СПОСОБ И УСТРОЙСТВО ДЛЯ УЛЬТРАЗВУКОВОГО ИЗМЕРЕНИЯ И ВИЗУАЛИЗАЦИИ УПРУГОСТИ БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ В РЕАЛЬНОМ ВРЕМЕНИ
METHOD AND DEVICE FOR ULTRASONIC MEASUREMENT AND VISUALIZATION OF BIOLOGICAL TISSUES ELASTICITY IN REAL TIME

ОБЛАСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Изобретение относится к ультразвуковым способам и приборам медицинской диагностики, которые используют ультразвуковое зондирование для определения упругих свойств биологических тканей путем измерения скорости сдвиговых волн и визуализации упругих свойств тканей.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Патологические состояния могут приводить к изменению по сравнению с нормальным состоянием упругости мягких биологических тканей. Вследствие этого врачи применяют пальпацию для определения упругости и идентификации патологического состояния тканей. Например, при таких диффузных заболеваниях печени как фиброз, цирроз и другие, жесткость тканей повышается и может быть оценена при пальпации. Однако такая оценка упругих свойств не является количественной, что ограничивает ее диагностическую ценность.
Известны способ и устройство для получения изображения модуля сдвига или модуля Юнга биологических тканей, сочетающие импульсное ультразвуковое зондирование с одновременным созданием внешних статических напряжений на биологические ткани (див. US 5474070). Предложенный способ включает в себя создание внешних статических напряжений на поверхности объекта исследования, задания множества направлений зондирования, дальнейшее излучение вдоль каждого из направлений зондирования множества зондирующих ультразвуковых импульсов в биологическую ткань, прием множества ультразвуковых сигналов отклика биологической ткани на множество зондирующих ультразвуковых импульсов, определение с помощью сигналов отклика перемещения тканей под действием напряжений, нахождение по величине перемещений величины относительной деформации и вычисление модуля сдвига по данным о величине относительной деформации и внешнего напряжения.
Напряжение в описанном способе может создаваться на поверхности биологического объекта с помощью того же ультразвукового преобразователя, который осуществляет ультразвуковое зондирование. Недостатком этого способа является низкая точность измерений, поскольку в реальных условиях невозможно создать в биологических объектах, которые обычно имеют сложную пространственную геометрию, однородные деформации. В результате действительные локальные напряжения внутри биологических тканей могут существенно отличаться от поверхностных даже в случае, когда последние точно определены. Поэтому этот способ остается на сегодня качественным (см. US 9220479) и в действительности не позволяет проводить количественные измерения упругих свойств биологических тканей.
Для создания сдвиговых деформаций внутри биологических тканей возможно использование силы радиационного давления мощного сфокусированного пучка ультразвуковых волн (см. Sarvazuan A. et al., Shear wave elasticity imaging: A new ultrasonic technology of medical diagnostics. Ultrasound Med. Biol. 1998, 24(9), 1419-1435). Излучение импульсного пучка волн в определенном направлении возбуждения приводит к динамичному отклику биологической ткани на импульсную силу радиационного давления, которая имеет наибольшую величину в фокальной области пучка. В результате ткани осуществляют первоначальное сдвиговое перемещение в фокальной области, что приводит в дальнейшем к возмущению и распространению сдвиговых волн. Отклик биологической ткани в виде возмущенной сдвиговой волны, источником которой является фокальная область, может быть зарегистрирован, например, ультразвуковым допплеровским методом (см. Barannik Е.А. et al., Doppler ultrasound detection of shear waves remotely induced in tissue phantoms and tissue in vitro. Ultrasonics, 2002, 40(1-8), 849-852) и другими ультразвуковыми методами (см. Nightingale К. et al., Shear wave generation using acoustic radiation force: in vivo and ex vivo results, Ultrasound Med. Biol., 2003, 32(1), 61-72), которые используют для измерения перемещения тканей. Скорость, с которой распространяются сдвиговые волны, определяется модулем сдвига и плотностью биологической ткани, поэтому измерение скорости сдвиговых волн решает проблему нахождения модуля сдвига и модуля Юнга тканей.
