Устройство многолучевого приема ультразвуковых сигналов Российский патент 2017 года по МПК A61B8/00 

Изобретение 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 приемных 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 ультразвукового изображения для больших глубин зондирования за счет одновременного формирования нескольких приемных лучей после каждого излучения. Повышение частоты кадров ультразвукового изображения особенно актуально при исследовании движущихся тканей структур сердца на большой глубине локации.

Недостатком данного технического решения является наличие артефактов в формируемом ультразвуковом изображении из-за геометрических искажений, возникающих вследствие несовпадения зондирующего луча с приемными лучами.

Пространственное смещение относительно друг друга зондирующего луча, формируемого при излучении ультразвука в ткани, и приемных лучей приводит к изгибу и перекосу профиля суммарных лучей на излучение-прием (Tore Gruner Bjastad High frame rate ultrasound using parallel beamforming, Thesis for degree of Philosophy Doctor, Trondheim, 2009). При этом изгиб луча проявляется в том, что суммарный луч на излучение-прием не является прямой линией, а повторяет частично форму зондирующего луча. Перекос луча проявляется в несимметричности профиля луча и разном уровне боковых лепестков, находящихся на одинаковом расстоянии от главного лепестка диаграммы напраленности излучения-прием.

Кроме ухудшения качества полутонового изображения, геометрические искажения, имеющие место при многолучевом приеме, приводят к смещению оценки доплеровской скорости кровотка (см., напр., United States Patent 8,475,380, опубл. 02.07.2013).

Также из уровня техники известен метод синтезированных зондирующих лучей (Synthetic Transmit Beams - STB) (см. Tor. Hergum, Tore. Bjastad, Kjell. Kristoffersen, "Parallerl Beamfroming Using Synthetic Transmit Beams", IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr. Freq. Control, vol. 54, no. 2, pp. 271-279, 2007), который позволяет существенно уменьшить уровень артефактов, возникающих при многолучевом приеме, а также известно устройство, которое может реализовать этот метод (см., напр., United States Patent 8,137,172, опубл. 20.03.2012), содержащее формирователи приемных лучей, умножители линии задержки и сумматор.

Устройство, реализующее метод синтезированных зондирующих лучей, выполняет многолучевой прием с перекрытием лучей от последовательных зондирований таким образом, что половина лучей нового зондирования имеют такие же направления, как и лучи предыдущего зондирования. Для уменьшения уровня артефактов в процессе многолучевого приема производится взвешенное когерентное суммирование RF (Radio Frequency) сигналов приемных линий одного направления от последовательных зондирований. На фиг. 1 представлен алгоритм работы метода STB в случае одновременного приема 4-х линий с использованием следующих обозначений:

T_i - излучающий луч i-го зондирования, i=1, 2, …, N, N - число зондирований, используемых для формирования одного кадра изображения;

R_i,j - j-й приемный луч i-го зондирования, j=1, 2, 3, 4;

L_k - линия формируемого изображения, k=1, 2, …, 2N-2.

Перед суммированием приемных лучей соседних зондирований производится взвешивание приемных лучей каждого зондирования с использованием значений: 0.25, 0.75, 0.75, 0.25.

Компенсация возникающих при многолучевом приеме геометричеких искажений методом синтезированных зондирующих лучей проиллюстрирована на фиг. 2. Как видно из фиг. 2, наибольшие геометрические искажения имеют место в области фокуса на излучение, и устранение этих искажений сводится к суммированию приемных линий с из соседних зондирований одного пространственного направления, умноженных на весовые коэффициенты [W₁, W₂].

Хотя и после каждого зондирования одновременно формируется четыре приемные линии, но из-за перекрытия приемных лучей соседних зондирований формируются только две линии изображения. Соответственно, по сравнению со стандартным однолучевым приемом частота кадров изображения повышается не в четыре раза, а только в два раза.

Задачей, на решение которой направлено заявляемое техническое решение, является увеличение частоты кадров формируемого изображения с компенсацией геометрических искажений в режиме многолучевого приема.

Данная задача решается за счет того, что после формирования на i-м зондировании четырех приемных лучей R_i,j, j=1, 2, 3, 4 с помощью формирователей лучей 3, 4, 5, 6 приемные лучи R_i,1 и R_i,2 умножаются с помощью умножителей 7 и 8 соответственно на значения весовых коэффициентов W₂ и W₁, и поступают соответственно на сумматор 13 и сумматор 14. На вторые входы сумматора 13 и сумматора 14 подаются умноженные соответственно на коэффициенты W₂ и W₁ данные приемных лучей R_i-1,3 и R_i-1,4, сформированные на предыдущем i-1-м зондировании. В результате на выходах сумматора 13 и сумматора 14 формируются первые две линии изображений L_3i-4 и L_3i-3.

