Силовое возбуждение ультразвукового акустического излучения для ультразвукового измерения свойств материала и формирования изображений



Силовое возбуждение ультразвукового акустического излучения для ультразвукового измерения свойств материала и формирования изображений
Силовое возбуждение ультразвукового акустического излучения для ультразвукового измерения свойств материала и формирования изображений
Силовое возбуждение ультразвукового акустического излучения для ультразвукового измерения свойств материала и формирования изображений
Силовое возбуждение ультразвукового акустического излучения для ультразвукового измерения свойств материала и формирования изображений
Силовое возбуждение ультразвукового акустического излучения для ультразвукового измерения свойств материала и формирования изображений
Силовое возбуждение ультразвукового акустического излучения для ультразвукового измерения свойств материала и формирования изображений
Силовое возбуждение ультразвукового акустического излучения для ультразвукового измерения свойств материала и формирования изображений
Силовое возбуждение ультразвукового акустического излучения для ультразвукового измерения свойств материала и формирования изображений
Силовое возбуждение ультразвукового акустического излучения для ультразвукового измерения свойств материала и формирования изображений
Силовое возбуждение ультразвукового акустического излучения для ультразвукового измерения свойств материала и формирования изображений
Силовое возбуждение ультразвукового акустического излучения для ультразвукового измерения свойств материала и формирования изображений

 


Владельцы патента RU 2576244:

КОНИНКЛЕЙКЕ ФИЛИПС ЭЛЕКТРОНИКС Н.В. (NL)

Изобретение относится к области медицины, в частности к ультразвуковой диагностической системе формирования изображений для измерения волн сдвига, которая передает побуждающие импульсы в форме энергетической полосы. Изогнутая энергетическая полоса может формировать источник волны сдвига, который фокусируется в тонкую линию, что повышает разрешение и чувствительность техники измерений, применяемой для обнаружения влияния волны сдвига. Энергетическая полоса формирует фронт волны сдвига, который является плоской волной, не подверженной 1/R-радиальному рассеиванию интенсивности побуждающего импульса, как в случае обычного побуждающего импульса, сгенерированного вдоль вектора единичного побуждающего импульса. Энергетическая полоса может быть плоской, изогнутой или иметь какую-либо иную двумерную или трехмерную форму. 15 з.п. ф-лы, 11 ил.

 

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Настоящее изобретение относится к медицинским диагностическим ультразвуковым системам и, в частности, к ультразвуковым системам, измеряющим прочность или эластичность ткани при помощи волн сдвига.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

Были разработаны различные средства удаленного детального исследования механических свойств ткани в диагностических целях, которые используют силу излучения ультразвукового луча для приложения силы удаленно к области ткани в организме пациента (сила акустического излучения, также называемая "побуждающими" импульсами). Силу акустического излучения можно прикладывать таким образом, чтобы можно было измерить упругие свойства локально в точке деформации путем отслеживания деформации напрямую через формирование ультразвуковых изображений для получения квазистатической картины деформации и визуального распознавания областей различной прочности (см., например, Nightingale, K.R. et al, "On the feasibility of remote palpation using acoustic radiation force", J. Acoust. Soc. Am., vol. 110 no. 1 (2001), pp. 625-34; и M.L Palmieri et al). Деформацию, вызванную силой акустического излучения, также можно использовать как источник волн сдвига, распространяющихся в поперечном направлении от деформированной области, изображения которых затем можно сформировать для детального исследования прилегающих областей в отношении свойств их материалов при формировании изображения скорости волны сдвига во временной области (См. в этом отношении Sarvazyan, A. et al., "Shear wave elasticity imaging: A new ultrasonic technology of medical diagnostics", Ultrasound Med. Biol. 24, pp 1419-1435 (1998) and "Quantifying Hepatic Shear Modulus In Vivo Using Acoustic Radiation Force", Ultrasound in Med. Biol., vol. 34, 2008). Этот метод также можно использовать для оценки модуля волны сдвига и вязкости в частотной области (см. Fatemi, M. et al., "Ultrasound-stimulated vibro-acoustic spectrography", Science 280, pp 82-85 (1998)). В этих способах используется преобразователь одномерного массива для генерации волн сдвига, и, таким образом, им препятствует ограниченная эффективная глубина проникновения благодаря комбинации слабой связи и границ безопасности, отвечающих максимальной мощности возбуждающих лучей, в сочетании с нежелательными эффектами дифракции, ограничивающими глубину проникновения для эффективных измерений (см. Bouchard, R. et al., "Image Quality, Tissue Heating, and Frame Rate Trade-offs in Acoustic Radiation Force Impulse Imaging", IEEE Trans. UFFC 56, pp 63-76 (2009)).

Кроме того, существующие методы вследствие ограниченной протяженности побуждающего импульса и методологии формирования двумерного изображения не способны различить области с изменением свойств в плоскости формирования изображения и в области, лежащие рядом, но вне плоскости. Смешивание значений таких свойств вне плоскости и значений свойств в плоскости во время процесса формирования изображений может привести к нежелательному снижению точности и диагностической ценности результатов измерения данными методами.

