СПОСОБ ПОЛУЧЕНИЯ УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИЗОБРАЖЕНИЙ ГОЛОВНОГО МОЗГА
METHOD FOR OBTAINING ULTRASONIC BRAIN IMAGES

Изобретение относится к области медицины, в частности - к ультразвуковой диагностике, и может использоваться в диагностических устройствах с фазированной решеткой при обработке сигналов в вычислительной системе акустической визуализации для улучшения качества изображения. Изобретение может использоваться при диагностике заболеваний сосудов головного мозга и опухолевых образований. Улучшение качества достигается за счет исправления фазовых искажений, накапливающихся в луче при прохождении через среду с неодинаковой скоростью звука.
Известен способ получения ультразвуковых изображений головного мозга, который реализуется с использованием процедуры калибровки, осуществляемой с помощью дополнительного калибровочного датчика с точечной апертурой [1]. Способ включает формирование и преобразование электрических импульсов в зондирующие ультразвуковые сигналы, сканирование структур головного мозга посредством приемопередающего многоэлементного датчика, установленного на голове пациента, прием и преобразование в электрические отраженных эхо-сигналов, и формирование по ним изображения, причем на противоположной стороне головы пациента относительно установленного многоэлементного датчика соосно ему размещают дополнительный датчик в виде калибровочного пьезоэлектрического преобразователя с апертурой, близкой к точечной, и предварительно проводят калибровку на прием, включающую формирование зондирующих импульсов, излучение их в виде импульсного ультразвукового сигнала пьезоэлектрическим преобразователем, измерение задержек и сдвигов по фазе принятых сигналов на отдельных элементах приемо-передающего многоэлементного датчика и запоминание их, и калибровку на передачу, включающую формирование зондирующих импульсов, поочередное излучение их отдельными элементами сканирующего приемо-передающего многоэлементного датчика, для каждого из которых были установлены соответствующая задержка и сдвиг по фазе сигнала, замеренные при калибровке на прием, измерение, запоминание взаимных различий по задержке и сдвигу по фазе сигналов, принятых дополнительным котировочным датчиком, и введение их в виде поправок при сканировании структур головного мозга.
Описанному способу присущи следующие недостатки:
- способ позволяет определить только поправки, необходимые для коррекции изображения вдоль луча, проходящего через центры апертур обоих датчиков, поправки вдоль других лучей указанный способ рассчитать не позволяет.
- необходимость в использовании дополнительного калибровочного ультразвукового преобразователя с точечной апертурой.
Способ [1] принят в качестве прототипа заявленного способа.
Задачей заявляемого изобретения является повышение качества диагностики при транскраниальных исследованиях.
Технический результат изобретения состоит в:
- расширении области коррекции;
- обеспечении удобства проведения обследования за счет отсутствия необходимости в использовании дополнительного калибровочного датчика.
Основа процесса получения данных описана в прототипе и заключается в том, что ультразвуковой преобразователь прикладывают к одному из окон прозрачности черепной кости головы пациента, для улучшения контакта промежуточное пространство заполняют специальным гелем. Затем ультразвуковой преобразователь в режиме синтезированной апертуры излучает и принимает сигналы, сигналы проходят предварительную обработку в тракте ультразвукового прибора.
Существенным отличительным признаком заявляемого технического решения от прототипа является выполнение следующих шагов: из прошедших предварительную обработку сигналов строят изображение, для чего выполняется формирование луча. Для выполнения коррекции искажений необходимо выбрать угол, для которого будет осуществляться коррекция. При формировании луча на передачу луч фиксируют на заданном (выбранном) угле, а при формировании луча на прием выбирают любое направление в области интереса, не обязательно совпадающее с углом передатчика. Повторяют формирование луча на прием, меняя угол наклона луча, и таким образом сканируют всю область зондирования. Если аберрации отсутствуют, то при такой процедуре будет получено изображение, в котором наиболее яркая область соответствует выбранному углу коррекции. Наличие аберраций даст расширение этой области. Расфокусировка исправляется введением оптимальных задержек, рассчитываемых на основании преобразования Фурье. Для решения поставленной технической задачи выбирают те задержки, при которых наиболее яркая область наименее мала.
На Фиг. 1 приведен пример одной из центральных строк, полученной из изображения с аберрацией при фиксированном фокусе в режиме передачи на центральном угле и динамической фокусировке на прием, по оси абсцисс отложена величина угла сканирования в градусах, по оси ординат - интенсивность сигнала.
На Фиг. 2 приведена та же строка после коррекции, по оси абсцисс отложена величина угла сканирования в градусах, по оси ординат - интенсивность сигнала.
На Фиг. 3 приведен пример ультразвукового изображения до корректировки аберраций.
На Фиг. 4 представлено изображение после коррекции.
Для достижения указанного технического результата предложено использовать разработанный способ компенсации фазовых аберраций при транскраниальной ультразвуковой диагностике. Согласно разработанному способу ультразвуковую фазированную решетку прикладывают к одному из естественных окон прозрачности, где черепная кость является наиболее тонкой и гладкой; для улучшения контакта пространство между головой и решеткой заполняют водой или специальным гелем; проводят формирование и преобразование электрических импульсов в зондирующие сигналы; выполняют поэлементное сканирование зондирующими сигналами структур головного мозга в режиме синтезированной апертуры посредством приемо-передающей ультразвуковой фазированной решетки; отраженные ультразвуковые сигналы принимают фазированной решеткой по каждому каналу раздельно, усиливают, оцифровывают и записывают в память; выбирают оптимальный угол для проведения коррекции; выбирается интервал по глубине, для которого надо провести коррекцию; рассчитывают задержки прихода сигнала от каждой точки исследуемой области с учетом сферического фронта.
