Способ и устройство для получения ультразвуковых изображений структур и сосудов головного мозга - RU2232547C2

Чертежи

Показать все 11 чертежа(ей)

Описание

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 ΔFΔT и последующей их корреляционной обработки, а также на основе последетекторного некогерентного накопления, дающего дополнительный выигрыш

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, β_k) - освещающая УЗ волна; А(х, β_k) - функция рассеяния точечного объекта под углом освещения β_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 τ₀ и принимаются отраженные сигналы U_i(t-τ_i), причем учитывается только первое и второе отражения, соответствующие сигналам от внешней и внутренней поверхности кости. Измеренные амплитуды U_i и задержки τ_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=U/U₀ и

B=U/U₀,

где i=1...N.

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

- 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 τ_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 ΔR_j сканируемого пространства по глубине. Приемный датчик 2 при этом также фокусируется в заданную область ΔR_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 ΔR_j дальнейшее разрешение по глубине осуществляется за счет временной обработки зондирующего сигнала.

Величина ΔR_j определяется в виде:

ΔR_j ≈ 4λR/L²,

где R_j - выбранное расстояние просмотра (глубина просмотра), a L - линейный размер датчика. Например, для частоты f=1,5 МГц, λ=1 мм, L=64 мм и R=120 мм величина области фокусировки будет занимать размер около ΔR=16 мм. Дальнейшее разрешение по глубине на этом участке дальности ΔR_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, β_k - задаваемое угловое направление излучаемой сферической волны в азимутальной плоскости, d(x) - толщина кости, вычисленная по результатам калибровки, k - волновое число, ω - круговая частота, х - координата излучающего датчика; 00, 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 β_k.

б) Режим приема

Пусть в некоторой области расположен рассеивающий объект, изображение которого необходимо получить. Глубина всей освещенной области равна ΔR_j (фиг.1), а эквивалентная пространственная длительность зондирующего сигнала гораздо меньше - δR=СТ₀/2. Таким образом, вся область ΔR_j будет описываться m=2ΔR_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, γ - переменные параметры, дальность и азимутальный угол соответственно.

б) корреляционная обработка импульсных принятых сигналов в каждом канале по углу γ 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=Сτ, азимутальном угле γ и участке дальности R_i,

Все операции (1-7) осуществляются программным образом. Полное изображение строится путем перебора всех возможных параметров R_i, γ, τ. 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 ΔR_j. Затем устанавливается новый интервал дальностей, например ΔR_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.

Реферат

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.

Формула