При обычном формировании изображений с использованием силы акустического излучения и количественного описания точек в общепринятом варианте побуждающий импульс генерируется одномерным массивом, формирующим луч, который можно легко контролировать в единой плоскости формирования изображения, но который ограничен одним умеренно плотным фокусом в поперечной или вертикальной плоскости или механической линзой с фиксированным фокусным расстоянием. Это приводит к механической толкающей силе, которая создает поперечный отклик во всех направлениях, в плоскости и вне плоскости массива. Движение ткани, вызванное этим импульсом, распространяется главным образом радиально во всех поперечных направлениях и снижается как 1/R в радиальных направлениях (в случае линейного источника в направлении побуждающего импульса) в дополнение к нормальному затуханию, вызванному вязкостью ткани. В случае формирования качественных и количественных изображений с использованием силы акустического излучения это вредно, поскольку области изменения прочности вне плоскости дают вклад в осевое смещение плоскости изображения, снижая точность измерения прочности в плоскости изображения. В случае количественного описания точек радиальное распространение приводит к передаче полезной энергии поперечной волны (волны сдвига) вне плоскости изображения, снижая амплитуду сигнала, необходимую для точной оценки свойств.

Движение, вызванное передачей за счет силы акустического излучения в рамках диагностического излучения, очень мало, с амплитудой порядка 0,1-15 мкм. Измерение таких крошечных движений осуществляют путем отслеживания отражений от локальных неоднородностей изучаемой ткани, что означает, что эффекты принимаемых сигналов волны сдвига трудно различить. Кроме того, движение волн сдвига в вязкоэластичной по своей природе ткани сильно подавлено. Таким образом, трудно получить адекватное отношение сигнал/шум, а глубина проникновения очень ограничена. Любые сигналы помех отрицательно скажутся на результатах. Значительным источником помех является относительное движение преобразователя, применяемого в исследовании, и области изучаемой ткани. Это может быть вызвано внешними источниками, такими как неустойчивость руки оператора, или внутренними источниками, такими как дыхание, сердцебиение или другие сознательные или случайные движения субъекта. Прежние попытки улучшить отношение сигнал/шум в методах с использованием силы акустического излучения были связаны с применением полосового фильтра сигналов для удаления нижних частот из данных. Большинство артефактов, связанных с движением, ниже 50 Гц, но можно добиться некоторых улучшений (см., например, Urban et al, "Error in Estimates of Tissue Material Properties from Shear Wave Dispersion Ultrasound Vibrometry," IEEE Trans. UFFC, vol. 56, No. 4, (Apr. 2009)). Однако некоторые из этих помех обладают довольно большой амплитудой, и применения полосового фильтра не всегда достаточно для устранения отрицательных эффектов. Часто встречаются артефакты в форме неправильно оцененных перемещений и, таким образом, неправильно рассчитанных скоростей и модулей поперечных волн.

РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Соответственно, целью настоящего изобретения является улучшение эффективной глубины проникновения эффектов силы акустического излучения, таких как поперечные волны (волная сдвига). Далее, целью настоящего изобретения является снижение эффектов вне плоскости при исследовании материала. Кроме того, целью настоящего изобретения является снижение ошибок измерения, связанных с относительным движением преобразователя в исследованиях на основе силы акустического излучения.

В соответствии с принципами настоящего изобретения описаны диагностическая ультразвуковая система формирования изображений и соответствующий способ, который позволяет пользователю получать данные изображения высокого разрешения для измерения движения ткани или характеристик волны сдвига, распространяющейся сквозь ткань. Ультразвуковой датчик с двумерным массивом преобразовательных элементов передает побуждающий импульс в форме энергетической полосы в ткань. Энергетическая полоса может быть плоской или неплоской и может быть получена в результате последовательности передаваемых по отдельности ультразвуковых импульсов или при передаче фронта плоской волны. В отличие от применявшихся в предшествующем уровне технике одновекторных побуждающих импульсов двумерный побуждающий импульс энергетической полосы формирует плоский или полуплоский фронт волны сдвига, который не подвержен спаду энергии порядка 1/R при распространении, как в методах предшествующего уровня техники. В соответствии с дополнительным аспектом настоящего изобретения передается ряд фоновых импульсов слежения относительно положения побуждающего импульса и изучаемой области, в которой проводят обнаружение волны сдвига. Отраженные сигналы, принятые от фоновых импульсов слежения, соотносят во времени для оценки фонового движения в изучаемой области во время распространения волны сдвига, что используется для коррекции измеряемого смещения, вызванного прохождением волны сдвига.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

На фиг. 1 показана в виде структурной схемы ультразвуковая диагностическая система формирования изображений, построенная в соответствии с принципами настоящего изобретения.

На фиг. 2a - 2c показана передача последовательности побуждающих импульсов на различную глубину для формирования фронта волны сдвига.

На фиг. 3 показана в пространстве последовательность побуждающих импульсов вдоль вектора побуждающего импульса, полученного фронта волны сдвига и серии векторов импульсов слежения.

На фиг. 4 показано радиальное распространение фронта волны сдвига от вектора побуждающего импульса.

На фиг. 5 показан двумерный побуждающий импульс, полученный в соответствии с принципами настоящего изобретения.

На фиг. 6 показан изогнутый двумерный побуждающий импульс, полученный в соответствии с принципами настоящего изобретения.

На фиг. 7-9 показано применение фоновых импульсов слежения для оценки фонового движения ткани в области волны сдвига в соответствии с принципами настоящего изобретения.

ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

На фиг. 1 показана в виде структурной схемы ультразвуковая система, сконструированная согласно принципам настоящего изобретения для измерения волн сдвига. Ультразвуковой датчик 10 снабжен двумерным массивом 12 преобразовательных элементов для передачи и приема ультразвуковых сигналов. Преобразователь двумерного массива может сканировать двумерную (2D) плоскость путем передачи лучей и приема возвращающихся отраженных сигналов в единой плоскости в организме и его можно также использовать для сканирования объемной области путем передачи лучей в различных направлениях и/или плоскостях объемной (3D) области организма. Элементы массива соединены с микроустройством 38 формирования луча, расположенным в датчике, контролирующем передачу посредством элементов и обрабатывающем отраженные сигналы, принимаемые от групп или подмассивов элементов в частично лучеобразующих сигналах. Частично лучеобразующие сигналы передают от датчика к многоканальному принимающему устройству 20 формирования луча в ультразвуковой системе при помощи переключателя 14 "передача - прием" (T/R). Координация передачи и приема устройствами формирования луча контролируется при помощи контроллера 16 устройства формирования луча, соединенного с многоканальным приемным устройством формирования луча и с контроллером 18 передачи, в результате чего контрольные сигналы попадают в микроустройство формирования луча. Контроллер устройства формирования луча реагирует на сигналы, сгенерированные в ответ на действия пользователя с пользовательской контрольной панели 40 для контроля работы ультразвуковой системы и ее датчика.

Многоканальное принимающее устройство 20 формирования луча генерирует многочисленные пространственно обособленные принимающие линии (A-линии) отраженных сигналов во время однократного интервала передачи/приема. Отраженные сигналы обрабатывают путем фильтрации, снижения шума и т.п. при помощи устройства 22 обработки сигналов, а затем сохраняют в памяти 24 A-линии. Замеры в различное время A-линии, относящиеся к одному и тому же пространственному положению вектора, связаны между собой в серию отраженных сигналов, относящихся к общей точке на поле изображения. Радиочастотные отраженные сигналы последовательных замеров A-линии одного и того же пространственного вектора подвергаются кросс-корреляции при помощи радиочастотного кросс-коррелятора 26 A-линии для получения последовательности замеров смещений ткани для каждой замеряемой точки на векторе. В другом случае для A-линии пространственного вектора можно провести обработку доплеровских сигналов для обнаружения движения волны сдвига волны вдоль вектора или же можно использовать другие фазочувствительные методы, такие как отслеживание пятна во временной области. Детектор 28 пика фронта волны чувствителен к обнаружению смещения волны сдвига вдоль вектора A-линии для обнаружения пика смещения волны сдвига в каждой замеряемой точке на A-линии. В предпочтительном варианте осуществления это делают путем аппроксимации кривой, хотя также можно, при желании, использовать кросс-корреляцию и другие методы интерполяции. Время, в которое имеет место пик смещения волны сдвига, отмечают в связи со временами того же события для других положений A-линии, все - с общей привязкой по времени, и эту информацию передают на детектор 30 скорости фронта волны, который дифференциально вычисляет скорость поперечной волны (волны сдвига) на основании времен смещения пика на прилегающих A-линиях. Информацию по скорости передают на карту 32 отображения скорости, где показана скорость поперечной волны в пространственно разных точках в двумерном или трехмерном поле изображения. Карта отображения скорости передается на устройство 34 обработки изображений, которое обрабатывает карту скорости, предпочтительно накладывая анатомическое ультразвуковое изображение ткани, для отображения на устройстве 36 отображения изображений.

На Фиг. 2a - 2c показана передача последовательности сфокусированных высокоинтенсивных (MI) побуждающих импульсов (например, MI=1,9 или менее для соответствия диагностическим пределам Комиссии по контролю за лекарствами и питательными веществами (FDA)) вдоль единого направления вектора для получения фронта поперечной волны. Импульсы с высокими MI и большой длительностью применяют для того, чтобы передавать достаточную энергию для смещения ткани вниз вдоль вектора передачи и вызывать возникновение поперечной волны. На Фиг. 2a датчик 10 на поверхности 11 кожи передает первый побуждающий импульс 40 в ткань с профилем 41a, 41b луча на данную глубину фокусировки, обозначенную заштрихованной областью 40. Этот побуждающий импульс будет смещать ткань от фокуса вниз, что приведет к распространению фронта 42 поперечной волны наружу от смещаемой ткани.

На Фиг. 2b показан второй побуждающий импульс 50, передаваемый датчиком 10 вдоль того же вектора и сфокусированный на большей глубине заштрихованной области 50. Этот второй побуждающий импульс 50 смещает ткань на глубине фокусировки, в результате чего наружу от смещаемой ткани распространяется фронт 52 поперечной волны. Таким образом, оба фронта 42 и 52 поперечной волны распространяются поперечно через ткань, причем исходный фронт 42 волны предшествует второму фронту как функция интервала времени между передачей двух побуждающих импульсов и различием в задержке распространения, связанной с изменением расстояния распространения до фокуса.

На Фиг. 2c показана передача датчиком 10 третьего побуждающего импульса 60 на большую глубину, в результате чего возникает распространяющийся наружу фронт 62 поперечной волны. На Фиг. 2c видно, что сложный фронт волны трех побуждающих импульсов, проявляющийся в сложном профиле 42, 52 и 62 фронта волны, распространяется на значительную глубину в ткань, от небольшой глубины первого побуждающего импульса 40 до наибольшей глубины третьего побуждающего импульса 60. Это позволяет проводить измерения поперечной волны в ткани на значительной глубине. При реализации системы с Фиг. 1 можно использовать такую последовательность побуждающих импульсов для обнаружения распространения поперечной волны на глубину в 6 см: подходящую глубину для формирования изображения и диагностики объемных образований в груди.