На этом принципе сочетания ультразвукового зондирования с одновременным удаленным возбуждением сдвиговых волн построено большое количество способов измерения и визуализации упругости биологических тканей, в частности, Barannik Е. et al., The influence of viscosity on the shear strain remotely induced by focused ultrasound in viscoelastic media, Journ. Acoust. Soc. Am., 2004,115(5, Pt. 1) 2358-2364, McLaughlin J. et al., Shear wave speed recovery in transient elastography and supersonic imaging using propagating fronts, Inverse problems, 2006, 22, 681-706, US 8118744, US 7252004 и UA 104530. Хорошо известным является способ "time of flight" (см. Barannik E. et al., The influence of viscosity on the shear strain remotely induced by focused ultrasound in viscoelastic media, Journ. Acoust. Soc. Am., 2004, 115(5, Pt. 1) 2358-2364, McLaughlin J. et al., Shear wave speed recovery in transient elastography and supersonic imaging using propagating fronts, Inverse problems, 2006, 22, 681-706, US 8118744), то есть способ, основанный на измерении времени распространения сдвиговой волны между измерительными объемами, которые имеют различную пространственную локализацию в направлении, перпендикулярном к направлению возбуждения. В этом случае скорость распространения сдвиговой волны может быть оценена путем деления расстояния между измерительными объемами на время распространения волны между ними. Вычисление проводят по результатам измерений во множестве измерительных объемов, расположенных на одинаковой глубине и на разном расстоянии от направления возбуждения. Точность таких измерений сильно зависит от того, действительно ли сдвиговые волны распространялись перпендикулярно к направлению возбуждения. Причина заключается в том, что способ "time of flight" следует по факту из обращения одномерного уравнения эйконала (см. McLaughlin J. et al., Shear wave speed recovery in transient elastography and supersonic imaging using propagating fronts, Inverse problems, 2006, 22, 681-706), которое не способно учитывать возможные изменения направления распространения сдвиговой волны. На практике постоянства направления распространения невозможно добиться даже для разных частей одного и того же волнового фронта, как это будет обсуждаться ниже.
Известен способ и устройство ультразвукового измерения и визуализации упругих свойств биологических тканей с помощью сдвиговых волн (см. US 7252004). Способ включает в себя излучение в биологическую ткань мощного ультразвукового пучка волн в заранее определенном направлении для возбуждения в ткани сдвиговых волн, задания множества направлений зондирования, дальнейшее излучения вдоль каждого из направлений зондирования множества зондирующих ультразвуковых импульсов в биологическую ткань, прием множества ультразвуковых сигналов отклика биологической ткани на множество зондирующих ультразвуковых импульсов, определение с помощью сигналов отклика перемещения тканей, обусловленного распространением сдвиговых волн, во множестве измерительных объемов с разной пространственной локализацией, нахождение спектральных составляющих перемещений тканей, определение на этой основе спектральных составляющих вторых временных и пространственных производных перемещений, оценку с их помощью скорости сдвиговых волн при их прохождении через измерительные объемы с разной пространственной локализацией, вычисление модуля сдвига и визуализацию модуля в реальном времени.
Использование в этом способе информации о перемещении тканей во множестве измерительных объемов, расположенных на разной глубине и различных направлениях зондирования, позволяет оценить скорость сдвиговых волн непосредственно из решения двумерного волнового уравнения Гельмгольца путем его обращения. Последнее повышает точность измерения упругих параметров биологических тканей, поскольку учитывает возможность распространения сдвиговых волн в произвольном направлении относительно направления возбуждения.
Недостатком этого способа является низкая точность вычисления вторых пространственных производных и их спектральных составляющих, что ухудшает отношение сигнал/шум. Кроме того, пространственная разрешающая способность метода существенно ограничена, поскольку измерение скорости сдвиговых волн требует регистрации данных о перемещении тканей на как минимум трех направлениях зондирования и в трех измерительных объемах, расположенных на разной глубине. Это означает, что поперечная и продольная пространственная разрешающая способность этого способа равны соответственно  - это расстояние между направлениями зондирования и  - это расстояние между измерительными объемами, находящимися на заданном направлении зондирования и расположенными на разной глубине.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Предлагаемое изобретение направлено на повышение точности и достоверности измерений и повышение пространственной разрешающей способности при визуализации параметров упругости биологических тканей в реальном времени.
