АДАПТИВНОЕ ДИАГРАММО-ФОРМИРУЮЩЕЕ УСТРОЙСТВО ДЛЯ ПРИЕМА УЛЬТРАЗВУКОВЫХ СИГНАЛОВ

Настоящая полезная модель относится к области медицинского приборостроения, в частности, к устройствам для ультразвуковой эхолокации внутренних органов, и может быть использовано в системах медицинской диагностики.
Из существующего уровня техники известно ультразвуковое диаграммо-формирующее устройство (ДФУ) для многолучевого приема ультразвуковых сигналов, выполняющего одновременное формирование L лучей, в состав которого входят N приемных каналов сигналов, на которые поступают эхо-сигналы с N элементов датчика, каждый приемный канал сигналов электрически соединен через индивидуальный аналого-цифровой преобразователь (АЦП) с первичной оперативной памятью типа FIFO (First Input First Output), выход которого соединен с фильтром-интерполятором, выход которого соединен с L модулями оперативной памяти типа FIFO, где L - количество одновременно формируемых лучей, выход каждого модуля оперативной памяти типа FIFO подключен к первому входу сумматора каналов, на второй вход которого поступает сигнал с соседнего канала (см., напр., United States Patent 6,695,783, опубл. 24.02.2004). Устройство многолучевого приема обеспечивает необходимую частоту кадров формируемого изображения для больших глубин зондирования, поскольку из-за конечной скорости распространения ультразвука с увеличением глубины зондирования пропорционально увеличивается время набора акустической линий, составляющих каждый кадр изображения. Повышение частоты кадров ультразвукового изображения особенно актуально при исследовании движущихся тканей структур сердца на большой глубине локации.
Недостатком данного технического решения является то, что фокусировка принимаемого ультразвукового луча рассчитывается в предположении однородности тканей и постоянной скорости распространения ультразвука в них, равной 1540 м/с. В действительности, скорость распространения ультразвука в различных тканях может изменяться значительно: от 1470 м/с и до значений, превышающих 1600 м/с (Hinkelman, L.M.; Mast, Т.D., Metlay, L.A., and Waag, R.С.. The effect of abdominal morphology on ultrasonic pulse distortion. Part I. Measurements. J.Acoust. Soc. Am., Vol. 104, No. 6, December 1998, pp.3635-3649).
Вследствие того, что реальная скорость ультразвука в тканях отличается от номинального значения 1540 м/с, соответственно будут отличааться от расчетных значений и задержки прихода эхо-сигналов из области фокусировки на элементы датчика. Это явление, получившее название «фазовая аберрация» (Yue Li, Phase Aberration Correction Using Near-Field Signal Redundancy Principles. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, vol. 44, no. 2, March 1997, pp.355-371), приводит к снижению уровня основного лепестка диаграммы направленности и к появлению дополнительных ложных боковых лепестков. В результате ухудшается пространственное и контрастное разрешение, уменьшается отношение сигнал-шум.
Ухудшение качества формируемого изображения за счет аберраций может быть приемлемым в случае низкой частоты излучения и небольшом размере апертуры. Однако эффект фазовой аберрации становится все более значимым с увеличением апертуры датчика и повышении его рабочей частоты. Например, если из-за фазовых аберраций относительная временная задержка эхосигналов между элементами датчика составляет величину 40 нс, то при центральной частоте ультразвукового сигнала 2.5 МГц (длина волны сигнала λ в данном случае равна 400 нс) фазовый сдвиг будет равен 0.1λ, и его можно считать несущественным. На рабочих же частотах ультразвука 5 МГц и 10 МГц фазовый сдвиг будет равен соответственно 0.2λ и 0.4λ,. При указанных значениях фазового сдвига фазовые аберрации будут приводить к заметному ухудшению качества изображения.
Если не принимать во внимание эффект фазовой аберрации, то при когерентном суммировании сигналов приемных каналов может иметь место вместо усиления суммарного сигнала его ослабление. И попытки улучшения латерального разрешения путем повышения рабочей частоты ультразвука и увеличения размера апертуры не будут приводить к желаемому результату, поскольку с увеличением частоты и размера апертуры ультразвуковая система становится более чувствительной к вариациям скорости распространения в тканях.
Также из уровня техники известно диаграммо-формирующее устройство для приема ультразвуковых сигналов, содержащее приемно-передающий модуль, в состав которого входят приемные каналы сигналов с элементов датчика, каждый приемный канал сигналов электрически соединен через индивидуальный аналого-цифровой преобразователь с фильтром-интерполятором, а также содержащее оперативную память типа FIFO, и сумматоры (см., напр., United States Patent 7,744,532, опубл. 29.06.2010).