Следует учесть, что большее или меньшее число побуждающих импульсов может быть передано вдоль вектора побуждающего импульса, включая однократный побуждающий импульс. Многочисленные побуждающие импульсы можно передавать в любом порядке, причем порядок определяет форму и направление сложного фронта поперечной волны. Например, если побуждающие импульсы с Фиг. 2a - 2c были переданы в последовательности от наиболее глубокого (60) до наименее глубокого (40) с соответствующими задержками между передачами, сложный фронт поперечной волны на Фиг. 2c будет иметь наклон, обратный показанному на Фиг. 2c. Характерно, что каждый побуждающий импульс представляет собой долгий импульс длительностью 50-200 мкс. Например, типичная длительность составляет 100 мкс. Ультразвук, сгенерированный во время импульса длительностью 100 мкс, представляет собой импульсы волн сжатия и может иметь частоту, равную, например, 7 или 8 МГц. Побуждающие импульсы хорошо сфокусированы, предпочтительно при f-числе 1-2. В одном типичном варианте осуществления побуждающий импульс передается каждые 2,5 мс (пока скорость смещения источника поперечной волны от (40) до (50) и от (50) до (60) больше, чем скорость распространения поперечной волны), в результате чего частота передачи побуждающих импульсов равна 400 Гц. В другом варианте осуществления все три побуждающих импульса передаются в одной последовательности для запуска полного фронта поперечной волны до начала A-линий слежения.

Фиг. 3 - это еще одна иллюстрация применения трех побуждающих импульсов для создания сложного фронта поперечной волны. Три побуждающих импульса передаются вдоль векторов 44, 54 и 64, которые, как видно, направлены вдоль единого векторного направления на Фиг. 3. Когда передается наиболее глубокий побуждающий импульс вектора 64, а после него сначала побуждающие импульсы, сфокусированные на все меньшей глубине, фронты поперечной волны от соответствующих побуждающих импульсов распространяются, как показано, волнами 46, 56 и 66 через период времени вскоре после передачи последнего побуждающего импульса (вектор 64). Интервалы времени между временами передачи побуждающих импульсов определяют по скоростям распространения поперечных и продольных волн, поскольку следует учитывать время распространения до фокуса. Так как поперечные волны 46, 56 и 66 распространяются в сторону от вектора побуждающего импульса, их тщательно исследуют при помощи импульсов 80 слежения, показанных при пространственном распространении вдоль верхней части чертежа. Импульсы слежения могут возникать как между, так и после побуждающих импульсов. В отличие от описания Фиг. 2c, иллюстрация поперечных волн 46, 56 и 56 сложного фронта волны Фиг. 3 указывает значительное выравнивание распространенных поперечных волн во времени и в горизонтальном направлении распространения. С точки зрения огромной разницы в скорости распространения между продольными побуждающими импульсами и поперечными волнами в ткани порядка 100 к 1 - это типичное описание, когда отдельные побуждающие импульсы передаются в быстрой последовательности. Поскольку единственная функция побуждающих импульсов заключается в обеспечении воздействия силы на ткань и не требуется дополнительный период времени для приема отраженных сигналов, как в случае формирования ультразвуковых изображений с использованием импульсных отраженных сигналов, не требуется практически никакого времени простоя после каждого импульса, и побуждающие импульсы можно передавать в очень быстрой последовательности. Время прохождения побуждающего импульса в ткани составляет порядка 100 мкс (ультразвук перемещается в ткани со скоростью около 1560 м/с), тогда как период поперечной волны в ткани равен порядка 2-10 мс (поперечные волны перемещаются в ткани со скоростью около 1-5 м/с). Таким образом, с точки зрения периодичности и скорости поперечной волны быстрая последовательность побуждающих импульсов практически мгновенная, и в результате формируется единый фронт волны.

При обычном формировании изображений с использованием силы акустического излучения и при количественном описании точек побуждающий импульс (побуждающие импульсы) передается вдоль единого направления вектора. Когда побуждающий импульс генерируют одномерным массивом с преобразователем с единственной линией преобразовательных элементов, массив генерирует луч, который можно хорошо контролировать в единой плоскости формирования изображения в массиве, но он ограничен единственным, умеренно плотным фокусом в поперечной плоскости или в вертикальной плоскости из-за механической линзы датчика с фиксированным фокусным расстоянием. Это приводит к механическому толкающему усилию, которое создает поперечный отклик во всех направлениях в и вне единой плоскости формирования изображения массива. Движение ткани, вызванное этой энергией толкающего усилия, распространяется примерно радиально во всех поперечных направлениях, как показывают круговые фронты 72 волн, окружающие вектор побуждающего импульса и направленные в стороны стрелки 70 на Фиг. 4, и оно подвержено спаду по энергии, как функции 1/R в радиальных направлениях в дополнение к нормальному затуханию в ткани. В случае формирования качественных и количественных изображений с использованием силы акустического излучения это вредно, поскольку области изменения прочности вне плоскости будут давать вклад в осевое смещение ткани в плоскости изображения, снижая точность измерения прочности в плоскости изображения. В случае количественных описаний точек с использованием силы акустического излучения радиальное распространение удаляет полезную энергию поперечной волны из плоскости формирования изображения, снижая амплитуду сигнала, необходимую для оценки свойств.

