UA120644C2 - Спосіб і пристрій для ультразвукового вимірювання та візуалізації пружності біологічних тканин в реальному часі - Google Patents

Abstract

Винахід належить до ультразвукових способів і приладів медичної діагностики, що використовують ультразвукове зондування для визначення пружних властивостей біологічних тканин шляхом вимірювання швидкості зсувних хвиль та візуалізації пружних властивостей тканин. Спосіб базується на вимірюванні швидкості розповсюдження хвильового фронту зсувної хвилі вздовж напрямку збурення та перпендикулярно до нього. Для реалізації способу послідовно випромінюють потужний ультразвуковий пучок хвиль для збурення зсувної хвилі та множину ультразвукових імпульсів для реєстрації переміщення тканин за допомогою сигналів відгуку тканин. Зображення принаймні одного параметра пружності тканин отримується з урахуванням рівня шумів, що мали місце при вимірюванні швидкості зсувних хвиль. Відображення результатів здійснюють у вигляді зображення параметрів пружності та рівня шумів та індикації чисельних значень параметрів пружності та рівня шумі. Технічний результат полягає у підвищенні точності та достовірності вимірювань та підвищенні просторової роздільної здатності при візуалізації параметрів біологічних тканин в реальному часі.

Description

Винахід належить до ультразвукових способів і приладів медичної діагностики, що використовують ультразвукове зондування для визначення пружних властивостей біологічних тканин шляхом вимірювання швидкості зсувних хвиль та візуалізації пружних властивостей тканин.

Патологічні стани можуть призводити до зміни у порівнянні із нормальним станом пружності м'яких біологічних тканин. Внаслідок цього лікарі застосовують пальпацію для визначення пружності та ідентифікації патологічного стану тканин. Наприклад, при таких дифузних захворюваннях печінки як фіброз, цироз та інші, жорсткість тканин підвищується і може бути оцінена при пальпації. Проте така оцінка пружних властивостей не є кількісною, що обмежує її діагностичну цінність.

Відомі спосіб і пристрій для отримання зображення модуля зсуву або модуля Юнга біологічних тканин, що поєднують імпульсне ультразвукове зондування із одночасним створенням зовнішніх статичних напружень на біологічні тканини (див. 055474070).

Запропонований спосіб включає в себе створення зовнішніх статичних напружень на поверхні об'єкта дослідження, задання множини напрямків зондування, подальше випромінювання вздовж кожного з напрямків зондування множини зондуючих ультразвукових імпульсів у біологічну тканину, приймання множини ультразвукових сигналів відгуку біологічної тканини на множину зондуючих ультразвукових імпульсів, визначення за допомогою сигналів відгуку переміщення тканин під дією напружень, винайдення за величиною переміщень величини відносної деформації та обрахування модуля зсуву за даними про величину відносної деформації та зовнішнього напруження.

Напруження у описаному способі може створюватись на поверхні біологічного об'єкта за допомогою того самого ультразвукового перетворювача, який здійснює ультразвукове зондування. Недоліком цього способу є низька точність вимірювань, оскільки в реальних умовах неможливо створити у біологічних об'єктах, які зазвичай мають складну просторову геометрію, однорідні деформації. Внаслідок цього дійсні локальні напруження всередині біологічних тканин можуть суттєво відрізнятися від поверхневих навіть у випадку, коли останні точно визначені.

Тому цей спосіб залишається на сьогодні якісним (див. 59220479) і в дійсності не дозволяє проводити кількісні вимірювання пружних властивостей біологічних тканин.

Зо Для створення зсувних деформацій всередині біологічних тканин можливе використання сили радіаційного тиску потужного сфокусованого пучка ультразвукових хвиль (див. Заг/а7цап

А. еї аІ., 5Пеаг маме еїазіїсйу ітадіпуд: А пем/ ийгавопіс їесппоіоду ої тедіса! аіадпозвіїсв.

МОПгазоцпа Меса. Віої. 1998, 24(9), 1419-1435). Випромінювання імпульсного пучка хвиль у певному напрямку збурення приводить до динамічного відгуку біологічної тканини на імпульсну силу радіаційного тиску, яка має найбільшу величину у фокальній області пучка. В результаті тканини здійснюють початкове зсувне переміщення у фокальній області, що призводить в подальшому до збурення і розповсюдження зсувних хвиль. Відгук біологічної тканини у вигляді збуреної зсувної хвилі, джерелом якої є фокальна область, може бути зареєстрований, наприклад, ультразвуковим допплерівським методом (див. Вагаппік Е.А. еї аї., Ооррієг ийкабзоипа аеїесіоп ої 5пеаг жшаме5 тетоївїу іпдисей іп їїзвиє рпапіотв5 апа ії55це іп міо.

ОПгазопісв, 2002, 40(1-8), 849-852) та іншими ультразвуковими методами (див. Міднііпдаїе К. єї аї., зЗпєаг уламе депегаїййоп ивзіпа асоивіїс гадіаноп огсе: іп мімо апа ех мімо гезийв5, Опгазошпа Мед.

Віо!., 2003, З2(1), 61-72), які використовують для вимірювання переміщення тканин. Швидкість, з якою розповсюджуються зсувні хвилі, визначається модулем зсуву та густиною біологічної тканини, тому вимірювання швидкості зсувних хвиль вирішує проблему винайдення модуля зсуву та модуля Юнга тканин.

