АДАПТИВНОЕ ДИАГРАММО-ФОРМИРУЮЩЕЕ УСТРОЙСТВО ДЛЯ ПОЛУЧЕНИЯ УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ИЗОБРАЖЕНИЙ

Настоящее техническое решение относится к области медицинского приборостроения, в частности к устройствам для ультразвуковой эхолокации внутренних органов, и может быть использована в системах медицинской диагностики.
Из существующего уровня техники известно ультразвуковое диаграммо-формирующее устройство (ДФУ), в состав которого входят: многоканальный передатчик, формирователь луча, коммутатор каналов, многоканальный приемник, многоэлементный ультразвуковой датчик, причем элементы датчика подключены к выходам коммутатора каналов, на входы которого поступают сигналы с первой группы выходов формирователя луча, входы которого подключены к выходам многокнального передатчика, а вторая группа выходов - к многоканальному приемнику (см., напр., Ультразвуковые диагностические приборы: Практическое руководство для пользователей; Осипов, Л.В.; Изд-во: М.: Видар-М, 1999 г., рис. 7). При этом ДФУ выполняет три основные функции:
- коммутацию групп элементов многоэлементного датчика при выполнении ультразвукового сканирования;
- направленное излучение ультразвукового (УЗ) сигнала в биологические ткани;
- направленный прием УЗ эхо-сигналов, отражающихся от границ биологических тканей;
Именно на основе направленного излучения и приема ультразвуковых волн (фокусировки УЗ луча) регистрируются эхо-сигналы, одновременно поступающие только из узкой области вдоль направления зондирования, и реализуется высокое пространственное разрешение.
Физический смысл фокусировки состоит в том, чтобы обеспечить одновременный приход ультразвуковых сигналов от отдельных элементов в заданную точку (фокус). В ДФУ производится расчет задержек, обусловленных разными путями распространения ультразвукового сигнала от разных участков апертуры, в соответствии с законами геометрической оптики. Далее при формировании направленного излучения в зону интереса выполняется формирование сигналов возбуждения активных элементов датчика в разные моменты времени с учетом рассчитанных задержек сигнала. Соответственно, при приеме эхо-сигнала производится поканальная задержка эхо-сигналов (сигналов от разных элементов датчика) согласно расчетным значениям. Причем поканальные задержки эхо-сигналов изменяются непосредственно в процессе приема, обеспечивая тем самым режим динамической фокусировки на прием.
Недостатком данного технического решения является то, что фокусировка ультразвукового луча, как на излучение, так и на прием 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 до 1600 м/с в мягких тканях, и более чем 3700 м/с в костных тканях (Ультразвук в медицине: физические основы применения: пер. с англ. / ред. К. Хилл, Дж. Бэмбер, Г. тер Хаар. - Изд. 2-е, перераб. и доп. - М.: ФИЗМАТЛИТ, 2008, рис. 5.3).
Вследствие того, что реальная скорость ультразвука в тканях отличается от номинального значения 1540 м/с, соответственно будут отличаться 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.
Также из уровня техники известно диаграммо-формирующее устройство для получения ультразвуковых изображений, включающее многоэлементный ультразвуковой датчик, блок формирования импульсов возбуждения, аналоговый приемник и множество приемных каналов (см., напр., US 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. Кроме того, к недостаткам кросс-корреляционного метода измерения аберраций можно отнести также недостаточную точность нахождения максимума функции кросс-корреляции даже при использовании интерполяционных фильтров высокого порядка.