В соответствии с принципами настоящего изобретения побуждающий импульс формируется в виде двумерной энергетической полосы, а не единого одномерного вектора. Такие двумерные полосы побуждающих импульсов распространяются в глубину D, а также в сторону повышения или в перпендикулярном направлении E, как видно на примере полосы 80 побуждающих импульсов на Фиг. 5. Полоса 80 побуждающих импульсов приводит к генерации поперечных волн с плоскими фронтами волны, как видно на примере плоских фронтов 90, 92 волны на Фиг. 5, которые распространяются в поперечном направлении от силового поля полосы 80 побуждающих импульсов 80, как показывают стрелки 91, 93. Это возбуждение поперечной волны аналогично, скорее, источнику плоских волн, чем линейному источнику на Фиг. 4, в результате чего пропадает 1/R-спад при радиальном рассеянии энергии. Программируемость и время отклика двумерного массива 12 при формировании лучей в произвольных направлениях и из оптических середин в различных положениях на поверхности массива применяют для генерации областей смещаемой ткани с общей формой, размером и направлением смещения при осевом и/или поперечном смещении точки фокуса, быстрым перескоком между точкой фокуса на одном участке и на другом или же при том и при другом, с учетом большого отношения скорости распространения между продольными побуждающими волнами и поперечными волнами в ткани (порядка 100 к 1) для обеспечения формирования эффективного источника поперечных волн, который может быть несколько произвольного размера, формы и ориентации, так что может сформироваться сфокусированный и смещаемый двумерный или трехмерный источник поперечной волны заданной ориентации, формы или размера.

В простом варианте осуществления настоящего изобретения, показанном на Фиг. 5, возбуждается плоская протяженная полоса смещаемой ткани 80, которая генерирует поперечные волны в плоской полосе 90, 93, распространяющиеся скорее поперечно, чем радиально в сторону, и ослабевающие с расстоянием распространения поперечной волны. Это улучшает расстояние проникновения различных типов сил излучения. Эта полоса может быть сформирована при помощи глубокой фокусировки в ткани и начала передачи длинной серии ультразвуковых импульсов. При передаче серии импульсов точка фокуса смещается на меньшую глубину в сторону преобразователя для образования линейного источника. Такие многочисленные линии силы побуждающих импульсов передаются в плоскости, перпендикулярной грани преобразователя, как показано на Фиг. 5. Альтернативно плоскость силы побуждающего луча передается в другие плоскости, не перпендикулярные грани массива преобразователей и в диапазоне направленности массива, для генерации плоского источника поперечных волн. Такая передача приводит к эффективному возникновению единичной толкающей силы в двух измерениях, пока длительность всей последовательности возбуждения несколько быстрее, чем период возникающих поперечных волн. Поскольку времена прохождения пути распространения продольного ультразвука порядка 100 мкс, в то время как желательный период поперечной волны порядка 2 мс, есть время для многочисленных передач для формирования энергетической полосы 90, 92.

Вариант способа передачи на Фиг. 5 заключается в передаче плоского луча, когда при одновременном возбуждении элементов двумерного массива преобразователей на возвышении или в азимуте передается плоский луч от двумерного массива. Поскольку профиль задержки для двумерного массива полностью программируется, передача полосы, сфокусированной глубоко в поле, а затем смещение точки фокуса ближе со скоростью, сравнимой со скоростью поперечной волны, будут обеспечивать формирование простого источника плоских поперечных волн. Этот плоский источник можно передавать при любом угле вращения, так что поперечные волны могут распространяться в любом поперечном направлении. Кроме того, можно менять наклон плоского источника, так что источник поперечных волн может быть направлен в плоскости, не перпендикулярные массиву.

Третий вариант осуществления настоящего изобретения показан на Фиг. 6. В этом варианте осуществления плоский луч передается преобразователем двумерного массива с поперечным изгибом либо в пространстве либо в профиле задержки, или с учетом и того и другого, так чтобы получаемый источник поперечных волн фокусировался в тонкий луч, благодаря чему возрастали бы разрешение и чувствительность методов, применяемых для его обнаружения. Возможно даже создать искривление вдоль осевого направления, как показано полосой побуждающего луча (PBS) на Фиг. 6, где возникает двумерная фокусировка поперечных волн. Как видно из этого чертежа, двумерный массив 12 преобразователей генерирует изогнутую полосу побуждающего луча PBS. Изгиб PBS приводит к тому, что фронт поперечной волны SWF все более сужается по мере распространения, как видно на примере постепенного сужения SWF1, SWF2 и SWF3 в направлении клетчатой плоскости 98. На это сужение также указывает профиль 96 изогнутых фронтов поперечных волн. На чертеже справа показан фронт поперечной волны SWF2', иллюстрирующий обратный изгиб фронта поперечной волны при прохождении за линии максимального сужения в случае SWF3. Этот метод фокусировки поперечных волн лучше всего подходит для линейных измерений по сравнению с плоскостными измерениями. Скорость сбора данных значительно снижается в обмен на резкое увеличение чувствительности в окрестности фокуса поперечной волны для SWF3. Этот способ можно также применять для фокусировки двумерного изогнутого фронта поперечной волны до дифракционно-ограниченного точечного фокуса или области с ограниченной осевой глубиной.