Поставленная задача решается с помощью способа ультразвукового измерения и визуализации упругости биологических тканей в реальном времени, включающего:
излучение в биологическую ткань мощного ультразвукового пучка волн в заранее определенном направлении для возбуждения в ткани сдвиговых волн,
задание множества направлений зондирования и излучение вдоль каждого из направлений множества зондирующих ультразвуковых импульсов,
прием множества ультразвуковых сигналов отклика биологической ткани на множество зондирующих ультразвуковых импульсов,
определение с помощью сигналов отклика перемещения тканей, обусловленного распространением сдвиговых волн, во множестве измерительных объемов с разной пространственной локализацией,
вычисление по крайней мере одного параметра упругости биологической ткани включая скорость распространения сдвиговых волн,
получения изображения по крайней мере одного параметра упругости биологической ткани;
в котором
дополнительно проводят измерение скорости распространения волнового фронта сдвиговой волны в направлении, перпендикулярном к направлению возбуждения,
измерение скорости волнового фронта вдоль направления возбуждения,
определение уровня шумов, которые имели место при измерении указанных скоростей волнового фронта,
определение скорости сдвиговых волн с помощью найденных скоростей волнового фронта вдоль и перпендикулярно направлению возбуждения;
получение изображения по крайней мере одного параметра упругости биологической ткани на основе найденных величин скорости сдвиговых волн и уровня шумов, и
получение изображения уровня шумов.
В некотором варианте воплощения изобретения, способ включает:
излучение последовательности мощных ультразвуковых пучков волн в биологическую ткань для возбуждения в ней сдвиговых волн, и
получение изображения по крайней мере одного параметра упругости биологической ткани и изображения уровня шумов в реальном времени после каждого излучения.
В некотором варианте воплощения изобретения измерение скорости волнового фронта в направлении, перпендикулярном к направлению возбуждения, базируется на измерении времени прохождения волнового фронта между измерительными объемами, которые расположены на разном расстоянии от направления возбуждения.
В некотором варианте воплощения изобретения измерение скорости волнового фронта в направлении возбуждения базируется на измерении времени прохождения волнового фронта между измерительными объемами, которые расположены на разной глубине вдоль направления возбуждения.
В некотором варианте воплощения изобретения получение изображения по крайней мере одного параметра упругости биологической ткани на основе множества найденных величин скорости распространения сдвиговых волн и уровня шумов включает в себя:
сравнение величины уровня шумов с заранее заданным значением,
если уровень шумов меньше заранее заданного значения, то величина хотя бы одного параметра упругости биологической ткани определяется на основе найденной величины скорости распространения сдвиговых волн или весового усреднения со значением, полученным при предыдущем излучении мощного ультразвукового пучка волн,
если уровень шумов больше заранее заданного значения, то величина хотя бы одного параметра упругости биологической ткани определяется по величине значения, полученного при предыдущем излучении мощного ультразвукового пучка волн и/или на основе величины ближайших в пространстве значений этого параметра, для которых уровень шумов меньше заранее заданного значения.
Другим объектом изобретения является устройство для ультразвукового измерения и визуализации упругости биологических тканей в реальном времени, которое содержит:
ультразвуковой преобразователь,
приемо-передатчик,
вычислитель перемещения тканей,
блок вычисления упругих свойств тканей, содержащий вычислитель упругости тканей,
блок накопления и усреднения данных,
конвертор изображений,
устройство отображения информации, где
блок вычисления упругих свойств тканей с вычислителем упругости тканей дополнительно содержит:
вычислитель скорости волнового фронта в направлении, перпендикулярном к направлению возбуждения, вход которого соединен с выходом вычислителя перемещения тканей, а первый выход с первым входом вычислителя упругости тканей,
вычислитель скорости волнового фронта вдоль направления возбуждения, вход которого соединен с выходом вычислителя перемещения тканей, а первый выход со вторым входом вычислителя упругости тканей,
вычислитель уровня шумов, первый вход которого соединен с выходом вычислителя перемещения тканей, второй и третий входы соединены с другими выходами вычислителей скорости волнового фронта, а выход ко второму входу блока накопления и усреднения,
компаратор, вход которого подсоединен к выходу вычислителя шумов, а выход к первому входу блока накопления и усреднения.
