СПОСОБ ИСПРАВЛЕНИЯ ФАЗОВЫХ ИСКАЖЕНИЙ В СИГНАЛАХ ПРИ ТРАНСКРАНИАЛЬНОЙ УЛЬТРАЗВУКОВОЙ ВИЗУАЛИЗАЦИИ
METHOD OF CORRECTING PHASE DISTORTIONS IN SIGNALS DURING TRANSCRANIAL ULTRASONIC IMAGING

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.
Из уровня техники известен способ [1], согласно которому гидрофон вводится в область интереса и служит точечным источником акустических сигналов. Гидрофон излучает сигналы, которые проходят через аберратор и принимаются фазированной решеткой, сохраняются в памяти и излучаются в обратной последовательности, при этом излученные сигналы приходят в точку расположения гидрофона одновременно, т.е. фазовые аберрации оказываются скомпенсированными.
К недостаткам этого способа относятся:
- необходимость вводить гидрофон с помощью катетера в область интереса через достаточно крупные сосуды;
- необходимость перемещать гидрофон при смене фокальной позиции;
- ограниченность области коррекции, т.к. изображение может быть улучшено лишь вблизи достаточно крупных сосудов.
В другом известном способе [2] помимо диагностической фазированной решетки используется терапевтический ультразвуковой преобразователь, который создает сфокусированное поле на низкой частоте, в точке фокуса возникает кавитация, порождающая пузырьки, служащие точечными отражателями. Как и в предыдущем способе, сигналы проходят через аберратор и принимаются фазированной решеткой, сохраняются в памяти и излучаются в обратной последовательности, при этом излученные сигналы приходят в область расположения пузырьков, т.е. фазовые аберрации оказываются скомпенсированными.
К недостаткам этого способа относятся:
- необходимость использования дополнительного ультразвукового преобразователя в виде терапевтического датчика;
- возникновение кавитации, что в медицинской диагностике часто неоправданно.
Известен способ [3], в котором фазовые искажения рассчитываются по компьютерной томограмме головы методом математического моделирования. При этом по томограмме измеряется профиль, толщина кости и рентгеновская плотность, а скорость звука ставится в соответствие единицам Хаунсфилда. По полученным задержкам оцениваются фазовые искажения, претерпеваемые ультразвуковыми сигналами при прохождении через кости черепа.
Недостатком этого способа является необходимость в предварительном получении компьютерной томограммы, так как, во-первых, известно, что рентгеновское воздействие, на котором основана компьютерная томография, может причинить вред здоровью, во-вторых, факт проведения компьютерной томографии усложняет процедуру коррекции аберраций, в-третьих, компьютерные томографы есть далеко не в каждой клинике.
В другом способе [4] градиенты магнитно-резонансной томографии, чувствительные к движению, используются для регистрации смещения тканей, вызванного акустической радиационной силой импульса, излученного фазированной решеткой ультразвукового прибора. Измеряется величина смещения тканей, зарегистрированного томографом. Затем в сигналы, излучаемые ультразвуковым преобразователем, вводятся дополнительные задержки и измерение повторяется. Процесс повторяется многократно. Те дополнительные задержки, при которых амплитуда смещения тканей оказалась наибольшей, и являются необходимыми для коррекции аберраций.
К недостаткам этого способа относятся:
- необходимость использовать магнитно-резонансный томограф. Это недостаток, так как, во-первых, проведения магнитно-резонансной томографии усложняет техническую реализацию способа коррекции аберраций, в-третьих, магнитно-резонансные томографы есть далеко не в каждой клинике;
- многократное облучение пациента магнитно-резонансным томографом и ультразвуковым прибором. Это делает процесс коррекции аберраций очень долгим.
Данный способ принят в качестве ближайшего аналога заявленного способа.
Технический результат заявляемого изобретения состоит в:
- ускорении процедуры обследования;
- обеспечении удобства ее проведения за счет более простой технической реализации.
Основа процесса получения данных описана в прототипе и заключается в том, что ультразвуковой преобразователь прикладывают к одному из окон прозрачности черепа пациента, для улучшения контакта промежуточное пространство заполняют ультразвуковым гелем. Затем ультразвуковой преобразователь в режиме синтезированной апертуры излучает и принимает сигналы, сигналы проходят предварительную обработку в тракте ультразвукового прибора.
Традиционная схема сканирования с использованием синтезированной апертуры состоит в выполнении следующих шагов:
- Выбирают угол направления и формируют луч передатчика в этом направлении;
- Формируют луч приемника в направлении, совпадающем с направлением луча передатчика;
- Повторяют предыдущие шаги для углов в диапазоне, соответствующем области интереса.
Существенным отличительным признаком заявляемого технического решения от ближайшего аналога является применение особой диагностической схемы сканирования, которая состоит в выполнении следующих шагов:
- Выбирают угол направления, для которого будет осуществляться коррекция;
- При формировании луча на передачу луч фиксируют на заданном угле;
- При формировании луча на прием выбирают любое направление в области интереса, не обязательно совпадающее с углом передатчика;
- Повторяют предыдущий шаг, меняя направление формирования луча на прием, и таким образом сканируют всю область зондирования.
Если аберрации отсутствуют, то при такой схеме сканирования будет получено изображение, в котором наиболее яркая область соответствует выбранному углу коррекции.
Наличие аберраций приведет к расширению этой области, т.к. аберрации расширяют луч как передатчика, так и приемника. Для решения поставленной технической задачи выбирают фокусирующие задержки, при которых яркая область по направлению угла коррекции имеет наименьшую ширину.
