, причем область фокусировки диаграммы направленности приема второго УЗ датчика совпадает с областью фокусировки диаграммы направленности излучения первого УЗ датчика, принимают вторым УЗ датчиком из облучаемой заданной области пространства отраженные сигналы, осуществляют взаимно-корреляционную обработку отраженных сигналов, принятых вторым УЗ датчиком, формируют изображение точки исследуемого объекта для заданной области пространства, осуществляют синхронное сканирование сфокусированными диаграммами направленности излучения и приема соответственно первого и второго УЗ датчиков в угле сканирования и диапазоне дальностей, определяемых заданной областью пространства, с формированием полного изображения исследуемого объекта.

При этом в качестве УЗ датчика предпочтительно используют многоэлементный обратимый линейный пьезоэлектрический преобразователь, каждый элемент которого выполнен с возможностью работы как на излучение, так и на прием.

Кроме того, на этапе предварительной калибровки в качестве параметров кости локально измеряют толщину кости и коэффициент пропускания кости под каждым элементом УЗ датчика, при этом каждый элемент УЗ датчика последовательно излучает короткий импульс и принимает сигналы первого и второго отражений, по которым определяют разность времен задержки сигналов первого и второго отражений и амплитуды отраженных сигналов, а также коэффициент пропускания, равный отношению амплитуд второго и первого отраженных сигналов, причем измеренные значения коэффициентов пропускания и разности времен задержки, полученные каждым элементом УЗ датчика, запоминают.

При этом формирование сфокусированной диаграммы направленности излучения осуществляют подачей на элементы УЗ датчика сигналов возбуждения, причем фазу сигнала на каждом элементе датчика сдвигают на величину, соответствующую разности времен задержки, полученных для этого элемента УЗ датчика на этапе калибровки, причем знак данной величины обратен знаку этой разности, а амплитуда сигнала возбуждения на каждом элементе пропорциональна локальному коэффициенту пропускания, измеренному на этапе калибровки. Причем на этапе калибровки для каждого датчика дополнительно измеряют интенсивность сигнала в зависимости от частоты и определяют частотно-зависимое пропускание, а на этапе излучения осуществляют коррекцию частотного затухания и автоматическую регулировку усиления, если спад интенсивности сигнала на выбранной частоте диапазона, измеренный в режиме калибровки, оказывается больше заранее заданной величины.

Помимо этого, при формировании сфокусированной диаграммы направленности в режиме приема предварительно фазы принятых отраженных сигналов в каждом элементе УЗ датчика сдвигают на величину, соответствующую разности времен задержки, полученных для этого элемента УЗ датчика на этапе калибровки, и для всей полученной совокупности сигналов со сдвинутыми фазами осуществляют пространственное преобразование Френеля, а при формировании изображения определяют квадрат модуля взаимной корреляционной функции, характеризующей контраст акустического изображения исследуемого объекта в точке пространства с координатами углового направления и глубины.

При этом предпочтительно осуществляют геометрическое и акустическое согласование упомянутого по меньшей мере одного УЗ датчика с костью путем его контакта с костью через эластичную поглощающую УЗ излучение прокладку, акустические параметры которой близки к акустическим параметрам костной ткани, причем определение толщины кости под упомянутым по меньшей мере одним УЗ датчиком осуществляют с учетом толщины упомянутой эластичной прокладки.

Кроме того, вышеуказанный технический результат достигается тем, что устройство для получения УЗ изображений структур и сосудов головного мозга, расположенных под костями черепа, в соответствии с изобретением содержит по меньшей мере один приемоизлучающий УЗ датчик, выполненный с возможностью фокусировки диаграмм направленности излучения и приема в одной области пространства, по меньшей мере один блок усиления и формирования зондирующего сигнала, соединенный своим выходом с упомянутым по меньшей мере одним УЗ датчиком, по меньшей мере один блок цифроаналоговых преобразователей (ЦАП), соединенный с входом упомянутого по меньшей мере одного блока усиления и формирования зондирующего сигнала, по меньшей мере один блок усиления принятого сигнала, соединенный своим входом с упомянутым по меньшей мере одним УЗ датчиком, по меньшей мере один блок аналого-цифровых преобразователей (АЦП), соединенный с выходом упомянутого по меньшей мере одного блока усиления принятого сигнала, сигнальный процессор, по меньшей мере один вход которого соединен с упомянутым по меньшей мере одним блоком АЦП, а по меньшей мере один выход - с упомянутым по меньшей мере одним блоком ЦАП, компьютер, связанный с выходом сигнального процессора, и дисплей, подключенный к выходу компьютера, причем УЗ датчик может быть снабжен трехкоординатным позиционером.

Предпочтительно УЗ датчик выполнен в виде многоэлементного линейного пьезоэлектрического преобразователя, при этом вход упомянутого по меньшей мере одного блока усиления принятого сигнала и выход упомянутого по меньшей мере одного блока усиления и формирования зондирующих сигналов связаны с соответствующим многоэлементным линейным пьезоэлектрическим преобразователем через дополнительно введенный коммутатор.