Ввод в устройство указанных дополнительных элементов и связей позволяет реализовать предложенный способ для ультразвукового измерения упругости и тем самым повысить точность и достоверность измерений, а также разрешающую способность при визуализации параметров упругости биологических тканей в реальном времени.
ОПИСАНИЕ РИСУНКОВ
t
На Рис. 1 показан ультразвуковой преобразователь, направление излучения Ох в биологическую ткань мощного ультразвукового пучка волн для возбуждения в ткани сдвиговых волн, множество направлений зондирования в плоскости (x,у), которые нумеруются индексом n и находятся на разном расстоянии у от направления возбуждения, волновой фронт максимальных сдвиговых перемещений, который распространяется со скоростью c, и величина перемещений  в заданный момент времени в трех измерительных объемах, которые расположены на смежных направлениях зондирования и имеют одинаковую координату х, то есть находятся на одинаковой глубине относительно ультразвукового преобразователя.
На Рис. 2 представлена компьютерная симуляция зависимости от времени перемещений тканей в измерительных объемах, которые находятся на одинаковой глубине относительно ультразвукового преобразователя и расположенные на смежных направлениях зондирования.
На Рис. 3 представлено взаимное расположение волнового фронта, двух направлений зондирования с измерительными объемами, расстояние  между направлениями зондирования, расстояние  между измерительными объемами, находящимися на заданном направлении зондирования, и угол α между волновым фронтом и направлениями зондирования.
На Рис. 4 показана блок-схема устройства для ультразвукового измерения и визуализации упругости биологических тканей в реальном времени.
На Рис. 5 показано черно-белое изображение ультразвукового фантома биологической ткани, цветовое кодирование при формировании изображения модуля Юнга в фантоме и отображение результатов измерений.
На Рис. 6 показано черно-белое изображение ультразвукового фантома биологической ткани, цветовое кодирование при формировании изображения уровня шумов при измерениях в фантоме и отображение результатов измерений.
ДЕТАЛЬНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
В соответствии с изобретением способ ультразвукового измерения и визуализации упругости биологических тканей в реальном времени включает в себя излучение в биологическую ткань мощного ультразвукового пучка волн 120 в заранее определенном направлении Ох для возбуждения в ткани сдвиговых волн, как это показано на Рис. 1. Задается множество направлений зондирования 140 и излучается вдоль каждого из направлений множество зондирующих ультразвуковых импульсов. Принимается множество ультразвуковых сигналов отклика биологической ткани на множество зондирующих ультразвуковых импульсов. С помощью сигналов отклика определяется перемещение тканей, обусловленное распространением сдвиговых волн, во множестве измерительных объемов 340, 350 и 360 с разной пространственной локализацией, как показано на Рис. 3. На этой основе измеряется скорость распространения волнового фронта 130 в направлении, перпендикулярном к направлению возбуждения Ох, а также скорость распространения волнового фронта вдоль направления возбуждения Ох. Определяется уровень шумов, которые имели место при измерении указанных скоростей распространения волнового фронта. Определяется скорость распространения сдвиговых волн с помощью найденных скоростей волнового фронта вдоль и перпендикулярно направлению возбуждения сдвиговой волны. На основе найденных величин скорости распространения сдвиговых волн и уровня шумов получается изображение по крайней мере одного параметра упругости биологической ткани, и изображение уровня шумов.
Блок-схема устройства для ультразвукового измерения упругих свойств биологических тканей в реальном времени, показанная на Рис. 4, содержит ультразвуковой преобразователь 410, приемо-передатчик 420, вычислитель перемещения тканей 430 и блок вычисления упругих свойств тканей 440, содержащий вычислитель упругости мягких тканей 445, вычислитель скорости распространения волнового фронта в направлении, перпендикулярном к направлению возбуждения 450, вычислитель скорости распространения волнового фронта вдоль направления возбуждения 460, вычислитель уровня шумов 455, компаратор 465, блок накопления и усреднения данных 470, конвертор изображений 480 и устройство отображения информации 490.