Диагностика прочности ткани, выполняемая путем измерения поперечных волн, в значительной степени зависит от точного отслеживания фронта поперечной волны во времени, так что можно точно измерить изменения его скорости распространения при его прохождении сквозь различные ткани. В системах предшествующего уровня техники эти измерения проводили, считая, что отсутствует относительное движение между ультразвуковым датчиком и тканью, так что только относительное движение ткани возникает под действием силы побуждающего импульса. Это предположение часто неверно, поскольку относительное движение также часто может возникать в результате неустойчивого удерживания датчика, движения пациента или анатомических движений, связанных с дыханием и сердцебиением. Смещение, вызванное силой излучения, очень мало, порядка 10 мкм. Хотя точность ультразвукового отслеживания при радиочастотах может достигать 1-2 мкм, движение поперечной волны может быть маскировано гораздо большим движением со стороны пациента, таким как сердечные и дыхательные движения, а также внешние помехи. В то время как можно использовать фильтрацию для устранения шума, частота которого находится вне диапазона гармонических частот поперечных волн, в соответствии с дополнительным аспектом настоящего изобретения, добавляют дополнительный этап для снижения шума. Он состоит в применении смещения, оцениваемого вне области возбуждения (например, на глубине не менее половины глубины поля от фокуса в направлении вглубь) как фонового шума, поскольку можно считать, что в этой области отсутствует значительная сила излучения. Этот «источник» шума в форме смещения вычитают из смещения поперечной волны, определенного в изучаемой области.

Простой пример регистрации фонового движения показан на Фиг. 7. Побуждаемый фокусируемый луч одного вектора наиболее ярко существенен вдоль оси луча около глубины 110 фокусировки. На Фиг. 7 показан профиль 100 векторного побуждающего луча, на котором сконцентрирована сила побуждающего луча. Некоторые эластографические методы, основанные на использовании силы акустического излучения, включают в себя только отслеживание вдоль той же оси, что и побуждающий луч, и в этом случае данные от уже выпущенных лучей слежения можно использовать для регистрации фонового движения, но в диапазонах значительно короче и длиннее, чем фокусное расстояние, т.е. вне глубины поля сфокусированного побуждающего луча, для получения оценки осевого движения для вычитания при замерах образца. Звездочки 102 и 104 указывают на фокальные области двух фоновых лучей слежения, один из которых расположен выше фокальной области побуждающего импульса, а второй ниже. Фокальные области фоновых лучей слежения указаны пунктирными профилями лучей с обеих сторон фоновых лучей слежения. Отраженные сигналы от обоих этих фоновых положений слежения замеряют в разные моменты времени: до, во время и/или после передачи побуждающего импульса (побуждающих импульсов). Эти отраженные сигналы в различные интервалы времени сравнивают обычно путем сопоставления и используют сравнение (сравнения) для оценки присутствия осевого фонового движения. Любое смещение ткани вследствие фоновых эффектов вычитают из оценок движения на основе поперечной волны для коррекции оценочного движения поперечной волны на фоновые эффекты.

На Фиг. 8 показан еще один пример регистрации фонового движения. В этом примере можно отслеживать во время измерения дополнительные положения 106, 107, 108 и 116, 117, 118, находящиеся в поперечном направлении, далеко вне изучаемой области 120 слежения поперечной волны, для получения данных, позволяющих получить оценку фонового движения в любом положении внутри или вокруг изучаемой области. Таким образом, можно регистрировать эффекты движения от наклона или вращения датчика во время измерения. Например, если сравнения изменения отраженных сигналов в точках 106, 107, 108 во времени говорят о движении вверх слева от изучаемой области 120, и в то же время отличия в точках 116, 117, 118 указывают на движение вниз справа от изучаемой области, можно сделать вывод, что имеет место общее вращательное или наклонное движение датчика относительно изучаемой области, на которое следует внести поправку в измерения.

Как показано на Фиг. 9, можно также, а в некоторых случаях и желательно, проследить в плоскости двумерного изображения вдоль нескольких линий в изучаемой области 120, прилегающей к области 100 побуждающего импульса во время, до и после события толкающего усилия. В этом примере с двух линий образцов 126, 127, 128 и 136, 137, 138 слежения за фоновым движением периодически снимают показания во время измерения в интервале слева от вектора 100 побуждающего импульса, а с двух линий 146, 147, 148 и 156, 157, 158 образцов слежения за фоновым движением снимают показания справа от вектора побуждающего импульса. Как правило, требуется замер фонового движения один раз до побуждающего импульса и несколько замеров фонового движения после побуждающего импульса для получения оценки движения в результате события толкающего усилия. Однако если производят две и более серии замеров фонового движения до побуждающего импульса, также можно получить оценку фонового движения. Если также измеряют по меньшей мере одну серию отраженных сигналов фонового движения через достаточно большое время после побуждающего импульса, также можно получить дополнительные оценки фонового движения, поскольку движение можно, скорее, интерполировать в интервале времени от момента до побуждающего импульса до момента после побуждающего импульса, чем экстраполировать. Этот метод можно осуществить при многочисленных поперечных смещениях от оси побуждающего луча. Если фоновое движение неоднородно в изучаемой области, можно получить оценку скалярного поля компоненты осевого движения в заданном объеме.