На цьому принципі поєднання ультразвукового зондування з одночасним віддаленим збуренням зсувних хвиль побудована велика кількість способів вимірювання та візуалізації пружності біологічних тканин, зокрема, Вагаппік Е. еї а)., Те іпїшепсе ої мізсо5йу оп Ше 5Неаг зігаіп тетоїєїу іпдисед Бу тосивей ийгазошпа іп мізсовіавіїс тедіа, Чошт. Асоийві. ос. Ат., 2004, 11505, РІ) 2358-2364, Мсі ацйодніїп .. еї а!., зпеаг маме зреєа гесомегу іп ігапзіепі еіІазіодгарпу апа зирегвопіс ітадіпуд ивзіпа ргорадаїййпу їгопів, Іпуегзе ргобіет5, 2006, 22, 681-706, О058118744, 57252004 та ОАТ104530. Добре відомим є "те ої Підні" спосіб (див. Вагаппік Е. еї аї., Те інепсе ої мівсо5йу оп Ше 5Пеаг 5ігаійп гтетоївіу іпдисед Бу Тосизей циПйгазошпа іп мізсоевїавіїс теадіа, Чоцт. Асойві. Бос. Ат., 2004, 115(5, РІ.1) 2358-2364, Мсі ацйдніїп у. єї аі., 5Нєаг жмаме в5реєй гесомегу іп Мапвівепі еіазіодгарпу апа 5ирегзопіс ітадіпд ивіпа ргорадаїйпа топів, Іпмег5е робієтв5, 2006, 22, 681-706, 58118744), тобто спосіб, оснований на вимірюванні часу розповсюдження зсувної хвилі між вимірюваними об'ємами, які мають різну просторову локалізацію у напрямку, перпендикулярному до напрямку збурення. У цьому випадку швидкість бо розповсюдження зсувної хвилі може бути оцінена шляхом ділення відстані між вимірюваними об'ємами на час розповсюдження хвилі між ними. Обчислення проводять за результатами вимірювань у множині вимірюваних об'ємів, що розташовані на однаковій глибині і на різній відстані від напрямку збурення. Точність таких вимірювань сильно залежить від того, чи насправді зсувні хвилі розповсюджувалися перпендикулярно до напрямку збурення. Причина полягає в тому, що "те ої Підні" спосіб витікає за фактом з обернення одномірного рівняння ейконалу (див. Мсі айапіїп .). еї аІ., ЗНпеаг улахе 5реей гесомегу іп Мапвзіепі єіазіодгарпу апа зиреїзопіс ітадіпд ивіпуд ргорадаїййпа їгопів, Іпмегзе ргобієтв, 2006, 22, 681-706), яке нездатне враховувати можливі зміни напрямку розповсюдження зсувної хвилі. На практиці сталості напрямку розповсюдження неможливо добитися навіть для різних частин одного і того ж хвильового фронту, як це обговорюватиметься нижче.

Відомий спосіб і пристрій ультразвукового вимірювання і візуалізації пружних властивостей біологічних тканин за допомогою зсувних хвиль (див. 57252004). Спосіб включає в себе випромінювання у біологічну тканину потужного ультразвукового пучка хвиль у наперед визначеному напрямку для збурення в тканині зсувних хвиль, задання множини напрямків зондування, подальше випромінювання вздовж кожного з напрямків зондування множини зондуючих ультразвукових імпульсів у біологічну тканину, приймання множини ультразвукових сигналів відгуку біологічної тканини на множину зондуючих ультразвукових імпульсів, визначення за допомогою сигналів відгуку переміщення тканин, обумовленого розповсюдженням зсувних хвиль, у множині вимірюваних об'ємів з різною просторовою локалізацією, винайдення спектральних складових переміщень тканин, визначення на цій основі спектральних складових других часових та просторових похідних переміщень, оцінку за їх допомогою швидкості зсувних хвиль при їх проходженні через вимірювані об'єми з різною просторовою локалізацією, обчислення модуля зсуву та візуалізацію модуля в реальному часі.

Використання у цьому способі інформації про переміщення тканин у множині вимірювальних об'ємів, які розташовані на різній глибині і різних напрямках зондування, дозволяє оцінити швидкість зсувних хвиль безпосередньо з розв'язку двовимірного хвильового рівняння

Гельмгольца шляхом його обернення. Останнє підвищує точність вимірювання пружних параметрів біологічних тканин, оскільки враховує можливість розповсюдження зсувних хвиль у довільному напрямку відносно напрямку збурення.

Зо Недоліком цього способу є низька точність обчислення других просторових похідних та їх спектральних складових, що погіршує відношення сигнал/шум. Крім того, просторова роздільна здатність способу суттєво обмежена, оскільки вимірювання швидкості зсувних хвиль вимагає реєстрації даних про переміщення тканин з як мінімум трьох напрямків зондування та трьох вимірювальних об'ємів, які розташовані на різній глибині. Це означає, що поперечна та повздовжня просторова роздільна здатність цього способу дорівнюють відповідно га: та 2а4|, де й - це відстань між напрямками зондування та 4) - це відстань між вимірювальними об'ємами, що знаходяться на заданому напрямку зондування і розташовані на різній глибині.

Винахід, що пропонується, спрямований на підвищення точності та достовірності вимірювань та підвищення просторової роздільної здатності при візуалізації параметрів пружності біологічних тканин в реальному часі.

Поставлена задача вирішується за допомогою способу ультразвукового вимірювання та візуалізації пружності біологічних тканин в реальному часі, що включає: випромінювання у біологічну тканину потужного ультразвукового пучка хвиль у наперед визначеному напрямку для збурення в тканині зсувних хвиль, задання множини напрямків зондування та випромінювання вздовж кожного з напрямків множини зондуючих ультразвукових імпульсів, приймання множини ультразвукових сигналів відгуку біологічної тканини на множину зондуючих ультразвукових імпульсів, визначення за допомогою сигналів відгуку переміщення тканин, обумовленого розповсюдженням зсувних хвиль, у множині вимірювальних об'ємів з різною просторовою локалізацією, обчислення принаймні одного параметра пружності біологічної тканини включно із швидкістю розповсюдження зсувних хвиль, отримання зображення принаймні одного параметра пружності біологічної тканини; в якому додатково проводять вимірювання швидкості розповсюдження хвильового фронту зсувної хвилі у напрямку, що є перпендикулярним до напрямку збурення, вимірювання швидкості хвильового фронту вздовж напрямку збурення, визначення рівня шумів, які мали місце при вимірюванні зазначених швидкостей хвильового фронту,

визначення швидкості зсувних хвиль за допомогою винайдених швидкостей хвильового фронту вздовж та перпендикулярно до напрямку збурення; отримання зображення принаймні одного параметра пружності біологічної тканини на основі винайдених величин швидкості зсувних хвиль та рівня шумів, та отримання зображення рівня шумів.