При реализации предложенного способа устройство работает следующим образом. Приемо-передатчик 420 генерирует импульсный сигнал, благодаря которому ультразвуковой преобразователь 410 излучает мощный импульсный пучок ультразвуковых волн, которые становятся источником сдвиговых волн в биологической ткани. На Рис. 1 показано излучение ультразвуковым преобразователем 110 мощного сфокусированного пучка ультразвуковых волн 120. Фокальная область такого пучка с центром в начале координат О является наиболее эффективным источником сдвиговых волн благодаря наибольшей силе радиационного давления. Волновой фронт возмущенной сдвиговой волны 130 всегда не есть идеально цилиндрическим, в результате чего в разных частях волнового фронта скорость распространения имеет разные направления. В других реализациях предлагаемого способа возможно использование пучков волн с произвольной геометрией ультразвукового поля и, как следствие, с произвольной геометрией волновых фронтов возмущенных сдвиговых волн. Для построения изображений в реальном времени генерируют последовательность мощных ультразвуковых пучков волн для возбуждения в тканях сдвиговых волн.
После каждого излучения мощного пучка ультразвуковых волн приемо-передатчик 420 генерирует импульсный периодический сигнал, который преобразуется в ультразвуковом преобразователе 410 в последовательность зондирующих ультразвуковых импульсов, которые излучаются в каждом из заданных направлений зондирования. Ультразвуковые сигналы отклика биологической ткани на множество зондирующих ультразвуковых импульсов принимаются ультразвуковым преобразователем 410 и преобразуются в электрические сигналы отклика, которые поступают в приемопередатчик 420, где усиливаются до величины, необходимой для дальнейшей обработки в вычислителе перемещения тканей 430.
Данные из приемо-передатчика 420 к вычислителю перемещения тканей 430 могут поступать как в виде радиочастотных, так и низкочастотных сигналов отклика. В последнем случае в приемо-передатчике 430 с использованием комплексного сигнала гетеродина осуществляется квадратурная демодуляция радиочастотных сигналов отклика, в результате чего формируются низкочастотные комплексные допплеровские I-Q сигналы отклика в виде двух квадратурных составляющих для зондирующих импульсов каждого направления зондирования. В приемо-передатчике 420 осуществляется также аналого-цифровое преобразование сигналов, в результате чего на вход вычислителя перемещения тканей 430 поступают дискретные сигналы отклика из измерительных объемов.
Описанный выше способ обработки сигналов в приемо-передатчике 420 с использованием сигналов гетеродина соответствует последующему автокорреляционному алгоритму вычисления перемещений (см. US 4473477 и US 4840028) в вычислителе перемещений 430. В общем случае вычисления в вычислителе перемещений 430 сдвиговых перемещений  в измеряемом объеме с координатой  в момент времени t может реализоваться с помощью, например, кросс-корреляционного на радиочастоте способа, который имеет также название спекл-трекинга и применяется в US 5474070 и US 7252004, а также любым из других известных способов, описанных, например, в US 9220479.
Вычисленные для различных моментов времени перемещения тканей поступают дальше в блок вычисления упругих свойств тканей 440. Эти данные о перемещениях в течение заранее определенного промежутка времени Т в измерительных объемах с разной пространственной локализацией запоминаются в вычислителе скорости распространения волнового фронта в направлении, перпендикулярном к направлению возбуждения 450, и вычислителе скорости распространения волнового фронта вдоль направления возбуждения 460. Величина промежутка времени Т определяется пространственными координатами измерительных объемов, наименьшей из возможных скоростью распространения сдвиговых волн и самой большой из возможных длительностью прохождения сдвиговой волны через измерительный объем. Эти условия обеспечивают регистрацию всех перемещений, обусловленных прохождением сдвиговой волны, во всех измерительных объемах, как это показано на Рис. 2 на примере трех измерительных объемов 150 на смежных направлениях зондирования 140.
На Рис. 2 представлена также характерная зависимость от времени величины перемещений  тканей в измерительных объемах 150, которые расположены на смежных направлениях зондирования 140 и имеют одинаковую координату х, то есть расположены на одинаковой глубине относительно ультразвукового преобразователя. Время распространения  волнового фронта 310 между двумя измерительными объемами 340 и 350, которые имеют одинаковую координату х и расположены на смежных направлениях зондирования 320 и 330, которые показаны на Рис. 3, может быть найдено в вычислителе 450 с помощью кросс-корреляционной функции:
Время распространения волнового фронта равно такой задержке во времени, при которой кросс-корреляционная функция принимает свое максимальное значение.