Кроме того, сигнальный процессор содержит память для хранения значений задержек и амплитуд отраженных сигналов, измеренных в режиме калибровки для упомянутого по меньшей мере одного УЗ датчика, и относительных амплитудно-частотных коэффициентов пропускания, вычисленных с использованием измеренных в режиме калибровки параметров отраженных сигналов.

В одном из вариантов УЗ датчик может содержать корпус, в котором размещены элементы упомянутого УЗ датчика, при этом корпус со стороны упомянутых элементов снабжен насадкой, выполненной из эластичного материала, заполненной жидкостью, акустические параметры которой близки к параметрам мозговой ткани, причем нижняя часть насадки, контактирующая с костью, выполнена из резиноподобного материала, обладающего дополнительным затуханием, при этом нижняя часть насадки имеет увеличенную толщину и может быть выполнена из другого материала, имеющего большее акустическое поглощение, чем материал насадки. Элементы УЗ датчика по периферии могут иметь обрамление из материала, который вносит дополнительное поглощение отраженных сигналов от внешней поверхности кости.

В другом из вариантов УЗ датчик может содержать корпус, одна из стенок которого выполнена вогнутой с кривизной, соответствующей кривизне черепной кости, при этом элементы упомянутого датчика размещены на внутренней поверхности вогнутой стенки и контактируют с костью через эластичный слой, поглощающий УЗ излучение.

Изобретение основывается на использовании пространственной согласованной обработки сигналов на основе измерений геометрических и акустических параметров кости в месте установки УЗ датчика (датчиков), представляющих собой линейную антенную решетку, состоящую из определенного числа элементарных обратимых электроакустических преобразователей, каждый из которых может работать в режиме излучения и приема, применения сложных широкополосных зондирующих сигналов с большой базой и их последующей корреляционной обработки и когерентного и некогерентного накопления.

Более конкретно, для устранения влияния кости на падающее и принимаемое поля в изобретении используется принцип пространственной согласованной фильтрации (согласованная обработка со средой). Физически это означает, что прежде, чем излучать или принимать отраженные сигналы, необходимо измерить два основных параметра - толщину кости d(x) и коэффициенты относительного пропускания кости В(х, f). Эти два параметра дают возможность применить принцип инверсной фильтрации: зная толщину кости в каждой точке под элементарным преобразователем антенны, можно рассчитать величину задержки или фазы сигнала и построить распределение таких задержек. При излучении необходимо будет вводить в каждый элемент “обратную” задержку или фазу и таким образом восстановить заданную форму волнового фронта излученной волны, облучающей заданную область пространства. Аналогичные операции необходимо выполнить и при приеме сигналов, т.е. умножать фазы принятых сигналов на соответствующие “обратные” фазы, измеренные заранее, или вводить обратные задержки. Так как затухание в кости является частотно-зависимым, то такие измерения необходимо осуществлять во всем диапазоне частот излучающего сигнала.

Такой режим измерения величин коэффициентов пропускания В(х, f) и толщин кости d(х) представляет собой режим калибровки кости, который выполняется перед режимом получения изображения.

Влияние многократных переотражений частично также устраняется согласованной обработкой, однако полностью устранить сигналы многократных переотражений при толщине кости, больше некоторого значения, оказывается невозможным.

Данную проблему можно решить, дополняя согласованную обработку режимом "разнесенного приема и излучения", т.е. за счет использования бистатической схемы локации. Сигналы многократных переотражений от кости, в основном, распространяются по нормали к излучающему датчику. Поэтому, если приемный датчик расположить на некотором расстоянии от излучающего датчика, то большая часть сигналов многократных переотражений не попадет в приемный датчик.

Основной характеристикой УЗ локационной системы, определяющей ее энергетические возможности, является выходное отношение “сигнал/шум”, увеличение которого возможно на основе применения широкополосных зондирующих сигналов с большой величиной базы F T и последующей их корреляционной обработки, а также на основе последетекторного некогерентного накопления, дающего дополнительный выигрыш , где М - число накопленных кадров. Таким образом, за счет применения широкополосных зондирующих сигналов и последетекторного накопления можно получить выигрыш в отношении “сигнал/шум” в раз.

IV. Перечень чертежей

Изобретение поясняется на примерах осуществления, иллюстрируемых чертежами, на которых представлено следующее:

Фиг.1 - блок-схема устройства, соответствующего изобретению.

Фиг.2 - временные диаграммы в режиме калибровки.

Фиг.3 - вид излученной сферической волны в месте установки излучающей антенны.

Фиг.4 - иллюстрация принципа частотной коррекции усиления.

Фиг.5, 6 - возможные варианты выполнения УЗ датчиков.

Фиг.7-12 - графики, иллюстрирующие результаты экспериментальной проверки заявленного изобретения.

V. Описание предпочтительных вариантов осуществления изобретения

Для совмещенного режима приема-излучения в отсутствие кости восстановленное изображение точечного объекта в зоне Френеля описывается известным выражением

где U₀(x, _k) - освещающая УЗ волна; А(х, _k) - функция рассеяния точечного объекта под углом освещения _k; R_j - расстояние, на которое фокусируется антенная решетка; L - длина антенной решетки.