У певному варіанті втілення винаходу, спосіб включає: випромінювання послідовності потужних ультразвукових пучків хвиль у біологічну тканину для збурення в ній зсувних хвиль, та отримання зображення принаймні одного параметра пружності біологічної тканини та зображення рівня шумів в реальному часі після кожного випромінювання.

У певному варіанті втілення винаходу вимірювання швидкості хвильового фронту у напрямку, що є перпендикулярним до напрямку збурення, базується на вимірюванні часу проходження хвильового фронту між вимірювальними об'ємами, які розташовані на різній відстані від напрямку збурення.

У певному варіанті втілення винаходу вимірювання швидкості хвильового фронту у напрямку збурення базується на вимірюванні часу проходження хвильового фронту між вимірювальними об'ємами, які розташовані на різній глибині вздовж напрямку збурення.

У певному варіанті втілення винаходу отримання зображення принаймні одного параметру пружності біологічної тканини на основі множини винайдених величин швидкості розповсюдження зсувних хвиль та рівня шумів включає: порівняння величини рівня шумів з наперед заданим значенням, якщо рівень шумів менше наперед заданого значення, то величина принаймні одного параметра пружності біологічної тканини визначається на основі винайденої величини швидкості розповсюдження зсувних хвиль або вагового усереднення із значенням, отриманим при попереднім випромінюванні потужного ультразвукового пучка хвиль, якщо рівень шумів більше наперед заданого значення, то величина принаймні одного параметра пружності біологічної тканини визначається за величиною значення, отриманого при попередньому випромінюванні потужного ультразвукового пучка хвиль та/або на основі величини найближчих у просторі значень цього параметра, для яких рівень шумів менше

Зо наперед заданого значення.

Іншим об'єктом винаходу є пристрій для ультразвукового вимірювання та візуалізації пружності біологічних тканин в реальному часі, що містить: ультразвуковий перетворювач, приймач-передавач, обчислювач переміщення тканин, блок обчислення пружних властивостей тканин, який містить обчислювач пружності тканин, блок накопичення та усереднення даних, конвертор зображень, пристрій відображення інформації, де блок обчислення пружних властивостей тканин з обчислювачем пружності тканин додатково містить: обчислювач швидкості хвильового фронту у напрямку, що є перпендикулярним до напрямку збурення, вхід якого з'єднаний з виходом обчислювача переміщення тканин, а перший вихід з першим входом обчислювача пружності тканин, обчислювач швидкості хвильового фронту вздовж напрямку збурення, вхід якого з'єднаний з виходом обчислювача переміщення тканин, а перший вихід з другим входом обчислювача пружності тканин, обчислювач рівня шумів, перший вхід якого з'єднано з виходом обчислювача переміщення тканин, другий і третій входи з'єднані з другими виходами обчислювачів швидкості хвильового фронту, а вихід до другого входу блока накопичення та усереднення, компаратор, вхід якого приєднаний до виходу обчислювача шумів, а вихід до першого входу блока накопичення та усереднення.

Введення у пристрій зазначених додаткових елементів та зв'язків дозволяє реалізувати запропонований спосіб для ультразвукового вимірювання пружності і тим самим підвищити точність та достовірність вимірювань, а також роздільну здатність при візуалізації параметрів пружності біологічних тканин в реальному часі.

На Фіг. 1 показаний ультразвуковий перетворювач, напрямок випромінювання Ох у біологічну тканину потужного ультразвукового пучка хвиль для збурення в тканині зсувних хвиль, множина напрямків зондування в площині (х, у), що нумеруються індексом п та бо знаходяться на різній відстані у від напрямку збурення, хвильовий фронт максимальних зсувних переміщень, який розповсюджується зі швидкістю сі, та величина переміщень ЩО у заданий момент часу у трьох вимірювальних об'ємах, які розташовані на суміжних напрямках зондування і мають однакову координату х, тобто знаходяться на однаковій глибині відносно ультразвукового перетворювача.

На Фіг. 2 представлена комп'ютерна симуляція залежності від часу переміщень тканин у вимірюваних об'ємах, які знаходяться на однаковій глибині відносно ультразвукового перетворювача і розташовані на суміжних напрямках зондування.

На Фіг. З представлене взаємне розташування хвильового фронту, двох напрямків зондування з вимірюваними об'ємами, відстань ді між напрямками зондування, відстань ду між вимірюваними об'ємами, що знаходяться на заданому напрямку зондування, та кут « між хвильовим фронтом та напрямками зондування.

На фіг. 4 показана блок-схема пристрою для ультразвукового вимірювання та візуалізації пружності біологічних тканин в реальному часі.

На Фіг. 5 показане чорно-біле зображення ультразвукового фантома біологічної тканини, кольорове кодування при формуванні зображення модуля Юнга у фантомі та відображення результатів вимірювань.

На Фіг. 6 показане чорно-біле зображення ультразвукового фантома біологічної тканини, кольорове кодування при формуванні зображення рівня шумів при вимірюваннях у фантомі та відображення результатів вимірювань.

У відповідності до винаходу, спосіб ультразвукового вимірювання та візуалізації пружності біологічних тканин в реальному часі включає в себе випромінювання у біологічну тканину потужного ультразвукового пучка хвиль 120 у наперед визначеному напрямку Ох для збурення в тканині зсувних хвиль, як це показано на Фіг. 1. Задається множина напрямків зондування 140 та випромінюється вздовж кожного з напрямків множина зондуючих ультразвукових імпульсів.