В данном техническом решении предложен метод адаптивной фокусировки, обеспечивающий компенсацию погрешности фокусировки из-за отклонений времени распространения ультразвука от расчетной величины. Для оценки относительной задержки сигналов, вызванной аберрацией, используется функция взаимной корреляции эхо-сигналов от соседних элементов датчика. После формирования оценки относительной задержки сигналов, вызванной аберрацией, производится коррекция задержек сигналов в приемных каналах
Однако, недостатком этого устройства являются высокие требования к производительности вычислительного устройства и объему оперативной памяти для реализации адаптивного алгоритма фокусировки ультразвукового луча в реальном масштабе времени.
Задачей, на решение которой направлено заявляемое техническое решение, является снижение аппаратных затрат для реализации адаптивной фокусировки ультразвукового луча.
Данная задача решается за счет того, что в заявленном адаптивном диаграммо-формирующем устройстве для приема ультразвуковых сигналов, включающем приемно-передающий модуль, в состав которого входят приемные каналы сигналов с элементов датчика, индивидуальные аналого-цифровые преобразователи, первичная оперативная память типа FIFO, фильтры-интерполяторы, согласно полезной модели, каждый приемный канал сигналов приемно-передающего модуля электрически соединен через индивидуальный аналого-цифровой преобразователь с первичной оперативной памятью типа FIFO, соединенной в свою очередь и с фильтром-интерполятором, соединенным с модулями вторичной оперативной памяти типа FIFO, при этом выход каждого модуля вторичной оперативной памяти типа FIFO подключен к первому входу соответствующего сумматора каналов, выход каждого сумматора каналов подключен ко входу соответствующего формирователя амплитуды сигнала, к соответствующему входу общего коммутатора и первому входу соответствующего коммутатора, а выход каждого формирователя амплитуды сигнала соединен с соответствующим входом компаратора, выход компаратора соединен с управляющим входом общего коммутатора, выход которого соединен со вторыми входами всех коммутаторов, причем выход каждого коммутатора подключен ко второму входу сумматора каналов соседнего приемного канала сигналов.
Электрическое соединение между элементами устройства может быть осуществлено посредством шин данных.
Число приемных каналов сигналов может соответствовать количеству одновременно используемых элементов ультразвукового датчика.
Техническим результатом, обеспечиваемым приведенной совокупностью признаков, является снижение аппаратных затрат для реализации адаптивной фокусировки, влияющей на качество формируемого ультразвукового изображения, за счет заявленного конструктивного выполнения всего устройства, в частности, за счет того, что на основе использования одних и тех же аппаратных средств диаграммо-формирующее устройство может выполнять многолучевой прием в режиме кардиологических исследований с целью обеспечения высокой частоты кадров при формировании изображения движущихся структур сердца и реализовывать адаптивный алгоритм компенсации фазовых аберраций при исследовании поверхностных органов или при проведении абдоминальных исследований, когда нет необходимости реализовывать многолучевой прием для обеспечения высокой частоты кадров формируемого ультразвукового изображения.
В заявляемом устройстве предлагается выполнять компенсацию фазовых аберраций на основе использовании структуры многолучевого ДФУ для одновременной задержки сигнала каждого приемного канала на L значений, равномерно распределенных в диапазоне возможных временных сдвигов эхосигнала из-за фазовых аберраций. При этом на каждом шаге формирования диаграммы направленности промежуточный результат синтеза диаграммы направленности, уже полученный путем суммирования соседних каналов, складывается со всеми L вариантами задержки сигнала нового канала. После чего в качестве нового промежуточного результата синтеза диаграммы направленности выбирается результат сложения, имеющий максимальную амплитуду.
Практическое использование структуры многолучевого диаграммо-формирующего устройства для компенсации фазовых аберраций оправдано тем, что эффект фазовой аберрации, как уже указывалось выше, проявляется в наибольшей степени при использовании датчиков с высокой рабочей частотой 7.5-12 МГц. Но поскольку при этом производится локация на небольшую глубину, то не возникает проблем с обеспечением высокой частоты кадров формируемого ультразвукового изображения и, соответственно, нет особой необходимости в многолучевом приеме. Многолучевой прием же наиболее актуален для обеспечения высокой частоты кадров при проведении кардиологических обследований, когда устанавливается большая глубина зондирования, и используется низкочастотный датчик с рабочей частотой 2-3.5 МГц. Таким образом, на основе использования одних и тех же аппаратных средств диаграммо-формирующее устройство может обеспечивать многолучевой прием в режиме кардиологических исследований для обеспечения высокой частоты формирования изображения движущихся структур сердца и реализовывать адаптивный алгоритм компенсации фазовых аберраций при исследовании поверхностных органов. Кроме того, компенсация фазовых аберраций может быть реализована в режиме абдоминальных исследований на больших глубинах зондирования, когда не предъявляются высокие требования к частоте кадров формируемого ультразвукового изображения.