Следует учесть, что коррекцию фонового движения можно осуществлять для измерений в трехмерном пространстве в дополнение к обычной плоскости. Применение преобразователя двумерного массива, как показано на Фиг. 1, позволяет выполнять эластографию в трех измерениях для обеспечения улучшенного клинического применения, поскольку изменения упругих свойств вне плоскости могут отрицательно повлиять на эластографические измерения в одной плоскости. Дополнительный трехмерный контроль геометрии побуждающего луча при помощи двумерного массива может усилить отношение сигнал - шум и обеспечить дополнительную функциональность. В этом случае можно добавить дополнительные лучи слежения за фоновым движением вне изучаемой области в течение интервала измерений и/или лучи слежения за фоновым движением в начале или в конце в изучаемой трехмерной области, как показано выше в двумерном случае, для получения полной трехмерной объемной оценки осевого движения для коррекции измеренного отклика на возбуждение, вызванное побуждающим импульсом. Например, можно передать четыре линии слежения за фоновым движением с интервалами в 90° вокруг вектора побуждающего импульса. Линии слежения за фоновым движением можно передавать перед двумерной полосой побуждающего импульса и после нее, как описано выше, для регистрации движения ткани в трехмерном пространстве, в котором измеряют поперечные волны.

1. Ультразвуковая диагностическая система формирования изображений для анализа волны сдвига, содержащая:
ультразвуковой матричный датчик с двумерным массивом преобразовательных элементов, выполненных с возможностью передавать побуждающие импульсы вдоль ряда различных векторов в субъекте для генерирования волны сдвига; и
устройство формирования луча, соединенное с двумерным массивом, чтобы побуждать массив генерировать область побуждающих импульсов в двух измерениях и принимать отраженные сигналы из области, прилегающей к области побуждающих импульсов;
при этом побуждающие импульсы образуют энергетическую полосу, создающую фронт волны сдвига.

2. Ультразвуковая диагностическая система формирования изображений по п. 1, в которой энергетическая полоса - это плоская энергетическая полоса.

3. Ультразвуковая диагностическая система формирования изображений по п. 1, в которой энергетическая полоса - это изогнутая энергетическая полоса.

4. Ультразвуковая диагностическая система формирования изображений по п. 1, в которой побуждающие импульсы образуют энергетическую полосу, создающую фронт волны сдвига в виде плоской волны.

5. Ультразвуковая диагностическая система формирования изображений по п. 4, в которой энергетическая полоса формируется в плоскости, нормальной к грани преобразователя двумерного массива.

6. Ультразвуковая диагностическая система формирования изображений по п. 4, в которой энергетическая полоса формируется в плоскости, наклоненной под непрямым углом к грани преобразователя двумерного массива.

7. Ультразвуковая диагностическая система формирования изображений по п. 1, в которой побуждающие импульсы передаются в виде плоского луча для формирования источника плоской волны сдвига в субъекте.

8. Ультразвуковая диагностическая система формирования изображений по п. 1, в которой двумерный массив выполнен с возможностью передавать побуждающие импульсы путем перемещения положения фокуса побуждающего импульса от одной фокусной точки к другой в течение интервала времени, который меньше времени одного цикла сгенерированной волны сдвига.

9. Ультразвуковая диагностическая система формирования изображений по п. 8, в которой побуждающие импульсы смещаются как в осевом направлении, так и в поперечном направлении в течение указанного интервала времени.

10. Ультразвуковая диагностическая система формирования изображений по п. 1, в которой побуждающие импульсы образуют изогнутую энергетическую полосу, формирующую источник волны сдвига, сфокусированный в линию.

11. Ультразвуковая диагностическая система формирования изображений по п. 3, в которой побуждающие импульсы образуют изогнутую энергетическую полосу, формирующую источник волны сдвига, сфокусированный в дифракционно-ограниченный точечный фокус.

12. Ультразвуковая диагностическая система формирования изображений по п. 3, в которой побуждающие импульсы образуют изогнутую энергетическую полосу, формирующую источник волны сдвига, сфокусированный в область с ограниченной осевой глубиной.

13. Ультразвуковая диагностическая система формирования изображений по п. 1, в которой датчик дополнительно выполнен с возможностью передавать импульсы слежения вдоль линий слежения, прилегающих к векторам побуждающих импульсов, и принимать отраженные сигналы от точек вдоль линий слежения; и дополнительно содержащая:
контроллер устройства формирования луча, соединенный с матричным датчиком, который управляет матричным датчиком для передачи сфокусированных импульсов слежения и приема отраженных сигналов вдоль линий слежения в последовательности с временным уплотнением;
память А-линии для хранения данных отраженных сигналов линии слежения;
детектор движения, реагирующий на данные линии слежения для определения движения, связанного с прохождением волны сдвига сквозь положения линий слежения;
детектор скорости, измеряющий скорость волн сдвига, проходящих сквозь положения линий слежения; и
устройство отображения для отображения результатов измерения волны сдвига.

14. Ультразвуковая диагностическая система формирования изображений по п. 13, в которой детектор движения обнаруживает смещение ткани, вызванное волнами сдвига.

15. Ультразвуковая диагностическая система формирования изображений по п. 14, в которой детектор движения дополнительно содержит кросс-коррелятор данных отраженных сигналов линии слежения и детектор пика смещения.