Приймається множина ультразвукових сигналів відгуку біологічної тканини на множину зондуючих ультразвукових імпульсів. За допомогою сигналів відгуку визначається переміщення тканин, обумовленого розповсюдженням зсувних хвиль, у множині вимірюваних об'ємів 340, 350 та 360 з різною просторовою локалізацією, як показано на Фіг. 3. На цій основі вимірюється швидкість розповсюдження хвильового фронту 130 у напрямку, що є перпендикулярним до

Зо напрямку збурення Ох, а також швидкість розповсюдження хвильового фронту вздовж напрямку збурення Ох. Визначається рівень шумів, які мали місце при вимірюванні зазначених швидкостей розповсюдження хвильового фронту. Визначається швидкість розповсюдження зсувних хвиль за допомогою винайдених швидкостей хвильового фронту вздовж та перпендикулярно до напрямку збурення зсувної хвилі. На основі винайдених величин швидкості розповсюдження зсувних хвиль та рівня шумів отримується зображення принаймні одного параметра пружності біологічної тканини, та зображення рівня шумів.

Блок-схема пристрою для ультразвукового вимірювання пружних властивостей біологічних тканин в реальному часі, що показана на Фіг. 4, містить ультразвуковий перетворювач 410, приймач-передавач 420, обчислювач переміщення тканин 430 та блок обчислення пружних властивостей тканин 440, який містить обчислювач пружності м'яких тканин 445, обчислювач швидкості розповсюдження хвильового фронту у напрямку, що є перпендикулярним до напрямку збурення 450, обчислювач швидкості розповсюдження хвильового фронту вздовж напрямку збурення 460, обчислювач рівня шумів 455, компаратор 465, блок накопичення та усереднення даних 470, конвертор зображень 480 та пристрій відображення інформації 490.

При реалізації запропонованого способу пристрій працює наступним чином. Приймач- передавач 420 генерує імпульсний сигнал, завдяки якому ультразвуковий перетворювач 410 випромінює потужний імпульсний пучок ультразвукових хвиль, які стають джерелом зсувних хвиль в біологічній тканині На Фіг. 1 показане випромінювання ультразвуковим перетворювачем 110 потужного сфокусованого пучка ультразвукових хвиль 120. Фокальна область такого пучка з центром на початку координат О є найбільш ефективним джерелом зсувних хвиль завдяки найбільшій силі радіаційного тиску. Хвильовий фронт збуреної зсувної хвилі 130 завжди не є ідеально циліндричним, внаслідок чого в різних частинах хвильового фронту швидкість розповсюдження має різні напрямки. В інших реалізаціях запропонованого способу можливе використання пучків хвиль з довільною геометрією ультразвукового поля та, як наслідок, з довільною геометрією хвильових фронтів збурених зсувних хвиль. Для побудови зображень в реальному часі генерують послідовність потужних ультразвукових пучків хвиль для збурення в тканинах зсувних хвиль.

Після кожного випромінювання потужного пучка ультразвукових хвиль приймач-передавач 420 генерує імпульсний періодичний сигнал, який перетворюється в ультразвуковому бо перетворювачі 410 на послідовність зондуючих ультразвукових імпульсів, що випромінюються у кожному із заданих напрямків зондування. Ультразвукові сигнали відгуку біологічної тканини на множину зондуючих ультразвукових імпульсів приймаються ультразвуковим перетворювачем 410 ії перетворюються в електричні сигнали відгуку, які надходять до приймача-передавача 420, де посилюються до величини, необхідної для подальшої обробки у обчислювачі переміщення тканин 430.

Дані з приймача-передавача 420 до обчислювача переміщення тканин 430 можуть надходити як у вигляді радіочастотних, так і низькочастотних сигналів відгуку. В останньому разі в приймачі- передавачі 430 з використанням комплексного сигналу гетеродина здійснюється квадратурна демодуляція радіочастотних сигналів відгуку, в результаті чого формуються низькочастотні комплексні допплерівські 1-0) сигнали відгуку у вигляді двох квадратурних складових для зондуючих імпульсів кожного напрямку зондування. В приймачі-передавачі 420 здійснюється також аналого-дифрове перетворення сигналів, в результаті чого на вхід обчислювача переміщення тканин 430 надходять дискретні сигнали відгуку з вимірюваних об'ємів.

Описаний вище спосіб обробки сигналів у приймачі-передавачі 420 з використанням сигналів гетеродину відповідає подальшому автокореляційному алгоритму обчислення переміщень (див. 54473477 та 54840028) у обчислювачі переміщень 430. У загальному випадку обчислення у обчислювачі переміщень 430 зсувних переміщень щі) у вимірюваному об'ємі з координатою ї в момент часу Її може реалізуватися за допомогою, наприклад, крос- кореляційного на радіочастоті способу, який має також назву спекл-трекінгу і застосовується у 55474070 та 57252004, а також будь-яким з інших відомих способів, описаних, наприклад, у

О5ОУ220479.

Обчислені для різних моментів часу переміщення тканин надходять далі до блоку обчислення пружних властивостей тканин 440. Ці дані щодо переміщень протягом заздалегідь визначеного проміжку часу Т у вимірюваних об'ємах з різною просторовою локалізацією запам'ятовуються у обчислювачі швидкості розповсюдження хвильового фронту у напрямку, що є перпендикулярним до напрямку збурення 450, та обчислювачі швидкості розповсюдження хвильового фронту вздовж напрямку збурення 460. Величина проміжку часу Т визначається просторовими координатами вимірюваних об'ємів, найменшою з можливих швидкістю

Зо розповсюдження зсувних хвиль і найбільшою з можливих тривалістю проходження зсувної хвилі через вимірюваний об'єм. Ці умови забезпечують реєстрацію всіх переміщень, обумовлених проходженням зсувної хвилі, у всіх вимірюваних об'ємах, як це показано на фіг. 2 на прикладі трьох вимірюваних об'ємів 150 на суміжних напрямках зондування 140. .