Если излучение осуществляется через кость, то выражение (1) принимает иной вид, так как освещающая волна испытывает пространственно-временные искажения, вызванные неоднородной структурой кости. В общем виде ее можно представить в виде неизвестной комплексной передаточной функции типа

F(x)=H(x)exp{jkd(x)}

где H(х) - неизвестное амплитудное ослабление; a d(x) - неизвестная толщина кости.

Без нарушения общности можно считать, что при наличии кости выражение (1) примет следующий вид

где значок означает свертку функций. Поскольку комплексная передаточная функция априорно неизвестна, то восстановленное изображение точечного объекта не соответствует восстановленному изображению (1).

Для исключения искажающего влияния кости необходимо осуществить оценку передаточной функции F(x). Это можно осуществить только прямыми непосредственными измерениями локальной толщины кости. В результате можно получить оценку функции F(х), а именно ;(х), и затем сформировать новую освещающую волну следующего вида:

где символ (^*) означает комплексное сопряжение. Легко заметить, что освещение объекта волной (3) дает исходное восстановленное изображение точечного объекта (1), так как

Эксперименты показали, что на частотах в диапазоне 1-1,8 МГц локацию структур мозга можно осуществлять в совмещенном режиме приема-излучения при толщине кости не более 18-20 мм. При большей толщине уровни и количество сигналов многократных переотражений в кости увеличиваются и в совмещенном режиме приема-излучения не могут быть скомпенсированы полностью.

Поэтому для их полного устранения необходимо использовать режим разнесенного приема-излучения. Для этого режима оценка передаточной характеристики кости производится дважды: под излучающим датчиком для осуществления фокусированного излучения в заданную область и под приемным датчиком для получения сфокусированного изображения объекта.

Способ, соответствующий изобретению, в одном из возможных, наиболее предпочтительных вариантов осуществляется следующим образом.

На голове пациента устанавливаются два приемопередающих ультразвуковых датчика 1 и 2, каждый из которых представляет собой многоэлементную линейную антенную решетку, состоящую из N обратимых приемоизлучающих преобразователей, расположенных с заданным шагом. Датчики располагаются в одной плоскости и механически связаны друг с другом шарнирно связанными элементами 3 и 4 связи, что позволяет устанавливать их на различном расстоянии друг от друга.

Каждый датчик 1 и 2 снабжен трехкоординатным позиционером соответственно 5 и 6. Позиционер автоматически измеряет положение каждого датчика относительно заданной реперной точки (точки отсчета). Ее положение может быть выбрано произвольным, но с точки зрения минимизации ошибок вычисления координат в качестве такой реперной точки удобно выбрать точку “0” соединения элементов 3 и 4 связи датчиков 1 и 2.

С датчиками 1 и 2 связаны коммутаторы 7 и 8, к которым подсоединены блоки 9 и 10 усиления принятого сигнала и блоки 11 и 12 усиления и формирования зондирующего сигнала. Блоки 9 и 10 усиления принятого сигнала соединены с блоками 13 и 14 аналого-цифровых преобразователей (АЦП), а блоки 11 и 12 усиления и формирования зондирующего сигнала соединены с блоками 15 и 16 цифроаналоговых преобразователей (ЦАП). Выходы блоков 13 и 14 АЦП и входы блоков 15 и 16 ЦАП соединены с сигнальным процессором 17, управляемым компьютером 18 с дисплеем 19.

Сначала осуществляется режим калибровки, а затем режим измерений и визуализации изображения.

А. Режим калибровки

При калибровке на каждый i-й элемент датчика 1 и 2 последовательно подаются импульсные сигналы с амплитудой U₀ и длительностью ₀ и принимаются отраженные сигналы U_i(t- _i), причем учитывается только первое и второе отражения, соответствующие сигналам от внешней и внутренней поверхности кости. Измеренные амплитуды U_i и задержки _i запоминаются в оперативной памяти сигнального процессора 17.

Это осуществляется следующим образом (фиг.1). Параметры зондирующего сигнала в режиме калибровки устанавливаются программным образом на компьютере 18. Эти параметры в виде кодовых команд поступают в сигнальный процессор 17, который формирует зондирующие сигналы в виде цифровой последовательности. Эта последовательность поступает на блоки 15 и 16 ЦАП и далее на блоки 12 и 11 усиления и формирования зондирующих сигналов. Зондирующие сигналы поступают на коммутаторы 8 и 7, к которым подключаются элементы датчиков 2 и 1. Каждый вход-выход элемента датчика снабжен ключом (на схеме не показан), который сразу же после излучения зондирующего сигнала обеспечивает прием на этот же элемент отраженного сигнала. Отраженные сигналы с соответствующих элементов первого и второго датчиков 1 и 2 снова проходят через коммутаторы 7 и 8, блоки 9 и 10 усиления принятых сигналов, подвергаются аналого-цифровому преобразованию в блоках 13 и 14 АЦП и в виде цифровых последовательностей поступают в оперативную память сигнального процессора 17. Эта процедура повторяется до тех пор, пока не будут опрошены все элементы датчиков 1 и 2.

В результате в оперативной памяти сигнального процессора 17 формируются два исходных массива данных - матрицы требуемых коэффициентов В(х) и d(x) для первого и второго датчиков 1 и 2.