Величину  можно также получить путем нахождения суммы модулей разностей (SAD) величины перемещений, суммы квадратов разностей (SSD) величины перемещений, суммы кубов разностей (SCD) величины перемещений или по сумме степенных разностей (SPD) величины перемещений, которые высчисляются в соответствии с уравнениями
где р - произвольное положительное число. При вычислении времени распространения  с помощью указанных функций этой величине соответствует такое время задержки τ, при котором эти функции приобретают свое минимальное значение. В результате в вычислителе 450 определяется скорость распространения волнового фронта в направлении, перпендикулярном к направлению возбуждения:
Согласно Рис. 3, при угле α≠0 один и тот же волновой фронт 310 будет в разные моменты времени достигать измерительных объемов 340 и 360, которые расположены на n - 1-м направлении зондирования 320, но имеют разную координату х, то есть расположены на разной глубине. Нахождение времени распространения  волнового фронта между различными измерительными объемами на заданном направлении зондирования в вычислителе 460 происходит так же, как и времени  то есть с применением одной из функций С(τ), SAD(τ), SSD(τ), SCD(τ) або SPD(τ). В результате в вычислителе 460 определяется скорость волнового фронта в направлении возбуждения, которая равняется
Таким образом, для нахождения локальных скоростей распространения волнового фронта перпендикулярно и вдоль направления возбуждения достаточно информации о перемещении тканей соответственно в двух измерительных объемах на смежных направлениях зондирования и в двух смежных объемах на заданном направлении зондирования. Поэтому поперечная и продольная пространственная разрешающая способность предложенного способа равны соответственно
Безразмерная оценка уровня шумов  которые имеют место при измерении величины  осуществляется в вычислителе уровня шумов 455, к которому из вычислителя 450 поступают данные о величине  а также данные о перемещении тканей в разные моменты времени из вычислителя перемещения тканей 430. То обстоятельство, что при  функция С(τ) принимает свое максимальное значение, а функции SAD(τ), SSD(τ), SCD(τ) или SPD(τ) принимают свое минимальное значение означает, что при такой задержке времени кривые перемещений ткани в различных измерительных объемах совпадают наиболее сильно. В реальности идеального совпадения не может быть по разным физическим причинам, что ухудшает точность измерений. Во-первых, форма этих кривых искажается вследствие естественного затухания сдвиговых волн и их цилиндрической расходимостью в процессе распространения, вследствие чего уменьшается амплитуда волн в измерительных объемах, более отдаленных от источника сдвиговых волн, как это показано на Рис. 2. Во-вторых, к искажению формы кривых приводят спекл-шумы и шумы другой природы. В-третьих, форма кривой перемещений может изменяться при прохождении сдвиговой волны через неоднородности в тканях а также вследствие естественных движений самих тканей.
Таким образом, величина функций  или  объективно отражает все физические факторы и шумы, которые приводят к искажению формы кривых перемещений, ухудшают точность измерения величины  и последующего определения упругости биологических тканей. С другой стороны, абсолютная величина этих функций зависит также от начальной амплитуды возмущенных сдвиговых волн, которая заранее неизвестна. Поэтому для оценки уровня шумов в предложенном способе используются функции, нормированные на мощность кривых перемещения тканей. А именно, при вычислении величины  оценку уровня шумов можно производить в соответствии со следующими формулами:
При использовании для оценки уровня шумов функций  нормирование на мощность кривых перемещения можно заменить нормированием на кросс-корреляционную функцию  вычисление которой требует меньшего времени.
Безразмерная оценка уровня шумов  которые имеют место при измерении величины  осуществляется аналогичным образом в вычислителе уровня шумов 455, к которому из вычислителя 460 поступает величина  В этом вычислителе также выполняется оценка уровня шумов с учетом обоих величин  в соответствии с одной из формул:
Найденное значение оценки уровня шумов поступает в компаратор 465 и блок накопления и усреднения данных 470, где формируется массив данных, необходимых для построения изображения уровня шумов. В этом же блоке определяется среднее значение уровня шумов, а также минимальное и максимальное значение в выбранной области интереса. Изображение уровня шумов формируется в конвертере изображений 480 с последующим отображением в устройстве отображения информации 490.