На Фіг. 2 представлена також характерна залежність від часу величини переміщень ЩО тканин у вимірюваних об'ємах 150, які розташовані на суміжних напрямках зондування 140 і мають однакову координату х, тобто розташовані на однаковій глибині відносно ультразвукового перетворювача. Час розповсюдження ТІ. хвильового фронту 310 між двома вимірюваними об'ємами 340 та 350, які мають однакову координату х і розташовані на суміжних напрямках зондування 320 та 330, які показані на Фіг. 3, може бути знайдений у обчислювачі 450 аадопрмутою СУК функції: (в) .

Час розповсюдження т хвильового фронту дорівнює такій затримці у часі т, при якій крос- кореляційна функція набуває свого максимального значення.

Величину ті можна також отримати шляхом винайдення суми модулів різностей (5АЮ) величини переміщень, суми квадратів різностей (550) величини переміщень, суми кубів різностей (5СО) величини переміщень або за сумою степеневих різностей (ЗРО) величини переміщень (ЗРО), які обчислюються відповідно до рівнянь т 5АД(т)- || щуУп-я, хи) щуп, нт) о т 550(х)- ІЇ щуп, х,)- щуп, нт) Га, о т 5О0(х)- || щуп-я, хи) щуп, нт) Ра о т 5РО(т)- || щуУп-я, х,)- щуп, нт) Гах о де р - довільне позитивне число. При обчисленні часу розповсюдження ТІ за допомогою вказаних функцій цій величині відповідає такий час затримки т, при якому ці функції набувають свого мінімального значення. В результаті у обчислювачі 450 винаходиться швидкість розповсюдження хвильового фронту у напрямку, що є перпендикулярним до напрямку збурення: сі -ч,

ТІ

Відповідно до Фіг. З, при куті 2-0 один і той же хвильовий фронт 310 у різні моменти часу досягатиме вимірюваних об'ємів 340 та 360, що розташовані на п-1-му напрямку зондування 320, але мають різну координату х, тобто розташовані на різній глибині. Винайдення часу розповсюдження т|, хвильового фронту між різними вимірюваними об'ємами на заданому напрямку зондування у обчислювачі 460 відбувається так само, як і часу 7, тобто із застосуванням однієї із функцій С(ї), ЗАО(т), 550(1), ЗСО(тї) або 5РО(т). В результаті у обчислювачі 460 винаходиться швидкість хвильового фронту у напрямку збурення, яка дорівнює: 5.

ЇХ

Таким чином, для винайдення локальних швидкостей розповсюдження хвильового фронту перпендикулярно та вздовж напрямку збурення достатньо інформації про переміщення тканин відповідно у двох вимірюваних об'ємах на суміжних напрямках зондування та у двох суміжних об'ємах на заданому напрямку зондування. Тому поперечна та повздовжня просторова роздільна здатність запропонованого способу дорівнюють відповідно 9 та | .

Безрозмірна оцінка рівня шумів ві, які мають місце при вимірюванні величини ши здійснюється у обчислювачі рівня шумів 455, до якого з обчислювача 450 надходять дані щодо величини 7--, а також дані про переміщення тканин у різні моменти часу з обчислювача переміщення тканин 430. Та обставина, що при т функція С(х) набуває свого максимального значення, а функції 5АО(т), 550(ї), ЗСО(тї) або 5РО(т) набувають свого мінімального значення означає, що при такій затримці часу криві переміщень тканини у різних вимірюваних об'ємах збігаються найбільш сильно. В реальності ідеального збігання не може бути з різних фізичних причин, що погіршує точність вимірювань. По-перше, форма цих кривих

Зо спотворюється внаслідок природного затухання зсувних хвиль та їх циліндричною розбіжністю в процесі розповсюдження, внаслідок чого зменшується амплітуда хвиль у вимірюваних об'ємах, більш віддалених від джерела зсувних хвиль, як це показано на фіг. 2. По-друге, до спотворення форми кривих приводять спекл-шуми та шуми іншої природи. По-третє, форма кривої переміщень може змінюватись при проходженні зсувної хвилі через неоднорідності в тканинах а також внаслідок природних рухів самих тканин.

Таким чином, величина функцій С(71), 5А0(7), 550(71), 5С0(71) або 5РО( 1) об'єктивно відображає всі фізичні фактори і шуми, які приводять до спотворення форми кривих переміщень, погіршують точність вимірювання величини сі та подальшого визначення пружності біологічних тканин. З іншого боку, абсолютна величина цих функцій залежить також від початкової амплітуди збурених зсувних хвиль, яка заздалегідь невідома. Тому для оцінки рівня шумів у запропонованому способі використовуються функції, нормовані на потужність кривих переміщення тканин. А саме, при обчисленні величини сі оцінку рівня шумів можна проводити у відповідності до наступних формул:

5і-1- С(ті) т т т 2

Пе (уп, ха ми (ук хліву о о 1

Т 2 5АД(ту) б 3ВБВКОЗВБВ2ИШНЮУШУУ) ) .-2-- 1 1 т т 7

Пе (Уп-ї ха м? (уп ханів о о 550(т,) б а пп 1 1 т т ?