По этим массивам данных рассчитываются следующие величины:

- Амплитудные коэффициенты пропускания сигналов в зависимости от толщины кости под конкретными элементами датчиков 1 и 2, равные

B⁽¹⁾_i=U⁽¹⁾_i/U₀ и

B⁽²⁾_i=U⁽²⁾_i/U₀,

где i=1...N.

- Толщины d⁽¹⁾_i и d⁽²⁾_i костей под каждым элементом датчиков 1 и 2, определяемые как d⁽¹⁾_i=С ⁽¹⁾_i и d⁽²⁾_i=С ⁽²⁾_i, где С - скорость звука в костях, _i - измеренная разность времен задержек между временами прихода первого и второго отраженных импульсов, т.е. _i= ¹_i- ²_i.

- Дополнительно измеряются энергетические спектры отраженных сигналов от каждого элемента датчиков 1 и 2 и вычисляется частотно-зависимое пропускание для каждого датчика, которое в дальнейшем используется для коррекции частотного затухания и автоматической регулировки усиления по глубине в основном режиме получения изображений.

На фиг.2 показаны временные диаграммы в режиме калибровки для одного из датчиков. На фиг.2 обозначено следующее: 20 - зондирующий импульс в режиме калибровки, 21 - элементы датчика с 1-го по N-й, 22 - отраженные сигналы, принятые соответствующими элементами датчика, характеризуемые амплитудами U_i и задержками _i.

Б. Режим визуализации изображения

В общем случае в предлагаемой системе используется режим разнесенного приема и излучения, т.е. один ультразвуковой датчик 1 используется в качестве излучающего, а второй ультразвуковой датчик 2 в качестве приемного.

а) Режим излучения

Все измерения осуществляются в режимах фокусированного излучения и приема. Это означает, что излучающий датчик 1 формирует сходящуюся сферическую волну под заданным угловым направлением, сфокусированную на заданную дальность R_j (фиг.1, 3). При этом освещается небольшая область R_j сканируемого пространства по глубине. Приемный датчик 2 при этом также фокусируется в заданную область R_j освещенного пятна. При просмотре всего заданного объема пространства области фокусировки излучающего и приемного датчиков перемещаются синхронно, сканируя последовательно заданный объем.

Внутри области фокусировки по дальности R_j дальнейшее разрешение по глубине осуществляется за счет временной обработки зондирующего сигнала.

Величина R_j определяется в виде:

R_j 4 R²_j/L²,

где R_j - выбранное расстояние просмотра (глубина просмотра), a L - линейный размер датчика. Например, для частоты f=1,5 МГц, =1 мм, L=64 мм и R=120 мм величина области фокусировки будет занимать размер около R=16 мм. Дальнейшее разрешение по глубине на этом участке дальности R_j осуществляется за счет временного разрешения и стробирования по дальности. Если желательно в этой области разрешить по дальности элементы, отстоящие друг от друга на 1 мм, то необходимо использовать принцип временного разделения сигналов по дальности.

В режиме измерений и отображения изображений на элементы излучающего датчика 2 через блок 15 ЦАП и коммутатор 8 поступают сигналы с исходным амплитудно-фазовым распределением

где В(х)^-1 - коэффициенты ослабления, измеренные в режиме калибровки, _k - задаваемое угловое направление излучаемой сферической волны в азимутальной плоскости, d(x) - толщина кости, вычисленная по результатам калибровки, k - волновое число, - круговая частота, х - координата излучающего датчика; 0<t<Т<SUB>0< SUB>, где Т₀ - длительность излучаемого сигнала.

Эта последовательность генерируется программным образом в сигнальном процессоре 17 и с помощью блока 15 ЦАП преобразуется в аналоговый сигнал, поступающий на все элементы излучающего датчика 2.

Из формулы (4) видно, что первый член экспоненты описывает сферическую волну, умноженную на сопряженный фазовый множитель, пропорциональный фазовому набегу при прохождении кости с толщиной d(x). Результат такого согласования графически поясняется фиг.3. На фиг.3а показан фронт 23 излученной волны без коррекции толщины кости и скорректированный сферический фронт 24. На фиг.3б представлен принцип коррекции волнового фронта; здесь 25 - исходное (задаваемое) фазовое распределение излучаемых сигналов; 26 - фазовое распределение излучаемых сигналов после прохождения кости 27; 28 - корректирующее фазовое распределение и 29 - восстановленное фазовое распределение. Поскольку форма фронта излучаемой волны должна быть восстановлена во всех возможных точках облучения пространства, то такая коррекция осуществляется во всем диапазоне изменения расстояний R_j и углов сканирования _k.

б) Режим приема

Пусть в некоторой области расположен рассеивающий объект, изображение которого необходимо получить. Глубина всей освещенной области равна R_j (фиг.1), а эквивалентная пространственная длительность зондирующего сигнала гораздо меньше - R=СТ₀/2. Таким образом, вся область R_j будет описываться m=2 R_j/CT₀ отражающими слоями (отдельными рассеивателями). Каждый m-й рассеиватель будет создавать отраженную сферическую волну, принимаемую приемным датчиком 1. Пройдя через кость, эта волна исказится и приобретет дополнительные фазовые набеги за счет разной толщины кости под приемным датчиком 1.