Данные третьего приемного луча R_i,3 и четвертого приемного луча R_i,4 с выходов умножителя 9 и умножителя 10 поступают соответственно на линию задержки 11 и линию задержки 12, осуществляющие задержку сигнала на такт зондирования, и будут использованы при формировании линий изображений по результатам i+1-го зондирования. Линии задержки 11, 12 представляют собой стандартную оперативную память типа FIFO.

Третья линия изображений образуется путем сложения с помощью сумматора 15 второго луча и третьего приемных лучей R_i,2, R_i,3, поступающих соответственно с выхода формирователя приемных линий 4 и с выхода формирователя приемных линий 5.

Техническим результатом, обеспечиваемым приведенной совокупностью признаков, является обеспечение высокой частоты кадров при формировании изображения движущихся структур сердца с компенсацией геометрических искажений.

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 чертежах изображено:

на фиг. 1 - блок-схема алгоритма STB;

на фиг 2 - компенсация геометрических искажений методом STB;

на фиг. 3 - блок-схема устройства;

на фиг. 4 - блок-схема модифицированного алгоритма STB;

Устройство включает формирователь 1 зондирующего луча, датчик 2, формирователи приемных линий 3-6, умножители 7-10, линии задержки 11, 12, сумматоры 13-15.

Работает устройство следующим образом. Формирователь 1 зондирующего луча формирует задержанные между собой сигналы возбуждения пьезоэлементов датчика 2 в соответствии с установленным фокусом на излучение. Ультразвуковые эхо-сигналы, отраженные от неоднородностей тканей, преобразуются элементами датчика 2 в электрические сигналы и поступают на формирователи приемных линий 3-6. Формирователи приемных линий 3-6 обеспечивают прием ультразвуковых сигналов на основе динамической перестройки системы задержек сигнала для получения максимального латерального разрешения по всей глубине зондирования. Формирование приемных линий с разными пространственными направлениями реализуется за счет использования различных наборов задержек сигнала в формирователях приемных линий 3-6. При этом формирователи приемных линий 3-6 могут строиться по любой из известных схем (см. напр. патент на полезную модель 142201 от 20.05.2014 г.).

Устройство реализует модифицированный метод STB позволяющий обеспечить более высокую частоту кадров ультразвукового изображения, чем стандартный метод STB, описанный выше (см. фиг. 1). На фиг. 4 представлен алгоритм работы модифицированного метода STB при одновременном приеме 4-х линий. Именно режим одновременного приема 4-х линий наиболее широко используется в ультразвуковых эхокардиографах высокого класса (см. напр. Tore Gruner Bjastad High frame rate ultrasound using parallel beamforming, Thesis for degree of Philosophy Doctor, Trondheim, 2009). В отличие от стандартного метода STB модифицированный метод STB обеспечивает в режиме приема 4-х линий одновременное формирование не двух, а трех линий изображений.

В соответствии с алгоритмом, представленным на фиг. 4, после каждого i-го зондирования (i=1, 2, …) одновременно формируются три линии изображения L_3i-4, L_3i-3, L_3i-2 из четырех приемных лучей R_i,j, j=1, 2, 3, 4, с использованием формул:

L_3i-4=W₂⋅R_i-1,3+W₁⋅R_i,1)

L_3i-3=W₁⋅R_i-1,4+W₂⋅R_i,2)

L_3i-2=0.5⋅(R_i,2+R_i,3)

После формирования на i-м зондировании четырех приемных лучей R_i,j, j=1, 2, 3, 4 с помощью формирователей лучей 3, 4, 5, 6 приемные лучи R_i,1 и R_i,2 умножаются с помощью умножителей 7 и 8 соответственно на значения весовых коэффициентов W₂ и W₁ и поступают соответственно на сумматор 13 и сумматор 14. На вторые входы сумматора 13 и сумматора 14 подаются умноженные соответственно на коэффициенты W₂ и W₁ данные приемных лучей R_i-1,3 и R_i-1,4, сформированные на предыдущем i-1-м зондировании. В результате на выходах сумматора 13 и сумматора 14 формируются первые две линии изображений L_3i-4 и L_3i-3.