Пе (Ул ха м? (ук хан) о о 1 т2 5СО (т) б 3ВБВКОЗВБВ2ИШНЮУШУУ) ) .-2-- 1

З т т 4

Пе (уп, хан? (ук ханів о о

Р т2 5с0О(т,)

Е0ЗРА 6 ; 5603- -

В т т 4

Пе (уп жа и? (уп ханів о о

При використанні для оцінки рівня шумів функцій ЗАО( 7), 550(7-), 8С0( 7) або 5РО( 7) нормування на потужність кривих переміщення можна замінити нормуванням на крос- кореляційну функцію бе, обчислення якої потребує меншого часу. 5 Безрозмірна оцінка рівня шумів бу), які мають місце при вимірюванні величини сі, здійснюється аналогічним чином у обчислювачі рівня шумів 455, до якого з обчислювача 460 надходить величина т|. В цьому обчислювачі також виконується оцінка рівня шумів з урахуванням обох величин бі і б| у відповідності до однієї із формул: «рев дв- Бобруветахрбья | хетіб, у) 5--ю но; о- 6/6; ,5- тах бр М-тіп бі 27, що ще ахрот| у щі

Винайдене значення оцінки рівня шумів надходить до компаратора 465 та блока накопичення та усереднення даних 470, де формується масив даних, необхідних для побудови зображення рівня шумів. У цьому ж блоці визначається середнє значення рівня шумів а також мінімальне та максимальне значення у вибраній області інтересу. Зображення рівня шумів формується у конверторі зображень 480 з подальшим відображенням у пристрої відображення інформації 490.

Дані про винайдені величини швидкостей сі і с| з обчислювачів 450 і 460 надходять до обчислювача пружності м'яких тканин 445, у якому винаходиться швидкість зсувної хвилі. Як видно з Фіг. 3, у порівнянні з вимірюваним об'ємом 340, що має координату х на напрямку 320 з номером п-1, один і той самий хвильовий фронт досягає вимірюваного об'єму 350 з тією ж координатою х на напрямку 330 з номером п із затримкою у часі, яка дорівнює: т- а, со5о сі

Аналогічним чином, час проходження хвильового фронту між вимірюваними об'ємами 340 та 360, що знаходяться на напрямку зондування 320, дорівнює: ді віпос

МІ бер

Звідси витікає, що швидкість хвильового фронту у напрямку, що є перпендикулярним до напрямку збурення, та у напрямку збурення визначаються швидкістю зсувних хвиль та описуються відповідно формулами:

Обидві представлені швидкості у загальному випадку можуть мати довільний знак в залежності напрямку розповсюдження хвиль та локального значення кута а (х, у), а за абсолютною величиною задовольняють нерівності: й в. су Кербсу) хсеосу).

У наведеному на Фіг. З прикладі координати х та у є координатами вимірюваного об'єму 340.

Згідно із цими величинами швидкості хвильового фронту в обчислювачі 445 обчислюється абсолютна величина локальної швидкості зсувних хвиль, яка не залежить від величини кута а (х, У): су боу)ер бсу) суибу)єттт 5 Я«- т усі бсу)нор босу)

Швидкість зсувних хвиль пов'язана із модулем зсуву нн рівнянням шщоу)-росу)сь (ху) де р(х, у) - це локальна густина біологічної тканини. Тому у обчислювачі 445 винаходяться також модуль зсуву та модуль Юнга, який для біологічних тканин пов'язаний з модулем зсуву рівнянням

Е(х, у)-Зн (х, У).

Винайдене значення принаймні одного параметра пружності біологічної тканини, яке включає в себе одну або більше з величин швидкості розповсюдження зареєстрованих зсувних хвиль, модуля зсуву та модуля Юнга, надходить до блока накопичення та усереднення даних 470 для накопичення масиву даних, необхідного для подальшого формування двовимірного зображення цього параметра у конверторі зображень 480.

До цього ж блока з компаратора 465 надходять результати порівняння рівня шумів, які мали місце при вимірюванні цих параметрів пружності, з наперед заданим значенням б. Якщо рівень шумів менше наперед заданого значення, то визначення величини принаймні одного параметра пружності біологічної тканини проводиться на основі винайденої величини швидкості розповсюдження зсувних хвиль. У певному варіанті втілення винаходу можливе вагове усереднення із значенням цього параметра, яке було отримане при попередньому випромінюванні потужного ультразвукового пучка хвиль. Якщо рівень шумів більше наперед заданого значення, то величина принаймні одного параметра пружності біологічної тканини

Зо визначається за величиною значення, отриманого при попередньому випромінюванні потужного ультразвукового пучка хвиль та на основі величини найближчих у просторі значень цього параметра, для яких рівень шумів менше наперед заданого значення. У певному варіанті втілення винаходу величина цього параметра може визначатися тільки на основі величини найближчих у просторі значень цього параметра, для яких рівень шумів менше наперед заданого значення. Після формування масиву даних, необхідного для побудови зображення принаймні одного параметра пружності біологічної тканини, у блоці накопичення та усереднення даних 470 винаходиться оцінка середнього значення цього параметру, середньоквадратичного відхилення, а також мінімального і максимального значень у вибраній області інтересу.

Зображення принаймні одного параметра пружності біологічної тканини формується у конверторі зображень 480 з подальшим відображенням у пристрої відображення інформації 490.

Нарешті, пристрій відображення інформації 490, до якого надходять дані з конвертора зображень 480, реалізує індикацію результатів ультразвукового вимірювання принаймні одного параметра пружності біологічної тканини в реальному часі у вигляді оцінки середнього значення 510 цього параметра, середньоквадратичного відхилення 520, а також мінімального 530 і максимального 540 значень у вибраній області інтересу 550, як це показано на Фіг. 5 на прикладі відображення результатів вимірювання модуля Юнга. Одночасно із цим пристрій відображення інформації 490 візуалізує вибраний параметр пружності біологічної тканини 560.

Для візуалізації принаймні одного параметра пружності біологічної тканини можуть застосовуватись як кольорові, так і чорно-білі зображення. В одній із реалізацій способу при кодуванні такого параметра пружності, як модуль Юнга, застосовується червоно-синя шкала 570, в якій відносно великі значення Е-бОкПа кодуються червоним кольором, в той час як низькі значення кодуються синім кольором. Вибір діапазону значень параметра пружності біологічної тканини, який кодується, залежить переважно від застосування пристрою для дослідження тієї чи іншої біологічної тканини.