Алгоритм пространственно-временной обработки принятого сигнала можно записать в виде следующей последовательности операций:

а) пространственное преобразование Френеля с корректирующим фазовым множителем:

где интегрирование ведется по всей длине приемного датчика от 0 до L, а R_i, - переменные параметры, дальность и азимутальный угол соответственно.

б) корреляционная обработка импульсных принятых сигналов в каждом канале по углу и дальности R_i

где S₀(t) - опорный сигнал;

в) формирование окончательного изображения

Выражение (7) описывает яркость одной точки изображения, расположенной на глубине (дальности) r=С , азимутальном угле и участке дальности R_i,

Все операции (1-7) осуществляются программным образом. Полное изображение строится путем перебора всех возможных параметров R_i, , . При этом целесообразно, хотя и необязательно, использовать следующую последовательность обзора. Сначала излучающий датчик 2 фокусируется в крайнее угловое положение на установленный интервал дальности. В эту же область фокусируется и приемный датчик 1. Излучается зондирующий сигнал, принятые отраженные сигналы обрабатываются, и формируется одна полоса изображения в координатах “угол-расстояние”. Ширина этой полосы по глубине равна величине пространственного разрешения датчика по дальности R_j. Затем устанавливается новый интервал дальностей, например R_j+1, и весь процесс повторяется снова и т.д., пока не будет просмотрен весь объем. Результирующее изображение выводится на экран дисплея.

Здесь для краткости опущено описание соответствующей изобретению системы УЗ диагностики, использующей только один приемоизлучающий УЗ датчик, так как согласно вышеизложенному ее функционирование в целом идентично функционированию вышеописанной системы с двумя УЗ датчиками за исключением того, что в случае системы с одним УЗ датчиком и излучение, и прием сигналов осуществляются одним и тем же датчиком, а не разными УЗ датчиками синхронно, как в случае системы с двумя УЗ датчиками. При этом принципиальная схема упомянутой системы с одним УЗ датчиком идентична принципиальной схеме изложенной системы с двумя УЗ датчиками по фиг.1 при исключении элементов со ссылочными номерами 0, 2, 3, 4, 6, 8, 10, 12, 13, 15.

В предлагаемой системе предусматривается использование широкополосных сигналов с относительной шириной полосы 100% и более. При установке датчиков на кости черепа с большими толщинами могут встретиться ситуации, когда для таких широкополосных сигналов необходимо учитывать не только общее ослабление сигнала по глубине, но и частотно-зависимое затухание.

При обычной автоматической регулировке усиления в стандартных приборах УЗ диагностики, коррекция частотно-зависимого затухания обычно не используется, так как излучаются достаточно узкополосные сигналы. При излучении широкополосных сигналов необходимо учитывать частотные искажения и ослабления сигналов для правильного воспроизведения контраста изображений с различных дистанций.

Для корректировки частотных искажений используется информация, содержащаяся в параметрах отраженных сигналов, полученных в режиме калибровки.

Для этого отраженные импульсные сигналы, полученные в режиме калибровки, подвергаются спектральному анализу. Как показали эксперименты, для такого спектрального анализа достаточно использовать не все отраженные сигналы с каждого элемента датчика 1 и 2, а лишь с небольшого их числа, не более 10. Сначала измеряются 10 спектров, а затем формируется оценка спектра путем усреднения 10 спектров.

Если спад интенсивности сигналов, начиная с некоторой частоты f_гр (фиг.4), превышает некоторое заданное значение I₀, то вводится дополнительное усиление в режиме измерения и визуализации на частотах выше f_гр в пределах рабочей полосы 30 (фиг.4). Такая коррекция осуществляется программным образом сигнальным процессором.

При установке УЗ датчика на черепную кость из-за различия собственного импеданса датчика и импеданса черепной кости возникают дополнительные потери и переотраженные сигналы на границе "датчик - внешняя поверхность кости".

В связи с этим обстоятельством стандартные УЗ датчики мало пригодны для транскраниальной диагностики через толстые кости черепа.

Два варианта УЗ датчиков, соответствующих изобретению, показаны на фиг.5 и 6.

В первом варианте (фиг.5) используется линейный датчик, содержащий корпус 31, в котором размещены пьезоэлектрические элементы 32. Корпус 31 со стороны пьезоэлементов 32 снабжен насадкой 33, выполненной из эластичного материала (например, из силиконовой резины), заполненной жидкостью, акустические параметры которой близки к параметрам мозговой ткани (например, дистиллированная вода, спиртоводная глицериновая смесь). Нижняя часть 34 насадки, которая контактирует с костью, выполнена из резиноподобного материала, обладающего дополнительным затуханием порядка 3-5 дБ на используемой рабочей частоте системы. Нижняя часть 34 насадки 33 может быть выполнена из того же материала, что и насадка 33, но с увеличенной толщиной либо из другого материала, имеющего большее акустическое поглощение, чем материал насадки 33.

Пьезоэлектрические элементы 32 датчика по периферии имеют обрамление из тканевого материала (например, войлока), который вносит дополнительное поглощение отраженных сигналов от внешней поверхности кости. Как показали испытания, такое конструктивное решение позволяет устанавливать датчик на поверхность черепа с произвольной кривизной, обеспечивая хороший акустический контакт, и ослаблять отраженные сигналы от поверхности кости на 30-32 дБ.