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 получения ультразвуковых изображений, включающем многоэлементный ультразвуковой датчик, блок формирования импульсов возбуждения, аналоговый приемник и множество приемных каналов, согласно полезной модели, что многоэлементный ультразвуковой датчик, подключен к выходу коммутатора, соединенного с блоком формирования импульсов и аналоговым приемником, который подключен своими выходами к соответствующему входу одного из приемных каналов, каждый из которых содержит цифровую линию задержки, в состав которой входят последовательно соединенные буферное запоминающее устройство и фильтр-интерполятор, соединенный с умножителем, при чем центральный приемный канал содержит формирователь фазового сдвига, а каждый из остальных приемных каналов содержит формирователь фазового сдвига, включающий квадратурный демодулятор, в состав которого входят умножители выходы которых соединены с входами фильтров низких частот, выходы которых подключены к входам вычислителя аргумента, и фазовый корректор задержки, содержащий последовательно соединенные вычитатель, формирователь временной задержки и сумматор, при этом устройство содержит общие для всех приемных каналов генератор опорной частоты, генератор задержек сигнала и сумматор.
Блок 3 формирования импульсов возбуждения представляет собой формирователь импульсов возбуждения с соединенными с ним множеством палсеров.
Аналоговый приемник представляет собой массив аналоговых фронт-эндов, каждый из которых содержит последовательно соединенные малошумящий усилитель, усилитель с изменяющимся по времени коэффициентом усиления, аналого-цифровой преобразователь и модуль интерфейса низковольтной дифференциальной передачи сигналов.
Техническим результатом, обеспечиваемым приведенной совокупностью признаков, является снижение аппаратных затрат для реализации адаптивной фокусировки, влияющей на качество формируемого ультразвукового изображения за счет реализации заявляемым устройством простого, эффективного в вычислительном отношении метода фазовой коррекции. В результате становится возможным построение малогабаритного адаптивного ДФУ и портативного ультразвукового сканера на его основе с возможностью компенсации фазовых аберраций.
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 которых изображены:
на фиг. 1 - блок-схема устройства, на фиг. 2 - блок-схема формирователя фазового сдвига, на фиг. 3 - блок-схема фазового корректора задержки сигнала, на фиг. 4 - пример юстировки точечного источника для оценки фазовых сдвигов, обусловленных аберрациями.
Адаптивное диаграммо-формирующее устройство для получения ультразвуковых изображений (см. фиг. 1) включает многоэлементный ультразвуковой (УЗ) датчик 1, содержащий Р элементов, подключенный к выходу коммутатора 2 элементов многоэлементного ультразвукового датчика 1, соединенного с блоком 3 формирования импульсов. К коммутатору 2 поканально подключен аналоговый приемник 4, который в свою очередь подключен своими выходами к соответствующему входу одного из приемных каналов 5 с номерами (1), … , (N). Каждый приемный канал содержит цифровую линию 6 задержки, в состав которой входят последовательно соединенные буферное запоминающее устройство (БЗУ) 7 и фильтр-интерполятор 8, соединенный с умножителем 9. Центральный приемный канал 5 с номером N/2 содержит формирователь 10 фазового сдвига, а каждый из остальных приемных каналов 5 с номерами (1), … , (N/2-1), (N/2+1), … , (N) содержит формирователь 10 фазового сдвига и фазовый корректор 11 задержки сигнала.
Формирователь 10 фазового сдвига (см. фиг. 2) содержит квадратурный демодулятор 12, в состав которого входят умножители 13,14 выходы которых соединены с входами фильтров низких частот (ФНЧ) 15, 16, выходы которых подключены к входам вычислителя 17 аргумента.
Фазовый корректор 11 задержки сигнала (см. фиг. 3) содержит последовательно соединенные вычитатель 18, формирователь 19 временной задержки сигнала и сумматор 20.
Устройство содержит общие для всех приемных каналов 5 генератор 21 опорной частоты, генератор 22 задержек сигнала и сумматор 23.
В предпочтительном варианте выполнения устройства блок 3 формирования импульсов возбуждения представляет собой формирователь 24 импульсов возбуждения с соединенными с ним множеством палсеров 25. Входы N палсеров 25 с номерами (1), … , (N), подключены к выходам формирователя 24 импульсов возбуждения.