Сущность заявленного устройства поясняется чертежами, не охватывающими и, тем более, не ограничивающими объем притязаний по данному решению, а лишь являющимися иллюстрирующими материалами частного случая выполнения устройства. На фиг.1 изображена блок-схема устройства.
Адаптивное диаграммо-формирующее устройство для приема ультразвуковых сигналов включает приемно-передающий модуль, в состав которого входят N приемных каналов сигналов 1/1… 1/N в соответствии с количеством одновременно используемых элементов датчика. Каждый приемный канал сигналов 1/j, j=1, 2, …, N приемно-передающего модуля электрически соединен через индивидуальный аналого-цифровой преобразователь (АЦП) 2 с первичной оперативной памятью 3 типа FIFO. Первичная оперативная память 3 типа FIFO соединена с фильтром-интерполятором 4. Фильтр-интерполятор 4 соединен с L модулями вторичной оперативной памяти типа FIFO 5/1… 5/L. Выход каждого i-го модуля вторичной оперативной памяти типа FIFO 5/i подключен к первому входу соответствующего i-го сумматоров каналов 6/i, i=0, 1, …, L. Выход каждого i-го сумматора каналов 6/i, i=0, 1, …, L, подключен к входу соответствующего i-го формирователя амплитуды сигнала 7/i, первому входу соответствующего; i-го индивидуального коммутатора 10/i и к соответствующему входу общего коммутатора 9. Выход каждого i-гo формирователя амплитуды сигнала 7/i, i=0, 1, …, L, соединен с соответствующим входом компаратора 8. Выход компаратора 8 соединен с управляющим входом общего коммутатора 9. Выход общего коммутатора 9 соединен со вторыми входами всех индивидуальных коммутаторов 10/i, i=0, 1, …, L. Выход каждого индивидуального коммутатора 10/i, i=0, 1, …, L, подключен ко второму входу сумматора каналов 6/i соседнего приемного канала сигналов l/(j-1). А число L равно количеству одновременно формируемых лучей.
Электрическое соединение между элементами устройства в предпочтительном варианте его выполнения осуществлено посредством шин данных. Число приемных каналов сигналов соответствует количеству одновременно используемых элементов ультразвукового датчика.
C
C
C
Работает устройство следующим образом. Устройство обеспечивает прием ультразвукового сигнала на основе динамической перестройки системы задержек сигнала, представленного последовательностью цифровых данных. Для обеспечения приемлемого качества формируемого ультразвукового изображения минимальный шаг изменения задержки сигнала должен не превышать величину 1/(16f), где f - рабочая частота датчика. Например, при рабочей частоте датчика f=12.5 МГц, номинальная частота дискретизации ультразвукового сигнала должна иметь значение 200 МГц. Поскольку частота АЦП 2 обычно равна 40-50 МГц, то дальнейшее повышение частоты отсчетов ультразвукового сигнала обеспечивается фильтром-интерполятором 3. При этом коэффициент интерполяции К, реализуемый фильтром-интерполятором 3, задается соотношением:
C
S
K=16f/f, (1)
C
S
где f - частота дискретизации АЦП 2. Как следует из формулы (1), при рабочей частоте датчика f, равной 12.5 МГц и частоте дискретизации ультразвукового сигнала f=50 МГц коэффициент интерполяции К составляет величину, равную 4.
S
В соответствии с блок-схемой фиг.1 в каждом приемном канале 1/j, j=1, 2, …, N сигнал после аналого-цифрового преобразователя 2, работающего с частотой f, поступает в первичную оперативную память 3 типа FIFO, где осуществляется первый этап задержки сигнала - этап грубой задержки сигнала.
S
S
S
На этапе грубой задержки сигнала первичная оперативная память 3 типа FIFO обеспечивает с точностью до интервала дискретизации АЦП 2 T=1/f компенсацию задержки сигналов между приемными каналами 1/1… 1/N. Для практических применений задержка в первичной оперативной памяти 3 типа FIFO составляет величину порядка 1024 периодов тактовой частоты работы устройства, равной частоте дискретизации ультразвукового сигнала f.
i
S
S
Последовательность отсчетов сигнала {Х} с выхода первичной оперативной памяти 3 типа FIFO поступает на вход фильтра-интерполятора 4. Фильтр-интерполятор 4 является стандартным нерекурсивным фильтром (Л.Рабинер, Б.Гоулд. Теория и применение цифровой обработки сигналов. М: Мир, 1978, стр.93). С помощью первичного фильтра-интерполятора 4 выполняется интерполяция сигнала с коэффициентом интерполяции К, задаваемой формулой (1). В результате фильтрации на выходе фильтра-интерполятора 4 дополнительно формируются отсчеты сигнала с дробными задержками m/(K·f), где m=1, 2, …, (K-1). При этом частота следования отсчетов на выходе фильтра-интерполятора 4 повышается в K раз и составляет величину К·f.