Данные о найденных величинах скоростей  из вычислителей 450 и 460 поступают в вычислитель упругости мягких тканей 445, в котором определяется скорость сдвиговой волны. В некотором варианте воплощения изобретения линии зондирования могут быть параллельными направлению возбуждения, как это показано на Рис. 1 и Рис. 3. Как видно из Рис. 3, в этом случае по сравнению с измерительным объемом 340, который имеет координату х на направлении 320 с номером n-1, один и тот же волновой фронт достигает измеряемого объема 350 с той же координатой х на направлении 330 с номером n с задержкой во времени, равной
Аналогичным образом, время прохождения волнового фронта между измерительными объемами 340 и 360, которые находятся на направлении зондирования 320, равно
Отсюда следует, что скорость волнового фронта в направлении, которое является перпендикулярным к направлению возбуждения, и в направлении возбуждения определяются скоростью сдвиговых волн и описываются соответственно формулами
Обе представленные скорости в общем случае могут иметь любой знак в зависимости от направления распространения волн и локального значения угла α(х, у), а по абсолютной величине удовлетворяют неравенству:
В приведенном на Рис. 3 примере координаты X и у являются координатами измеряемого объема 340. Согласно этим величинам скорости волнового фронта в вычислителе 445 вычисляется абсолютная величина локальной скорости сдвиговых волн, которая не зависит от величины угла α(x, у):
Скорость сдвиговых волн связана с модулем сдвига μ уравнением
где ρ(x,y) - это локальная плотность биологической ткани. Поэтому в вычислителе 445 определяются также модуль сдвига и модуль Юнга, который для биологических тканей связан с модулем сдвига уравнением
Найденное значение по крайней мере одного параметра упругости биологической ткани, которое включает в себя одну или более из величин скорости распространения зарегистрированных сдвиговых волн, модуля сдвига и модуля Юнга, поступает в блок накопления и усреднения данных 470 для накопления массива данных, необходимого для дальнейшего формирования двухмерного изображения этого параметра в конвертере изображений 480.
th
В этот же блок с компаратора 465 поступают результаты сравнения уровня шумов, которые имели место при измерении этих параметров упругости, с заранее заданным значением δ. Если уровень шумов меньше заранее заданного значения, то определение величины по крайней мере одного параметра упругости биологической ткани проводится на основе найденной величины скорости распространения сдвиговых волн. В некотором варианте воплощения изобретения возможно весовое усреднение со значением этого параметра, которое было получено при предыдущем излучении мощного ультразвукового пучка волн. Если уровень шумов больше заранее заданного значения, то величина по крайней мере одного параметра упругости биологической ткани определяется по величине значения, полученного при предварительном излучении мощного ультразвукового пучка волн и на основе величины ближайших в пространстве значений этого параметра, для которых уровень шумов меньше заранее заданного значения. В некотором варианте воплощения изобретения величина этого параметра может определяться только на основе величины ближайших в пространстве значений этого параметра, для которых уровень шумов меньше заранее заданного значения. После формирования массива данных, необходимого для построения изображения по крайней мере одного параметра упругости биологической ткани, в блоке накопления и усреднения данных 470 определяется оценка среднего значения этого параметра, среднеквадратичного отклонения, а также минимального и максимального значений в выбранной области интереса. Изображение по крайней мере одного параметра упругости биологической ткани формируется в конвертере изображений 480 с последующим отображением в устройстве отображения информации 490.
Наконец, устройство отображения информации 490, в которое поступают данные с конвертора изображений 480, реализует индикацию результатов ультразвукового измерения по крайней мере одного параметра упругости биологической ткани в реальном времени в виде оценки среднего значения 510 этого параметра, среднеквадратичного отклонения 520, а также минимального 530 и максимального 540 значений в выбранной области интереса 550, как это показано на Рис. 5 на примере отображения результатов измерения модуля Юнга. Одновременно с этим устройство отображения информации 490 визуализирует выбранный параметр упругости биологической ткани 560. Для визуализации по крайней мере одного параметра упругости биологической ткани могут применяться как цветные, так и черно-белые изображения. В одной из реализаций способа при кодировании такого параметра упругости, как модуль Юнга, применяется красно-синяя шкала 570, в которой относительно большие значения  кодируются красным цветом, в то время как низкие значения кодируются синим цветом. Выбор диапазона значений параметра упругости биологической ткани, который кодируется, зависит преимущественно от применения устройства для исследования той или иной биологической ткани.