16. Ультразвуковая диагностическая система формирования изображений по п. 15, в которой детектор скорости выполнен с возможностью определять скорость путем сравнения времен появления двух пиков смещения.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к средствам для оценки регургитационного потока. Система содержит ультразвуковой датчик, содержащий матрицу преобразователей, процессор изображений, доплеровский процессор, процессор для вычисления потоков, выполненный с возможностью создания модели поля скоростей потока около местонахождения регургитационного потока и устройство отображения.

Изобретение относится к технике связи и может использоваться системами получения информации о субъекте, принимающем упругие волны. Технический результат состоит в повышении точности приема информации за счет увеличения пространственной разрешающей способности.

Изобретение относится к области гидроакустики. Технический результат изобретения заключается в упрощении конструкции антенны и уменьшении ее массогабаритных параметров.

Изобретение относится к области гидроакустики и может быть использовано для измерения параметров звукового поля в морской среде с использованием как стационарных, так и подвижных носителей.

Изобретение относится к области гидро- и геоакустики и может быть использовано в морях, океанах, пресноводных водоемах в качестве донной кабельной антенны для проведения исследований и мониторинга сейсмоакустической эмиссии на шельфе в обеспечение инженерно-геофизических работ на морском дне.

Изобретение относится к области гидроакустики, а именно к гидроакустическим антеннам, и может быть использовано в гидроакустических донных или опускаемых станциях различного назначения.

Изобретение относится к области радиолокации. Достигаемый технический результат - повышение точности и сокращение времени моделирования сигнала, отраженного от земной поверхности.

Изобретение относится к технике акустики и может использоваться в медицинской аппаратуре для ультразвуковой эхографии. Технический результат состоит в расширении угла обзора движений посредством ультразвуковых изображений.

Ультразвуковая диагностическая система получения изображений создает изображение с расширенным полем зрения (EFOV). Трехмерный зонд для получения изображения перемещается вдоль кожи пациента над анатомией, которая должна быть введена в изображение с EFOV.

Использование: изобретение относится к области гидроакустики и может быть использовано в морях, океанах, пресноводных водоемах в качестве геофизической косы для проведения исследований в обеспечении инженерно-геофизических работ на морском дне.

Изобретение относится к гидроакустическим системам навигации подводных аппаратов. Технический результат - снижение гидродинамических шумов и расширение частотной полосы антенны в области низких частот. Антенна содержит внешнюю эластичную кабельную оболочку, армирующий силовой элемент, набор приемников, каждый из которых состоит из двух одинаковых чувствительных элементов, герметичные корпуса, содержащие электронные платы с дифференциальными усилителями и АЦП, жгут проводов цифровой линии связи и линии питания, при этом чувствительные элементы размещены в отдельных корпусах с крышками, которые также содержат герметичные контакты, причем корпуса с чувствительными элементами снабжены закрепленными на оси эластичными цилиндрическими трубками, внутри которых пропущен жгут проводов цифровой линии связи и линии питания, чувствительные элементы выполнены в виде пьезоэлектрических коаксиальных кабелей с противоположной полярностью, электростатический экран в виде сетчатой оплетки, поверх электростатического экрана на крышках корпусов установлены центрирующие втулки из эластичного материала с продольными наружными выступами, а пространство внутри эластичных трубок, а также между эластичными трубками, пьезоэлектрическими коаксиальными кабелями, электростатическим экраном и армирующим силовым элементом заполнено вязкой звукопоглощающей эластичной средой. 3 ил.

Изобретение относится к диагностическим ультразвуковым системам для трехмерной визуализации. Ультразвуковая диагностическая система визуализации содержит ультразвуковой датчик, выполненный с возможностью сбора набора данных 3-мерного изображения объемной области, блок мультипланарного переформатирования, реагирующий на набор данных 3-мерного изображения, выполненный с возможностью формирования множества 2-мерных изображений, блок задания последовательности изображений, реагирующий на 2-мерные изображения, выполненный с возможностью формирования последовательности 2-мерных изображений, которые могут быть воспроизведены в виде последовательности 2-мерных изображений стандартного формата, порт данных, связанный с блоком задания последовательности изображений, выполненный с возможностью передачи последовательности 2-мерных изображений в другую систему визуализации, и дисплей просмотра последовательностей 2-мерных изображений. Система визуализации дополнительно содержит пользовательский интерфейс управления для выбора нормального направления через набор 3-мерных данных, который содержит выбор плоскости 2-мерного изображения, проходящей через набор 3-мерных данных, причем изображения последовательности 2-мерных изображений, сформированных блоком переформатирования данных изображения, параллельны плоскости выбранной плоскости 2-мерного изображения. Использование изобретения позволяет облегчить перенос и использование данных 3-мерного изображения на других платформах для медицинских изображений. 11 з.п. ф-лы, 4 ил.

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к средствам для уменьшения помех при применениях ультразвука. Устройство содержит устройство абляции, ультразвуковое устройство, ультразвуковой преобразователь. Устройство выполнено с возможностью формирования двух импульсов ультразвукового возбуждения, причем ультразвуковой преобразователь выполнен с возможностью ультразвукового сканирования и приема двух объединенных ультразвуковых сигналов. Каждый из принятых объединенных ультразвуковых сигналов содержит сигнал помехи, при этом один сигнал обрабатывается вместе с другим принятым объединенным ультразвуковым сигналом. Способ уменьшения помех осуществляется посредством устройства с использованием носителя информации. Изобретение позволяет улучшить ультразвуковой мониторинг на глубине абляции. 3 н. и 9 з.п. ф-лы, 8 ил.
Наверх