На Фиг. 1(a) представлен пример изображения тканеэквивалентного фантома без аберраций в режиме предлагаемой в изобретении диагностической схемы сканирования; (б) то же изображение в декартовой системе координат; (в) одна из центральных (300-ая) линий сканирования, по оси абсцисс отложена величина угла сканирования в градусах, по оси ординат - интенсивность сигнала.
На Фиг. 2(a) представлен пример изображения тканеэквивалентного фантома без аберраций при традиционной схеме сканирования; (б) то же изображение в декартовой системе координат; (в) одна из центральных (300-ая) линий сканирования, по оси абсцисс отложена величина угла сканирования в градусах, по оси ординат - интенсивность сигнала.
На Фиг. 3(a) - пример изображения тканеэквивалентного фантома с искусственным аберратором в режиме предлагаемой в изобретении диагностической схемы сканирования; (б) то же изображение в декартовой системе координат; (в) одна из центральных (300-ая) линий сканирования, по оси абсцисс отложена величина угла сканирования в градусах, по оси ординат - интенсивность сигнала.
На Фиг. 4(a) - пример изображения тканеэквивалентного фантома с аберрацией в диагностическом режиме сканирования после корректировки аберраций вдоль центрального луча; (б) то же изображение в декартовой системе координат; (в) одна из центральных (300-ая) линий сканирования, по оси абсцисс отложена величина угла сканирования в градусах, по оси ординат - интенсивность сигнала.
На Фиг. 5(a) - пример изображения тканеэквивалентного фантома с аберрацией при традиционной схеме сканирования без применения коррекции в полярной системе координат; (б) то же изображение в декартовой системе координат; (в) одна из центральных (300-ая) линий сканирования, по оси абсцисс отложена величина угла сканирования в градусах, по оси ординат - интенсивность сигнала.
На Фиг. 6(a) - пример изображения тканеэквивалентного фантома с аберрацией при традиционной схеме сканирования с применением коррекции; (б) то же изображение в декартовой системе координат; (в) одна из центральных (300-ая) линий сканирования, по оси абсцисс отложена величина угла сканирования в градусах, по оси ординат - интенсивность сигнала.
На Фиг. 7 - иллюстрация зависимости величины фазовой аберрации от номера элемента.
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; выбирают интервал по глубине, для которого надо провести коррекцию; рассчитывают задержки прихода сигнала от каждой точки исследуемой области с учетом сферического фронта.
ϕ
ϕ
ϕ
ϕ
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 пикселей, где М - это число лучей, а N - это число отсчетов по глубине. Такое изображение представлено на Фиг. 1(б). Оно отличается от обычного ультразвукового изображения, пример которого для того же набора данных представлен на Фиг. 2, так как было получена при использовании предлагаемой диагностической схемы сканирования, тогда как обычное изображение получается при традиционной схеме. Затем из полученного изображения извлекают строку пикселей, состоящую из М чисел. График яркости вдоль такой строки пикселей дан на Фиг. 1(в). Строку пикселей сохраняют в память, затем 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 полученная дискретная функция будет иметь выраженный максимум при угле, соответствующем заранее выбранному углу зондирования, как представлено на Фиг. 1(в). Полученную дискретную функцию аппроксимируют функцией Гаусса  где % соответствует выбранному углу коррекции, a δ - ширине центрального пика; рассчитывают и записывают в память величину δ. Формируют набор оценок фазовых искажений, число элементов которого равно числу элементов апертуры, представляющий собой полином второго порядка с заданной амплитудой. Если аберраций нет или они достаточно малы, то величина δ будет близка к теоретическому минимуму этой величины, зависящему от частоты и размера апертуры. Если присутствуют значительные аберрации, δ будет существенно выше. Пример с такими аберрациями дан на Фиг. 3.
Сформированный набор оценок фазовых искажений 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 наилучшим. Если оно меньше наилучшего, то его признают наилучшим и сформированный набор оценок фазовых искажений признают наилучшей оценкой.
Повторяют действия предыдущего абзаца для различных значений амплитуды и порядка полинома, являющегося набор оценок фазовых искажений. Наилучшую оценку, являющуюся набор оценок фазовых искажений, используют для исправления фазовых искажений для выбранного угла и области по глубине. Пример наилучшей оценки фазовых искажений, полученной для данных, представленных на Фиг. 3-6, дан на Фиг. 7. Применение наилучшей оценки фазовых искажений позволило сузить луч. Это видно, если сравнить Фиг. 3 и 4, полученные для фиксированного угла зондирования при фокусировке на передачу, или Фиг. 5 и 6, полученные при полностью динамической фокусировке. На Фиг. 3(a) дано изображение до коррекции, на Фиг. 4(a) - скорректированное изображение, заметно сужение луча. На Фиг. 5(a) видно, что изображение расфокусировано, на Фиг. 6(a) объекты, расположенные ближе к центральному лучу, удалось сфокусировать предложенным способом.
Использование предлагаемого способа позволит повысить качество медицинской диагностики сосудов и тканей в тех случаях, когда исследуемая область является частью головного мозга, защищенного костями черепа.
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.
Примерами использования могут служить диагностика заболеваний сосудов головного мозга и опухолевых образований.
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. Hynynen Л, Jolesz F.A. Demonstration of potential noninvasive ultrasound brain therapy through an intact skull. Ultrasound Med Biol 1998, №24. C: 275-283.
2. Pernot M, Montaldo G, Tanter M, Fink M. 'Ultrasonic stars' for time-reversal focusing using induced cavitation bubbles. Appl Phys Lett 2006, №88. C: 034102-3.
3. Clement G, Hynynen K. A non-invasive method for focusing ultrasound through the human skull. Phys Med Biol 2002, №47. C: 1219-1236.
4. McDannold N, Maier SE. Magnetic resonance acoustic radiation force imaging. Med Phys 2008, №35. C: 3748-3758.