Во втором варианте (фиг.6) используется УЗ датчик, содержащий корпус 35, пьезоэлектрические элементы 36 и слой 37 поглощающего эластичного материала. Пьезоэлектрические элементы 36 и слой 37 расположены на корпусе 35 с вогнутой поверхностью 38, радиус кривизны которой равен 180-200 мм (стандартная средняя кривизна черепа), причем контакт датчика с черепом осуществляется через слой 37, вносящий дополнительное поглощение 5-7 дБ на рабочей частоте. В этом варианте ослабление отраженных сигналов несколько меньше, чем в первом варианте (не более 28 дБ), но сама конструкция проще.

Изобретение было проверено экспериментально.

На фиг.7 представлена экспериментальная зависимость частотного затухания, снятая для фрагментов черепной кости. По вертикали отложено затухание в “разах на см”, а по горизонтали частота УЗ сигнала.

На фиг.8 показан вид принятого импульсного сигнала при его излучении через кость толщиной 10 мм. По вертикали отложена интенсивность сигнала, а по горизонтали - время или глубина зондирования при известной скорости звука в тканях головного мозга (1457 м/сек). Масштаб по вертикали отложен в величинах порядков, т.е. число 1Е-3 означает 0,001, а 1Е-8 означает 0,00000001. Первая группа сигналов относится к сигналам многократного переотражения зондирующего импульса в черепной кости (переотражения между верхней и нижней границами кости), далее по глубине располагаются шумовые сигналы и боковые лепестки сигналов переотражения и, наконец, отражение от объекта. Видно, что его амплитуда на 4 порядка меньше сигнала первого отражения, и его уровень сравним с сигналами шумов и боковых лепестков. График демонстрирует два эффекта черепной кости - высокое затухание и возникновение посторонних сигналов переотражений.

Фиг.9, 10 иллюстрируют результаты согласованной с костью обработки, причем на фиг.9 показан результат компьютерного эксперимента (численного моделирования), а на фиг.10 - полученный экспериментально результат согласованной обработки. Видно, что согласованная обработка практически полностью “убирает” сигналы многократных переотражений и повышает уровень полезного отраженного сигнала, позволяя его обнаружить и идентифицировать.

На фиг.11 показано экспериментальное двумерное УЗ изображение точечного отражателя (в виде линии равной яркости), полученное через толстую кость. На левом графике согласованная обработка не используется, и изображение точечного отражателя размыто и расфокусировано. Оно занимает область почти 3 мм по горизонтали (поперечное разрешение) и более 1,7 мм по глубине (продольное разрешение). На правом графике показано то же изображение, но при использовании согласованной с костью обработки сигналов. Поперечное и продольное разрешение практически соответствуют расчетным аппаратным параметрам - 1,2 мм по оси Х и 1 мм по оси R.

На фиг.12 показано амплитудные сечения изображений, показанных на фиг.11, по оси Х (азимут). Кривая 1 соответствует изображению точечного отражателя без согласованной обработки, а кривая 2 - с согласованной обработкой. Видно, что без согласованной с костью обработки изображение растянуто, имеет большой уровень бокового поля. Кривая 2 демонстрирует сжатое изображение при согласованной обработке. Ширина отклика по уровню “0,7” практически соответствует расчетному, так же как и уровень боковых лепестков.

ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ

1. Способ получения ультразвуковых изображений структур и сосудов головного мозга, расположенных под костями черепа, основанный на использовании, по меньшей мере одного, приемоизлучающего ультразвукового (УЗ) датчика, заключающийся в том, что осуществляют предварительную калибровку, при которой под каждым упомянутым по меньшей мере одним УЗ-датчиком измеряют параметры кости, формируют с помощью упомянутого по меньшей мере одного УЗ-датчика сфокусированного диаграмму направленности излучения для облучения заданной области пространства по глубине с использованием параметров кости, измеренных на этапе предварительной калибровки, излучают в заданную область пространства по глубине сложный зондирующий сигнал, формируют сфокусированную диаграмму направленности приема упомянутого по меньшей мере одного УЗ-датчика в заданной области пространства по глубине с использованием параметров кости, измеренных на этапе предварительной калибровки, причем область фокусировки диаграммы направленности приема совпадает с областью фокусировки диаграммы направленности излучения упомянутого по меньшей мере одного УЗ-датчика, принимают упомянутым по меньшей мере одним УЗ-датчиком из облучаемой заданной области пространства отраженные сигналы, осуществляют взаимно-корреляционную обработку принятых отраженных сигналов, формируют изображение точки исследуемого объекта для заданной области пространства, осуществляют синхронное сканирование сфокусированными диаграммами направленности излучения и приема упомянутого по меньшей мере одного УЗ-датчика в угле сканирования и диапазоне дальностей, определяемых заданной областью пространства, с формированием полного изображения исследуемого объекта.

2. Способ по п.1, отличающийся тем, что в качестве УЗ-датчика используют многоэлементный обратимый линейный пьезоэлектрический преобразователь, каждый элемент которого выполнен с возможностью работы как на излучение, так и на прием.