Аналоговый приемник 4 представляет собой массив аналоговых фронт-эндов 26 с номерами (1), … , (N), каждый из которых содержит последовательно соединенные малошумящий усилитель 27, усилитель 28 с изменяющимся по времени коэффициентом усиления, аналого-цифровой преобразователь 29 и модуль 30 интерфейса LVDS - Low Voltage Differential Signaling (интерфейс низковольтной дифференциальной передачи сигналов). Аналоговый приемник 4 соединен с приемными каналами 5 выходами фронт-эндов 26 с номерами (1), … , (N), которые подключены к соответствующим входам N приемных каналов 5 с номерами (1), … , (N).
Работает устройство следующим образом.
В основу работы устройства заложен принцип ультразвуковой эхолокации. В однородной среде УЗ волны распространяются прямолинейно и с постоянной скоростью. На границе сред с неодинаковой акустической плотностью часть энергии излучаемого УЗ сигнала отражается, а часть преломляется, продолжая прямолинейное распространение. Чем выше градиент перепада акустической плотности пограничных сред, тем большая часть УЗ колебаний отражается. Принятые эхо-сигналы являются основой для получения УЗ изображения.
Многоэлементный УЗ датчик 1 содержит Р пьезоэлектрических элементов, где величина Р в практических случаях обычно варьируется от 64 до 194 элементов. Блок 3 формирования импульсов возбуждения формирует зондирующие ультразвуковые сигналы, которые поступают на многоэлементный УЗ датчик 1. Многоэлементный УЗ датчик 1 выполняет функции передатчика механических колебаний в ткани при излучении зондирующего сигнала, и, соответственно, приемника эхо-сигналов от границ тканей и кровотока в сосудах. Эхо-сигналы, регистрируемые активными элементами многоэлементного УЗ датчика 1, через коммутатор 2 поступают в аналоговый приемник 4. За счет выполняемой в процессе работы устройства коммутации групп элементов многоэлементного УЗ датчика 1, выполняемой коммутатором 2 (выбор активных N элементов), реализуется перемещение ультразвукового луча в плоскости зондирования, и в результате формируется двумерное УЗ изображение, обновляющееся в реальном масштабе времени.
В аналоговом приемнике 4 выполняется предварительная фильтрация и усиление эхо-сигнала, а также аналого-цифровое преобразование сигнала. Последовательность цифровых отсчетов эхо-сигнала передается на цифровую линию 11 задержки каждого приемного канала 10 с номерами (1), … (N).
Цифровая линия 6 задержки реализует задержку эхо-сигнала на заданную величину в соответствии с формируемым фокусом на прием. Цифровая линия 6 задержки состоит из буферного запоминающего устройства 7, выполняющего грубую задержку эхо-сигнала с точностью до 20 не и фильтра-интерполятора 8, который реализует тонкую задержку эхо-сигнала с точностью до 5 не. Грубая задержка эхо-сигнала обеспечивается путем задержки в буферном запоминающем устройстве 7 адреса считывания относительно адреса записи на величину, пропорциональную требуемому количеству отсчетов. Тонкая (дробная) задержка сигнала производится с точностью до  такта работы аналогового приемника с помощью фильтра-интерполятора 8. Для обеспечения высокой пропускной способности приемного тракта фильтр-интерполятор 8 представляет собой набор из четырех параллельных фазосдвигающих фильтров, каждый из которых выполняет дробную задержку сигнала на определенную величину, а коммутатор выходов (на чертежах условно не показано) осуществляет выбор одного из этих фильтров. Тонкая задержка в процессе приема эхо-сигнала выполняется при этом путем выбора номера фазосдвигающиего фильтра.
Канальное ослабление сигнала, реализуемое с помощью умножителя 9, используется для аподизации ультразвукового луча. Значение коэффициента, на который производится умножение данных, определяется видом требуемого амплитудного распределения приемной апертуры.