Рассчитанные задержки используют при выполнении фокусировка на передачу для выбранного угла и интервала по глубине, причем динамической фокусировка является только по глубине; выполняют динамическую фокусировку на прием для всего диапазона углов и выбранного интервала по глубине. Эта операция дает изображение размером MxN, где М - это число лучей, а N - это число отсчетов по глубине. Эта изображение отличается от обычного ультразвукового изображения, так как было получено при фиксации угла зондирования. Затем из полученной матрицы извлекают и сохраняют в память первую строку, представляющую собой дискретную функцию из М элементов. Пример такой функции дан на Фиг. 1. Из полученного изображения извлекают следующую строку и поэлементно прибавляют к предыдущей строке. Операцию извлечения строки и поэлементное прибавление к сумме предыдущих строк повторяют для каждой следующей строки N-2 раза. Такое накопление необходимо для борьбы с шумами. Результатом является дискретная функция из М элементов, которую нормируют делением на N. Если аберраций нет или они достаточно малы, то это функция будет похожа на график, представленный на Фиг. 4, т.е. будет существовать ярко выраженный максимум при угле, соответствующем заранее выбранному углу зондирования. Поэтому полученную дискретную функцию аппроксимируют функцией Гаусса с максимумом, соответствующим выбранному углу; рассчитывают и записывают в память среднеквадратичное отклонение полученного вектора от аппроксимирующей функции Гаусса, это среднеквадратичное отклонение признают лучшим.
Рассчитывают набор корректирующих задержек, корректирующих фазовые искажения, для этого рассчитанное ранее изображение размером MxN подвергают преобразованию Фурье; рассчитывают матрицу фазовых производных для преобразованной матрицы. Эта операция дает матрицу (M-1)xN. Делят каждый элемент полученной матрицы фазовых производных на N. Складывают строки полученной матрицы фазовых производных, получают вектор фазовых производных из М-1 элементов. Рассчитывают вектор фаз путем прибавления к каждому последующему элементу вектора фазовых производных суммы предыдущих элементов, получают вектор фаз из М элементов; обнуляют боковые элементы полученного вектора фаз, критерием обнуления является выход за границы спектра; из полученного вектора формируют новый вектор фаз путем отброса обнуленных элементов. Получают набор корректирующих задержек путем интерполяции нового вектора фаз. Интерполяция выполняется так, что получают набор корректирующих задержек, число элементов которого равно числу принимающих элементов ультразвукового преобразователя.
Сформированный набор корректирующих задержек прибавляют к задержкам прихода сигнала, рассчитанным для каждой точки исследуемой области с учетом сферического фронта, таким образом, получают скорректированные задержки. Повторяют процедуру, описанную в предыдущем абзаце, но вместо задержек прихода сигнала, рассчитанных лишь с учетом сферического фронта, используют скорректированные задержки. Рассчитанное и записанное в память среднеквадратичное отклонение сравнивают с ранее записанным в память лучшим среднеквадратичным отклонением. Если текущее среднеквадратичное отклонение меньше лучшего, то ранее записанное в память лучшее среднеквадратичное отклонение стирают из памяти, а на его место записывают текущее среднеквадратичное отклонение, далее оно будет именоваться лучшим. При этом сформированный текущий набор корректирующих задержек признают лучшей оценкой фазовых искажений.
Повторяют действия, описанные в двух предыдущих абзацах, несколько раз для поиска окончательной оценки фазовых искажений. Окончательной оценкой признается та лучшая оценка, для которой по результатам всех повторов среднеквадратичное отклонение принимает наименьшую величину. Из окончательной оценки формируют набор корректирующих задержек, который используют для исправления фазовых искажений для выбранного угла и области по глубине.
Если сравнить Фиг. 1 и 2, полученные для фиксированного угла зондирования при фокусировке на передачу, то станет видно, что применение лучшей оценки фазовых искажений позволило сместить луч на угол, выбранный для проведения коррекции. На Фиг. 3 дано изображение до коррекции, видно, что оно расфокусировано; на Фиг. 4 - скорректированное изображение.
В одном из вариантов предлагаемого способа в качестве ультразвуковой фазированной решетки используется матричный ультразвуковой датчик. Это позволит формировать трехмерные изображения, в которых заложено больше информации, чем в классических двумерных ультразвуковых изображениях.
Предлагаемый способ может осуществляться не только для одного луча, но и для группы лучей, тогда область сканирования делят на фрагменты и выполняют коррекцию поочередно для каждой части каждого фрагмента области сканирования, таким образом, достигают исправления всего кадра.
Использование предлагаемого способа позволит повысить качество медицинской диагностики сосудов и тканей в тех случаях, когда исследуемая область является частью головного мозга, защищенного костями черепа.
Примером использования является выявление патологических процессов головного мозга и сосудов.
Хотя настоящее изобретение описано на примере конкретных вариантов его осуществления, для специалистов будут ясны возможности многочисленных модификаций данного изобретения, не выходящие за границы объема его правовой охраны, определяемого прилагаемой формулой.
Источники информации
1. Осипов Л.В. Способ компенсации искажений изображений головного мозга и кровотока в его сосудах при транскраниальных ультразвуковых исследованиях // Патент на изобретение RU 2661046.