3. Способ по п.2, отличающийся тем, что на этапе предварительной калибровки в качестве параметров кости локально измеряют толщину кости и коэффициент пропускания кости под каждым элементом УЗ-датчика, при этом каждый элемент УЗ-датчика последовательно излучает короткий импульс и принимает сигналы первого и второго отражений, по которым определяют разность времен задержки сигналов первого и второго отражений и амплитуды отраженных сигналов, а также коэффициент пропускания, равный отношению амплитуд второго и первого отраженных сигналов, причем измеренные значения коэффициентов пропускания и разности времен задержки, полученные каждым элементом УЗ-датчика, запоминают.

4. Способ по п.3, отличающийся тем, что формирование сфокусированной диаграммы направленности излучения осуществляют подачей на элементы УЗ-датчика сигналов возбуждения, причем фазу сигнала на каждом элементе датчика сдвигают на величину, соответствующую разности времен задержки, полученных для этого элемента УЗ-датчика на этапе калибровки, причем знак данной величины обратен знаку этой разности, а амплитуда сигнала возбуждения на каждом элементе пропорциональна локальному коэффициенту пропускания, измеренному на этапе калибровки.

5. Способ по п.4, отличающийся тем, что на этапе калибровки для каждого датчика дополнительно измеряют интенсивность сигнала в зависимости от частоты и определяют частотно-зависимое пропускание, а на этапе излучения осуществляют коррекцию частотного затухания и автоматическую регулировку усиления, если спад интенсивности сигнала на выбранной частоте диапазона, измеренный в режиме калибровки, оказывается больше заранее заданной величины.

6. Способ по п.3, отличающийся тем, что при формировании сфокусированной диаграммы направленности в режиме приема предварительно фазы принятых отраженных сигналов в каждом элементе УЗ-датчика сдвигают на величину, соответствующую разности времен задержки, полученных для этого элемента УЗ-датчика на этапе калибровки, и для всей полученной совокупности сигналов со сдвинутыми фазами осуществляют пространственное преобразование Френеля.

7. Способ по п.1, отличающийся тем, что при формировании изображения определяют величину, равную квадрату модуля взаимной корреляционной функции между принятыми отраженными сигналами и излученным сигналом и характеризующую контраст акустического изображения исследуемого объекта в точке пространства с координатами углового направления и глубины.

8. Способ по п.1, отличающийся тем, что осуществляют геометрическое и акустическое согласование упомянутого по меньшей мере одного УЗ-датчика с костью путем его контакта с костью через эластичную поглощающую УЗ-излучение прокладку, акустические параметры которой близки к акустическим параметрам костной ткани, причем определение толщины кости под упомянутым по меньшей мере одним УЗ-датчиком осуществляют с учетом толщины упомянутой эластичной прокладки.

9. Способ получения ультразвуковых изображений структур и сосудов мозга, расположенных под костями черепа, основанный на использовании двух приемоизлучающих ультразвуковых (УЗ) датчиков, заключающийся в том, что осуществляют предварительную калибровку, при которой под каждым упомянутым УЗ-датчиком измеряют параметры кости, формируют с помощью первого УЗ-датчика сфокусированную диаграмму направленности излучения для облучения заданной области пространства по глубине с использованием параметров кости, измеренных на этапе предварительной калибровки, излучают в заданную область пространства по глубине сложный зондирующий сигнал с помощью первого УЗ-датчика, формируют сфокусированную диаграмму направленности приема второго УЗ-датчика в заданной области пространства по глубине с использованием параметров кости, измеренных на этапе предварительной калибровки, причем область фокусировки диаграммы направленности приема второго УЗ-датчика совпадает с областью фокусировки диаграммы направленности излучения первого УЗ-датчика, принимают вторым УЗ-датчиком из облучаемой заданной области пространства отраженные сигналы, осуществляют взаимно-корреляционную обработку отраженных сигналов, принятых вторым УЗ-датчиком, формируют изображение точки исследуемого объекта для заданной области пространства, осуществляют синхронное сканирование сфокусированными диаграммами направленности излучения и приема соответственно первого и второго УЗ-датчиков в угле сканирования и диапазоне дальностей, определяемых заданной областью пространства, с формированием полного изображения исследуемого объекта.

10. Способ по п.9, отличающийся тем, что в качестве УЗ-датчика используют многоэлементный обратимый линейный пьезоэлектрический преобразователь, каждый элемент которого выполнен с возможностью работы как на излучение, так и на прием.

11. Способ по п.10, отличающийся тем, что на этапе предварительной калибровки в качестве параметров кости локально измеряют толщину кости и коэффициент пропускания кости под каждым элементом УЗ-датчика, при этом каждый элемент УЗ-датчика последовательно излучает короткий импульс и принимает сигналы первого и второго отражений, по которым определяют разность времен задержки сигналов первого и второго отражений и амплитуды отраженных сигналов, а также коэффициент пропускания, равный отношению амплитуд второго и первого отраженных сигналов, причем измеренные значения коэффициентов пропускания и разности времен задержки, полученные каждым элементом УЗ-датчика, запоминают.