Для реализации динамической фокусировки на прием, задержки рассчитываются в реальном времени генератором 22 задержек сигнала с помощью входящего в его состав CORDIC-процессора, формирующего разность между расстоянием от данного элемента до точки фокуса и расстоянием до точки фокуса (длиной вектора луча). Метод CORDIC (Coordinate Rotation Digital Computer) - метод итерационного поворота вектора (ИПВ) относится классу алгоритмов «цифра за цифрой», у которых вычисление любой элементарной функции основано на итерационном вращении вектора. Алгоритм ИПВ эффективен для реализации вычислений в программируемой логической интегральной схеме (ПЛИС), так как не требует больших объемов оперативной и постоянной памяти. А именно оперативная и постоянная память являются наиболее дорогостоящими ресурсами ПЛИС.
В соответствии с алгоритмом ИПВ на каждой i-той итерации угол поворота имеет значение, равное:
а новые координаты и угловое положение вектора задаются рекуррентными формулами:
где  принимает значение +1 или -1, в зависимости от направления вращения вектора.
Возможны два варианта направления вращения вектора. Первый вариант, называемый VECTORING, соответствует случаю, когда известны координаты исходного вектора (X,Y), а в процессе вычислений определяются модуль и аргумент вектора (R, ϕ). При втором варианте, называемом ROTATION, изначально известны координаты исходного вектора (X,Y) и необходимый угол поворота ϕ, а в процессе вычислений определяются новые координаты вектора (X', Y'). В устройстве направление вращения VECTORING используется для реализации умножения сигнала на комплексную экспоненту, а направление вращения ROTATION - соответственно, для формирования аргумента (фазы) эхо-сигнала в каждом n-м приемном канале 5, и формирования длины вектора, выполняемого CORDIC-процессором в генераторе 22 задержек сигнала.
Поскольку дискретность данных, поступающих с частотой аналогового приемника 4, не достаточна для точности установки задержек, и в состав каждой цифровой линии 6 задержки дополнительно входит фильтр-интерполятор 8, повышающий точность установки задержки в 4 раза, то, соответственно, формирование задержек сигнала генератором 22 задержек сигнала производится с учетверенной точностью, т.е. с точностью 5 не. При этом два младших двоичных разряда выходного значения, формируемого генератором 22 задержек сигнала, управляют выбором номера фазосдвигающего фильтра в фильтре-интерполяторе 8.
Сфокусированный эхо-сигнал формируется на выходе сумматора 23 после выполнения суммирования сигналов всех N приемных каналов 5.
Задачей алгоритма компенсаций фазовых аберраций является обеспечение синфазного сложения сигналов всех приемных каналов 5 в сумматоре 23 в условиях неоднородности тканей для распространения ультразвука. В соответствии с разработанным алгоритмом компенсация фазовых аберраций в каждом приемном канале 5 выполняется путем измерения разбросов фазы УЗ сигнала (фазовой ошибки) относительно эталонного значения и последующим ее устранением с помощью фазовых корректоров 11 задержки сигнала.
Для выделения фазовой ошибки, обусловленной фазовыми аберрациями эхо-сигнал каждого n-го приемного канала 5 после операций предварительной фильтрации, усиления и преобразования в цифровую форму, выполняемых в аналоговом приемнике 4, поступает на формирователь 14 фазового сдвига.
Метод фазовой коррекции осуществляется следующим образом. В формирователе 10 фазового сдвига формируются синфазная I и квадратурная Q составляющие принимаемого эхо-сигнала с помощью квадратурного демодулятора 12 (см. фиг. 2). В квадратурном демодуляторе 12 эхо-сигнал умножается с помощью умножителей 13, 14 на тригонометрические функции, поступающие от генератора 21 опорной частоты:
C
где F - значение опорной частоты, которое соответствует центральной частоте спектра эхо-сигнала.