Для визуализации уровня шумов также могут применяться как цветные, так и черно-белые изображения. На Рис. 6 показана цветная шкала 610, при которой в изображении уровня шумов 620 большие уровни с  кодируются красным и фиолетовым цветом, а маленькие - зеленым. Диапазон значений уровня шумов δ≤1, который кодируется с помощью цвета или черно-белой шкалы, выбран в этой реализации способа в связи с тем, что при δ>1 полученные значения по крайней мере одного параметра упругости биологической ткани являются заранее недостоверными. Индикация в реальном времени среднего значения уровня шумов 630, а также минимального 640 и максимального 650 значений в выбранной области интереса происходит одновременно с отображением результатов измерения модуля Юнга. Предоставление изображения уровня шумов и индикация его величины в реальном времени повышают возможности оценки достоверности проведенных измерений в реальном времени.
ПРИМЕР
Заявленный способ и устройство для ультразвукового измерения упругости биологических тканей в реальном времени могут быть реализованы, например, с использованием программируемой логической интегральной схемы (ПЛИС) Spartan-6 XC6SLX45 фирмы XILINX, микросхем статической памяти и персонального компьютера, которые способны осуществлять все необходимые измерения и вычисления в реальном времени при наличии соответствующего программного обеспечения.
Характерное множество направлений зондирования не превышает 64, максимальное число измерительных объемов на каждом направлении зондирования не превышает 128, следовательно общее число измерительных объемов по всем направлениям зондирования не превышает 8192.
Максимальная частота повторения зондирующих импульсов не превышает 10 кГц, время распространения сдвиговых волн в биологических тканях не превышает 30 мс. Отсюда максимальное число временных отсчетов сигнала сдвиговой волны для одного измерительного объема не превышает 300. Следовательно, общее число отсчетов сигнала отклика для всех измерительных объемов не превышает 2457600.
5
9
Число операций типа умножения и сложения для реализации предложенного способа по измерению перемещения тканей и вычисления по крайней мере одного параметра упругости биологических тканей для одного измеряемого объема не превышает 10. Поэтому при частоте кадров, которая не превышает 5 кадров/с, общее число операций типа умножения и суммирования не превышает 5⋅10 операций в секунду.
9
9
ПЛИС XC6SLX45 имеет 58 модулей перемножитель-аккумулятор, способных работать с частотой 300 МГц, что позволяет выполнять до 17⋅10 операций умножения и сложения в секунду, и 27000 модулей логических схем, которые позволяют создать до 840 узлов для выполнения арифметических или логических операций с 32-х битными числами с частотой до 200 МГц, в результате чего количество операций суммарно достигает величины 168⋅10 арифметических или логических операций в секунду, которая намного больше той, которая необходима для реализации предложенного способа в реальном времени. Также ПЛИС имеет память объемом 2088 кбит.
Микросхемы статической памяти объемом в 8 Мбайт позволяют содержать данные о перемещениях тканей во всех 8192 измерительных объемов.
С учетом пиковой производительности, указанная ПЛИС позволяет реализовать в реальном времени вычислитель перемещения тканей 430, блок вычисления упругих свойств тканей 440, состоящий из вычислителя скорости распространения волнового фронта сдвиговой волны в направлении, которое является перпендикулярном к направлению возбуждения 450, вычислителя скорости распространения волнового фронта вдоль направления возбуждения 460, вычислителя уровня шумов 455 и компаратора 465.
Блок накопления и усреднения данных 470, конвертор изображений 480 и устройство отображения информации 490 могут быть реализованы на программном уровне с использованием персонального компьютера. Для передачи данных из ПЛИС в персональный компьютер возможно использование канала связи USB 2.0 с пиковой скоростью передачи данных до 480 Мбит/с, что позволяет передавать в реальном времени все данные относительно величины по крайней мере одного параметра упругости биологической ткани и уровня шумов, который имел место при их измерении.