12. Способ по п.11, отличающийся тем, что формирование сфокусированной диаграммы направленности излучения осуществляют подачей на элементы УЗ-датчика сигналов возбуждения, причем фазу сигнала на каждом элементе датчика сдвигают на величину, соответствующую разности времен задержки, полученных для этого элемента УЗ-датчика на этапе калибровки, причем знак данной величины обратен знаку этой разности, а амплитуда сигнала возбуждения на каждом элементе пропорциональна локальному коэффициенту пропускания, измеренному на этапе калибровки.

13. Способ по п.12, отличающийся тем, что на этапе калибровки для каждого датчика дополнительно измеряют интенсивность сигнала в зависимости от частоты и определяют частотно-зависимое пропускание, а на этапе излучения осуществляют коррекцию частотного затухания и автоматическую регулировку усиления, если спад интенсивности сигнала на выбранной частоте диапазона, измеренный в режиме калибровки, оказывается больше заранее заданной величины.

14. Способ по п.11, отличающийся тем, что при формировании сфокусированной диаграммы направленности в режиме приема предварительно фазы принятых отраженных сигналов в каждом элементе УЗ-датчика сдвигают на величину, соответствующую разности времен задержки, полученных для этого элемента УЗ-датчика на этапе калибровки, и для всей полученной совокупности сигналов со сдвинутыми фазами осуществляют пространственное преобразование Френеля.

15. Способ по п.9, отличающийся тем, что при формировании изображения определяют величину, равную квадрату модуля взаимной корреляционной функции между принятыми отраженными сигналами и излученным сигналом и характеризующую контраст акустического изображения исследуемого объекта в точке пространства с координатами углового направления и глубины.

16. Устройство для получения УЗ-изображений структур и сосудов головного мозга, расположенных под костями черепа, содержащее по меньшей мере один приемоизлучающий УЗ-датчик, выполненный с возможностью фокусировки диаграмм направленности излучения и приема в одной области пространства, по меньшей мере один блок усиления и формирования зондирующего сигнала, соединенный своим выходом с упомянутым по меньшей мере одним УЗ-датчиком, по меньшей мере один блок цифро-аналоговых преобразователей (ЦАП), соединенный с входом упомянутого по меньшей мере одного блока усиления и формирования зондирующего сигнала, по меньшей мере один блок усиления принятого сигнала, соединенный своим входом с упомянутым по меньшей мере одним УЗ-датчиком, по меньшей мере один блок аналого-цифровых преобразователей (АЦП), соединенный с выходом упомянутого по меньшей мере одного блока усиления принятого сигнала, сигнальный процессор, по меньшей мере один вход которого соединен с упомянутым по меньшей мере одним блоком АЦП, а по меньшей мере один выход - с упомянутым по меньшей мере одним блоком ЦАП, компьютер, связанный с выходом сигнального процессора, и дисплей, подключенный к выходу компьютера.

17. Устройство по п.16, отличающееся тем, что упомянутый по меньшей мере один УЗ-датчик выполнен в виде многоэлементного обратимого линейного пьезоэлектрического преобразователя, при этом вход упомянутого по меньшей мере одного блока усиления принятого сигнала и выход упомянутого по меньшей мере одного блока усиления и формирования зондирующих сигналов связаны с соответствующим многоэлементным линейным пьезоэлектрическим преобразователем через дополнительно введенный коммутатор.

18. Устройство по п.17, отличающееся тем, что сигнальный процессор содержит память для хранения значений времен задержки и амплитуд отраженных сигналов, измеренных в режиме калибровки для упомянутого по меньшей мере одного УЗ-датчика, и коэффициентов пропускания, вычисленных на основе измеренных в режиме калибровки амплитуд отраженных сигналов.

19. Устройство по п.17, отличающееся тем, что упомянутый УЗ-датчик содержит корпус, в котором размещены элементы упомянутого УЗ-датчика, при этом корпус со стороны упомянутых элементов снабжен насадкой, выполненной из эластичного материала, заполненной жидкостью, акустические параметры которой близки к параметрам мозговой ткани, причем нижняя часть насадки, контактирующая с костью, выполнена из резиноподобного материала, обладающего дополнительным затуханием.

20. Устройство по п.19, отличающееся тем, что упомянутая нижняя часть насадки имеет увеличенную толщину.

21. Устройство по п.19, отличающееся тем, что нижняя часть насадки выполнена из другого материала, имеющего большее акустическое поглощение, чем материал насадки.

22. Устройство по п.19, или 20, или 21, отличающееся тем, что элементы УЗ-датчика по периферии имеют обрамление из материала, который вносит дополнительное поглощение отраженных сигналов от внешней поверхности кости.

23. Устройство по п.17 или 18, отличающееся тем, что упомянутый УЗ-датчик содержит корпус, одна из стенок которого выполнена вогнутой с кривизной, соответствующей кривизне черепной кости, при этом элементы упомянутого датчика размещены на внутренней поверхности вогнутой стенки и контактируют с костью через эластичный слой, поглощающий УЗ-излучение.

24. Устройство по п.16, или 17, или 18, отличающееся тем, что упомянутый по меньшей мере один УЗ-датчик снабжен трехкоординатным позиционером.