Данные третьего приемного луча R_i,3 и четвертого приемного луча R_i,4 с выходов умножителя 9 и умножителя 10 поступают соответственно на линию задержки 11 и линию задержки 12, осуществляющие задержку сигнала на такт зондирования, и будут использованы при формировании линий изображений по результатам i+1-го зондирования. Линии задержки 11, 12 представляют собой стандартную оперативную память типа FIFO.

Третья линия изображений образуется путем сложения с помощью сумматора 15 второго луча и третьего приемных лучей R_i,2, R_i,3, поступающих соответственно с выхода формирователя приемных линий 4 и с выхода формирователя приемных линий 5.

Применение в системах медицинской диагностики устройства многолучевого приема ультразвуковых сигналов позволит создавать ультразвуковые аппараты для визуализации состояния внутренних органов человека, выполняющие диагностические исследования с получением изображений, обладающих высоким диагностическим качеством за счет достигаемого в настоящем техническом решении результата, заключающегося в повышении частоты кадров формируемого изображения при сохранении низкого уровня геометрических искажений.

Изобретение относится к области медицинской техники. Устройство многолучевого приема ультразвуковых сигналов содержит формирователь зондирующего луча, датчик, формирователи приемных линий, умножители, линии задержки, сумматоры. После формирования на i-м зондировании четырех приемных лучей R_i,j j=1, 2, 3, 4 с помощью формирователей лучей 3, 4, 5, 6 приемные лучи R_i,1 и R_i,2 умножаются с помощью умножителей 7 и 8 соответственно на значения весовых коэффициентов W₂ и W₁ и поступают соответственно на сумматор 13 и сумматор 14. На вторые входы сумматора 13 и сумматора 14 подаются умноженные соответственно на коэффициенты W₂ и W₁ данные приемных лучей R_i-1,3 и R_i-1,4, сформированные на предыдущем i-1-м зондировании. В в результате на выходах сумматора 13 и сумматора 14 формируются первые две линии изображений L_3i-4 и L_3i-3. Затем данные третьего приемного луча R_i,3 и четвертого приемного луча R_i,4 с выходов умножителя 9 и умножителя 10 поступают соответственно на линию задержки 11 и линию задержки 12, осуществляющие задержку сигнала на такт зондирования, и будут использованы при формировании линий изображений по результатам i+1-го зондирования, а линии задержки 11, 12 представляют собой стандартную оперативную память типа FIFO. Третья линия изображений образуется путем сложения с помощью сумматора 15 второго луча и третьего приемных лучей R_i,2, R_i,3, поступающих соответственно с выхода формирователя приемных линий 4 и с выхода формирователя приемных линий 5. Применение данного изобретения обеспечит высокую частоту кадров при формировании изображения движущихся структур сердца с компенсацией геометрических искажений. 4 ил.

Устройство многолучевого приема ультразвуковых сигналов, содержащее формирователь зондирующего луча, датчик, формирователи приемных линий, умножители, линии задержки, сумматоры, отличающееся тем, что после формирования на i-м зондировании четырех приемных лучей R_i,j j=1, 2, 3, 4 с помощью формирователей лучей 3, 4, 5, 6 приемные лучи R_i,1 и R_i,2 умножаются с помощью умножителей 7 и 8 соответственно на значения весовых коэффициентов W₂ и W₁ и поступают соответственно на сумматор 13 и сумматор 14, на вторые входы сумматора 13 и сумматора 14 подаются умноженные соответственно на коэффициенты W₂ и W₁ данные приемных лучей R_i-1,3 и R_i-1,4, сформированные на предыдущем i-1-м зондировании, в результате на выходах сумматора 13 и сумматора 14 формируются первые две линии изображений L_3i-4 и L_3i-3, затем данные третьего приемного луча R_i,3 и четвертого приемного луча R_i,4 с выходов умножителя 9 и умножителя 10 поступают соответственно на линию задержки 11 и линию задержки 12, осуществляющие задержку сигнала на такт зондирования, и будут использованы при формировании линий изображений по результатам i+1-го зондирования, а линии задержки 11, 12 представляют собой стандартную оперативную память типа FIFO, и третья линия изображений образуется путем сложения с помощью сумматора 15 второго луча и третьего приемных лучей R_i,2, R_i,3, поступающих соответственно с выхода формирователя приемных линий 4 и с выхода формирователя приемных линий 5.