Далее производится подавление высокочастотных составляющих вне полосы полезного сигнала с помощью фильтров низких частот 15, 16. С целью получения стабильных, статистически устойчивых фазовых характеристик сигнала фильтров низких частот 15, 16 выделяют узкий участок спектра в области центральной частоты эхо-сигнала и могут быть реализованы в виде фильтра скользящего среднего. Существенным преимуществом данного фильтра по сравнению со стандартным ФНЧ является то, что его реализация связана с простым суммированием фрагмента последовательности отсчетов. Соответственно, не требуется выполнять трудоемкие операции умножения отсчетов сигнала на коэффициенты фильтра (все коэффициенты фильтра равны единице).
C
Измерение разности фаз производится на центральной частоте спектра эхо-сигнала. Поскольку из-за особенностей затухания ультразвука в тканях с увеличением глубины приема происходит смещение спектра эхо-сигнала в область низких частот, то для компенсации смещения спектра сигнала по глубине зондирования генератор 21 опорной частоты изменяет значение частоты F в процессе приема эхо-сигналов с разной глубины.
После низкочастотной фильтрации вычислителем 17 аргумента производится вычисление фазы сигнала. Для эффективной реализации данного вычисления используется метод CORDIC. Далее эхо-сигнал подается на адаптивный фазовый корректор 11 задержки сигнала, который выполняет компенсацию фазовых аберраций путем выравнивания задержек во всех приемных каналах относительно центрального приемного канала 5 под номером N/2.
Корректирующая задержка для любого n-го приемного канала 5, где n=1, … , N/2-1, N/2+1. … . N, а N - количество приемных каналов 5, используемых для формирования диаграммы направленности на заданной глубине зондирования, определяется на основе вычисления разности фаз между сигналом n-го приемного канала 5 и сигналом центрального приемного канала 5 с номером N/2 вычитателем 18, входящим в состав фазового корректора 11 задержки сигнала (см. фиг 3):
C
C
Очевидно, что при этом для центрального приемного канала 5 под номером N/2 корректирующая задержка всегда равна нулю. Поэтому в центральном приемном канале 5 под номером N/2 отсутствует фазовый корректор 11 задержки сигнала (см. фиг. 1). Максимальная возможная величина задержки, компенсирующей фазовые аберрации  на любой глубине равна полпериода частоты генератора 21 опорной частоты, т.е. ±1/2F. Так для значения опорной частоты F = 3.5 МГц  Этой величины вполне достаточно, поскольку как показывают многочисленные эксперименты, разброс задержек из-за фазовых аберраций в тканях составляет в пределах от единиц и до нескольких десятков нс.
n
Формирователь 19 временной задержки сигнала переводит значение разности фаз Ф в значение временного сдвига  путем вычисления по формуле:
или путем табличного преобразования.
Сумматор 20 формирует текущее значение задержки эхо-сигнала в приемном тракте с учетом фазового разброса из-за аберраций путем сложения теоретически рассчитанного значения задержки  формируемого генератором 22 задержек сигнала, и сформированного формирователем 19 временной задержки сигнала корректирующего значения  Значение задержки с выхода сумматора 20 поступает на цифровую линию 6 задержки.
0
0
В предпочтительном варианте выполнения устройства формирование зондирующих ультразвуковых сигналов в блоке 3 формирования импульсов возбуждения происходит следующим образом. Для формирования зондирующих ультразвуковых сигналов используются входящие в состав блока 3 формирования импульсов возбуждения палсеры 25 под номерами (1), … , (N), которые возбуждаются последовательностью положительных и отрицательных импульсов разной длительности (метод ШИМ - широтно-импульсной модуляции), поступающих от формирователя 24 импульсов возбуждения. Путем изменения длительности импульсов возбуждения формируется необходимая амплитуда сигнала возбуждения многоэлементного УЗ датчика 1. Изменение амплитуды возбуждения необходимо для выполнения аподизации на излучение. При реализации колоколообразной функции аподизации излучаемой апертуры длительность импульсов постепенно увеличивается от некоторой минимальной величины на краях апертуры до максимальной величины в центре апертуры. Расстояние между импульсами составляет величину, равную 1/2F, где F - основная частота излучения.