Для візуалізації рівня шумів також можуть застосовуватись як кольорові, так і чорно-білі зображення. На Фіг. б показана кольорова шкала 610, при якій у зображенні рівня шумів 620 великі рівні з б-1(-100 95) кодуються червоним та фіолетовим кольором, а невеликі - зеленим.

Діапазон значень рівня шумів 6-1, який кодується за допомогою кольору або чорно-білої шкали, вибраний в цій реалізації способу у зв'язку із тим, що при 021 отримані значення принаймні одного параметра пружності біологічної тканини є заздалегідь недостовірними. Індикація в реальному часі середнього значення рівня шумів 630, а також мінімального 640 і максимального 650 значень у вибраній області інтересу відбувається одночасно з відображенням результатів вимірювання модуля Юнга. Надання зображення рівня шумів та індикація його величини в реальному часі підвищують можливості оцінки достовірності проведених вимірювань в реальному часі.

ПРИКЛАД

Заявлений спосіб і пристрій для ультразвукового вимірювання пружності біологічних тканин в реальному часі можуть бути реалізовані, наприклад, з використанням програмованої логічної інтегральної схеми (ПЛІС) брапап-б6 ХО65І Х45 фірми ХІІМХ, мікросхем статичної пам'яті та персонального комп'ютера, які здатні здійснювати усі необхідні вимірювання та обчислення в реальному часі при наявності відповідного програмного забезпечення.

Характерна множина напрямків зондування не перевищує 64, максимальне число вимірюваних об'ємів на кожному напрямку зондування не перевищує 128, отже загальне число вимірюваних об'ємів на усіх напрямках зондування не перевищує 8192.

Максимальна частота повторення зондуючих імпульсів не перевищує 10 кГц, час розповсюдження зсувних хвиль в біологічних тканинах не перевищує 30 мс. Звідси максимальне число часових відліків сигналу зсувної хвилі для одного вимірюваного об'єму не перевищує 300.

Отже загальне число відліків сигналу відгуку для всіх вимірюваних об'ємів не перевищує 2457600.

Число операцій типу перемноження та складання для реалізації запропонованого способу щодо вимірювання переміщення тканин та обчислення принаймні одного параметра пружності

Зо біологічних тканин для одного вимірюваного об'єму не перевищує 105. Тому при частоті кадрів, яка не перевищує 5 кадрів/с, загальне число операцій типу перемноження та сумування не перевищує 5-10 операцій за секунду.

ПЛІС ХСОб651І Х45 має 58 модулів перемножувач-акумулятор, здатних працювати з частотою

ЗООМГц, що дозволяє виконувати до 17-109 операцій перемноження та складання за секунду, та 27000 модулів логічних схем, які дозволяють створити до 840 вузлів для виконання арифметичних або логічних операцій з 32-х бітними числами з частотою до 200 МГЦ, в результаті чого кількість операцій сумарно досягає величини 168-109 арифметичних або логічних операцій за секунду, яка є набагато більшою за ту, що необхідна для реалізації запропонованого способу у реальному часі. Також ПЛІС має пам'ять обсягом 2088 кбіт.

Мікросхеми статичної пам'яті обсягом у 8 Мбайт дозволяють утримувати дані щодо переміщень тканин в усіх 8192 вимірюваних об'ємів.

З урахуванням пікової продуктивності, зазначена ПЛІС дозволяє реалізувати у реальному часі обчислювач переміщення тканин 430, блок обчислення пружних властивостей тканин 440, що складається з обчислювача швидкості розповсюдження хвильового фронту зсувної хвилі у напрямку, що є перпендикулярним до напрямку збурення 450, обчислювача швидкості розповсюдження хвильового фронту вздовж напрямку збурення 460, обчислювача рівня шумів 455 та компаратора 465.

Блок накопичення та усереднення даних 470, конвертор зображень 480 та пристрій відображення інформації 490 можуть бути реалізовані на програмному рівні з використанням персонального комп'ютера. Для передачі даних з ПЛІС до персонального комп'ютера можливе використання каналу зв'язку ШОВ 2.0 з піковою швидкістю передачі даних до 480 Мбіт/с, що дозволяє передавати в реальному часі всі дані щодо величини принаймні одного параметра пружності біологічної тканини та рівня шумів, який мав місце при їх вимірюванні.

Claims (4)

ФОРМУЛА ВИНАХОДУ

1. Спосіб ультразвукового вимірювання та візуалізації пружності біологічних тканин в реальному часі, який полягає в тому, що у біологічну тканину випромінюють потужний ультразвуковий пучок хвиль у наперед визначеному напрямку для збурення в тканині зсувних хвиль, задають множину напрямків зондування та випромінювання вздовж кожного з напрямків множини зондуючих ультразвукових імпульсів, приймають множину ультразвукових сигналів відгуку біологічної тканини на множину зондуючих ультразвукових імпульсів, визначають за допомогою сигналів відгуку переміщення тканин, обумовленого розповсюдженням зсувних хвиль, у множині вимірюваних об'ємів з різною просторовою локалізацією, обчислюють щонайменше один параметр пружності біологічної тканини включно із швидкістю розповсюдження зсувних хвиль, отримують зображення щонайменше одного параметра пружності біологічної тканини, який відрізняється тим, що додатково вимірюють швидкість розповсюдження хвильового фронту зсувної хвилі у напрямку, що є перпендикулярним до напрямку збурення, вимірюють швидкість хвильового фронту вздовж напрямку збурення, визначають рівень шумів, які мали місце при вимірюванні зазначених швидкостей хвильового фронту, визначають швидкості зсувних хвиль за допомогою визначених швидкостей хвильового фронту вздовж та перпендикулярно до напрямку збурення, отримують зображення щонайменше одного параметра пружності біологічної тканини на основі визначених величин швидкості зсувних хвиль та рівня шумів, та отримують зображення рівня шумів.

2. Спосіб за п. 1, який відрізняється тим, що включає випромінювання послідовності потужних ультразвукових пучків хвиль у біологічну тканину для збурення в ній зсувних хвиль та отримання зображення принаймні одного параметра пружності біологічної тканини, та зображення рівня шумів в реальному часі після кожного випромінювання.