S
С помощью вторичной оперативной памяти типа FIFO 5/i, i=1, 2, …, L, осуществляется второй этап задержки сигнала - этап тонкой задержки сигнала, уникальной для каждого из L одновременно формируемых лучей. Для практических применений задержка во вторичной оперативной памяти типа FIFO 5/i, i=1, 2, …, L составляет величину порядка 64-х периодов частоты дискретизации ультразвукового сигнала f.
С помощью сумматоров каналов 6/i, i=1, 2, …, L, производится объединение сигналов от различных элементов датчика, поступающих в приемные каналы 1, 2, …, N.
В режиме многолучевого приема для формирования каждого луча используется отдельная группа сумматоров каналов таким образом, что данные с выхода i-того сумматора 6/i, i=1, 2, …, L, каждого j-го канала, j=1, 2, …, N-1, поступают на вход i-того сумматора 6/i, i=1, 2, …, L, j+1-гo канала. При этом на выход индивидуального коммутатора 10/i, i=1, 2, …, L, поступает сигнал с соответствующего сумматора 6/i, i=1, 2, …, L. Результирующий сигнал, соответствующий i-му лучу, i=1, 2, …, L, формируется на выходе i-го сумматора N-го канала.
В режиме компенсации фазовых аберраций модули вторичной оперативной памяти типа FIFO 5/1… 5/L каждого j-го канала формируют задержки эхо-сигнала, равномерно распределенные во всем диапазоне задержек сигнала, обусловленных фазовыми аберрациями. После чего производится с помощью сумматоров каналов 6/i, i=0, 1, …, L суммирование выходных сигналов модулей вторичной оперативной памяти типа FIFO 5/1… 5/L, поступающих на первые входы соответствующих сумматоров каналов 6/1… 6/L, с результатом суммирования каналов 1, …, j-1, поступающего одновременно на вторые входы сумматоров каналов 6/1… 6/L.
Формирователи амплитуды сигнала 7/1… 7/L вычисляют амплитуду сигналов, поступающих с выходов сумматоров каналов 6/1… 6/L, путем выполнения двух операций: формирования модуля сигнала и операции скользящего среднего. Операция скользящего среднего представляет собой суммирование определенного количества соседних отсчетов сигнала. При этом количество суммируемых отсчетов выбирается исходя из наиболее вероятного размера спекла в формируемом ультразвуковом изображении и в практических применениях может составлять величину порядка 10.
Сформированные значения результатов суммирования эхо-сигнала j-го канала с суммарным сигналом каналов 1, …, j-1, при различной относительной задержке между ними поступает на компаратор 8, который определяет сигнал, имеющий максимальную амплитуду, и формирует соответствующий сигнал на управляющий вход коммутатора 9. Общий коммутатор 9 пропускает на свой выход результат когерентного суммирования задержанного эхо-сигнала j-го канала с суммарным сигналом каналов 1, …, j-1, имеющий максимальную амплитуду.
Индивидуальные коммутаторы 10/1… 10/L используются для переключения режимов многолучевого приема и компенсации фазовых аберраций. В режиме многолучевого приема на входы индивидуальных коммутаторов 10/1… 10/L поступают сигналы с соответствующих сумматоров каналов 6/1… 6/L, а в режиме компенсации фазовых аберраций - результат когерентного суммирования каналов 1, …, j с общего коммутатора 9.
Результирующий приемный луч при реализации режима компенсации фазовых аберраций формируется на одном из выходов приемного канала сигналов 1/N.
Применение в системах медицинской диагностики адаптивного диаграммо-формирующего устройства для приема ультразвуковых сигналов позволит создавать ультразвуковые аппараты для визуализации состояния внутренних органов человека, выполняющие точные диагностические исследования с получением изображений, обладающих высоким диагностическим качеством, за счет достигаемого в настоящем техническом решении результата, заключающегося в улучшении пространственного и контрастного разрешения ультразвукового изображения. При этом важным преимуществом устройства по сравнению с устройствами-аналогами является то, что оно может быть внедрено в существующие ультразвуковые системы без существенной доработки аппаратуры.