Фокусировка на передачу статическая. Положение фокуса на излучение по глубине зондирования управляется оператором. При этом задержки импульсов возбуждения многоэлементного УЗ датчика 1, необходимые для создания фокуса на определенной глубине зондирования, рассчитываются для каждого выбранного положения фокуса. Далее в соответствии с установленными задержками в формирователе 24 импульсов возбуждения производится возбуждение элементов многоэлементного УЗ датчика 1 в разные моменты времени. При смене положения фокуса на излучение производится перерасчет задержек.
Аналоговый приемник 4 работает следующим образом. Эхо-сигналы, регистрируемые активными элементами многоэлементного УЗ датчика 1, через коммутатор 2 поступают в аналоговый приемник 4 на входы соответствующих аналоговых фронт-эндов 26 с номерами (1), … , (N), входящие в состав аналогового приемника 4. В каждом аналоговом фронт-энде 26 выполняется предварительная фильтрация и усиление эхо-сигнала с помощью малошумящего усилителя 27 и усилителя 28 с изменяющимся по времени коэффициентом усиления. Далее выполняется аналого-цифровое преобразование с помощью высокоскоростного аналого-цифрового преобразователя (АЦП) 29, который обеспечивает преобразование эхо-сигнала в цифровую форму с частотой дискретизации порядка 50 МГц и разрядность преобразования - не менее 12 двоичных разрядов. Последовательность цифровых отсчетов эхо-сигнала посредством модуля 30 интерфейса LVDS передается на цифровую линию 6 задержки каждого приемного канала 5 с номерами (1), … (N).
Для количественной оценки фазовых сдвигов, обусловленных аберрациями, необходим юстировочный точечный источник когерентного излучения, помещенный внутрь исследуемых тканей, что не представляется возможным.
В качестве такого источника на практике предлагается использовать яркий отражающий точечный элемент тканей, находящийся в области фокуса на излучение (см., напр., US 6,368,279, опубл. 09.04.2002). На фиг. 4 проиллюстрирован выбор юстировочного точечного источника для оценки фазовых сдвигов, обусловленных аберрациями. Для того чтобы в зону фокусировки 32 на излучение попадал только один точечный отражающий объект 33 необходимо, чтобы ультразвуковой луч 31 был достаточно узким и имел острый фокус с небольшой глубиной резкости.
Яркий точечный отражающий объект 33 формирует сферическую волну 34. И если среда распространения однородная, то сдвиги фаз между эхо-сигналами, приходящими на разные элементы многоэлементного УЗ датчика 1, являются фиксированными и определяются расстояниями от точечного источника до элементов многоэлементного УЗ датчика 1. Значения фазовых сдвигов между эхо-сигналами могут быть рассчитаны исходя из законов геометрической оптики. При наличии неоднородностей тканей возникает разброс фаз, который в каждом приемном канале 5 выделяется с помощью формирователя 10 фазового сдвига и учитывается далее при формировании текущего значения задержки сигнала в фазовом корректоре 11 задержки сигнала.
Выбор точечного отражающего объекта 33 может быть реализован либо вручную оператором, либо автоматически (см., напр., United States Patent 2006/0106309 А1, опубл. 18.05.2006). В случае ручного способа оператор визуально определяет яркий точечный объект на УЗ изображении и устанавливает на нем соответствующий маркер. При автоматическом поиске в зоне интереса анализируются пиксели УЗ изображения, и находится область изображения, которая имеет самый яркий пик, а вокруг него уровень сигнала ниже определенного порога.
Необходимо также отметить, что для оценки фазовых аберраций и их компенсации устройством не используется отдельный режим зондирования. Данные операции выполняются непосредственно в процессе формирования УЗ изображения исследуемых органов.
Настоящее техническое решение существенно снижает требования к производительности вычислительного устройства и объему оперативной памяти для реализации адаптивного алгоритма фокусировки ультразвукового луча в реальном масштабе времени.