З. Спосіб за п. 1, який відрізняється тим, що вимірювання швидкості хвильового фронту у напрямку, що є перпендикулярним до напрямку збурення, базується на вимірюванні часу проходження хвильового фронту між вимірюваними об'ємами, які розташовані на різній відстані від напрямку збурення. Зо

4. Спосіб за п. 1, який відрізняється тим, що вимірювання швидкості хвильового фронту у напрямку збурення базується на вимірюванні часу проходження хвильового фронту між вимірюваними об'ємами, які розташовані на різній глибині вздовж напрямку збурення.

5. Спосіб за п. 1, який відрізняється тим, що отримання зображення принаймні одного параметра пружності біологічної тканини на основі множини визначених величин швидкості розповсюдження зсувних хвиль та рівня шумів включає порівняння величини рівня шумів з наперед заданим значенням, якщо рівень шумів менше наперед заданого значення, то величина принаймні одного параметра пружності біологічної тканини визначається на основі визначеної величини швидкості розповсюдження зсувних хвиль або вагового усереднення із значенням, отриманим при попередньому випромінюванні потужного ультразвукового пучка хвиль, якщо рівень шумів більше наперед заданого значення, то величина принаймні одного параметра пружності біологічної тканини визначається за величиною значення, отриманого при попередньому випромінюванні потужного ультразвукового пучка хвиль та/або на основі величини найближчих у просторі значень цього параметра, для яких рівень шумів менше наперед заданого значення.

6. Пристрій для ультразвукового вимірювання та візуалізації пружності біологічних тканин в реальному часі, що містить ультразвуковий перетворювач, приймач-передавач, обчислювач переміщення тканин, блок обчислення пружних властивостей тканин, який містить обчислювач пружності тканин, блок накопичення та усереднення даних, конвертор зображень, пристрій відображення інформації, який відрізняється тим, що блок обчислення пружних властивостей додатково містить ообчислювач швидкості хвильового фронту у напрямку, що є перпендикулярним до напрямку збурення, вхід якого з'єднаний з виходом обчислювача переміщення тканин, а перший вихід - з першим входом обчислювача пружності тканин, обчислювач швидкості хвильового фронту вздовж напрямку збурення, вхід якого з'єднаний з виходом обчислювача переміщення тканин, а перший вихід - з другим входом обчислювача пружності тканин, обчислювач рівня шумів, перший вхід якого з'єднано з виходом обчислювача переміщення тканин, другий і третій входи якого з'єднані з другими виходами обчислювачів швидкості хвильового фронту, а вихід приєднаний до другого входу блока накопичення та усереднення, компаратор, вхід якого приєднаний до виходу обчислювача шумів, а вихід - до першого входу блока накопичення та усереднення.

ах й ТУТ щ я у ; Ше і ! се каш у Н ни ше: їх : х і ХХ най 1 ще ч Я М й Болях що | ! тр ' Ї Ши в ду: . дент і ; 130 чани ши ни я І ! у ! ІЗ с 120---М Же і! ЕД і вч ве во ле посос нас нВИИАННЙ соосесчт стос ююовосого овечого дк» "се осо мово я у ех З ка у. " я ' і Оу. і, х зони з Ж « я з у х ! во ге й ' ТУ, щу я) ; І бю ! р ня ни о ЧИЙ Ще шунні) ї се дети і і вок -к | ! х і ре І І тк -х Не Я й ( ; шт К ! х і хан ро в) о ' ре м, і і р ох ! ! щ Є вич Е ї Й х. д- 7 | | к пляж я оре Я --7 | ! з В ' : ТОМ ни ни ин 140 і і ще | и п-їЇ а ваті фіг. 1 з . Переміщення, мкм же ЕН ЕХ ДЕННЯ к « ї і « ЕНН МО Н Я й : : З БО : : ра : : : ДО ВЕ : КО А і їі ' ЗЯ ЕККОНиХ : ГУ Се г : ' ПЕН, БО : ока Код (У пої): : УОя МКК : Гі хх ОМ, й 1 Н КК КЕ і хх: га УК шт : н ИКНННКЕ, БУ о и пи І сф САМ піддати ою тт я тА АН Бо ; І ий ше щу : ІЗ! , КК Б ! й КК т МКК, Н С ПНО і МИНЕ Ах й , х МОЯ ДЕК Н ІМЕН ЯН . дк ; : Я Б : Гі хх ж , : ПЕ ОН: винними нив ви нини як їх др п а п и Я ПЕНЯ ' ГЕ ї х х їз з х ЕНН ЖЕННЯ ' Її; в ши х « ПЕКИ ШИНИ 1 ГЕ НІ , Кох ' І ПЕШНКЕНИ ШИЛЕИЕНИО ' я .: , шо " « ЕК ВО і , о Х : : В

БО. у; , ее Н : Я ВО 5; : ше Н : Ха ПЕНЯ й; : КОХ і Н НЕ Я ПЕН . нена « і НН ВІ 7 « ня У 1 , ПЕ С - ни А нн о КЕН я « Н ее Й ЕН ВО СД ш : : Ед, Н НЕ пЕКННННОХ г 1 ' пк , ПЕКИ о нс Дн с З ПИШНЕ « , " , ' Я її: Б їй й ун нн де нн ниві /й Час, ме

Фіг. 2

ЗО. . Ш- / / , - 330 3205. а / ре Ше вльчце 7

340. / Шо що Ш- сті: сті ст штшттштиш и а. / 4 / / / / єї. / бо, у в й / и 7 За ! п-і " "Ж ,

Фіг. З т п НН НИК ; ! ко потен | і нн шин нн тд и ав , | 436 шк - 445 | аю я бот -ИВ-- по пишне и ши -- Пеня ін НН НН ШИН шшш

Фіг. 4