Ультразвук с синтетической апертурой - Synthetic Aperture Ultrasound

Пример двумерных срезов трехмерного ультразвукового изображения с синтетической апертурой, полученного при моделировании Field-II ^[1]

Ультразвук с синтетической апертурой (САУ) Визуализация - это передовая форма технологии визуализации, используемая для формирования изображений с высоким разрешением в биомедицинских ультразвуковых системах. Ультразвуковая визуализация стала важным и популярным методом медицинской визуализации, поскольку она безопаснее и экономичнее, чем компьютерная томография (CT) и магнитно-резонансная томография (МРТ). По сравнению с традиционным формированием ультразвукового изображения, где используется один датчик или линейный массив, визуализация SAU достигла более высокого разрешения по горизонтали и более глубокого проникновения, что позволит более точную диагностику в медицинских приложениях, без очевидной потери частоты кадров и без больших нагрузок. в вычислительных сложностях.^[2]

SAU основан на синтетическом формировании луча и фокусировке, которые представляют собой процессы, посредством которых синтезируются эхо-импульсные отклики от отдельных пар элементов для восстановления формирования и фокусировки, полагаясь на правило линейной суперпозиции. Принцип работы базовой системы формирования изображения SAU заключается в том, что ультразвуковая волна передается каждой небольшой группой всех элементов массива по очереди, принимается сигнал, используя все возможные блоки приемной матрицы, а затем восстанавливается изображение путем взвешенного суммирования всех демодулированных полученных записей. .^[3]

Важным преимуществом SAU является его способность достигать динамической фокусировки как при передаче, так и при приеме без повторения процесса передачи со всеми элементами массива для каждой фокальной зоны, таким образом, это экономит большие вычислительные требования для формирования диаграммы направленности с задержкой и суммированием и оставляет место для увеличения частота кадров. Кроме того, требование единственной передачи и приема для каждого запуска значительно снижает сложность аппаратного обеспечения для реализации системы.^[3]

Мотивация и история

Основная идея САУ возникла из радар с синтезированной апертурой (SAR) и сонар, где движение антенны используется в области вокруг цели для создания изображения объекта с более высоким разрешением. В 1972 году Буркхардт впервые выдвинул идею использования гидролокатора с синтетической апертурой в медицинских приложениях и доказал, что система с синтетической апертурой дает значительно более высокое разрешение по горизонтали, чем обычное B-сканирование.^[4] В 1980 году Корл предложил реализацию системы реального времени для синтетической апертуры в медицинских целях.^[5] Однако в то время реализации SAU были ограничены из-за отсутствия мощных вычислительных машин с разумной стоимостью и размером. Именно в 1990-х годах разработка изображений SAU действительно начала набирать обороты из-за доступности быстрых компьютеров.^[6][7][8]

Теория изображений

Теория

Одна типичная реализация SAU предложена Дженсеном.^[9] В его модели только один элемент матрицы в преобразователе используется каждый раз для излучения почти сферической волны, которая покрывает всю интересующую область. Все элементы используются для одновременного приема обратно рассеянного сигнала, обеспечивая низкое разрешение при каждом срабатывании. Сигнал обратного рассеяния содержит информацию, необходимую для формирования изображения во всех направлениях, и конкретное направление может быть получено путем применения различных задержек к сигналам, принимаемым различными элементами, таким образом, этот процесс работает как динамическая фокусировка на приемнике. Путем суммирования всех изображений низкого разрешения, полученных каждый раз, с определенным весом, формируется окончательное изображение высокого разрешения и синтезируется динамическая фокусировка при передаче.^[9]

Уравнения Представления

Если предположить л-й фокальной линии на изображении с низким разрешением, полученном с яСрабатывание-го элемента представлено как:

${\displaystyle L_{l}(t;i)=\sum _{j=1}^{N}a_{l}(j)r[t-\tau _{l}(t;i,j)]}$

Здесь, ${\displaystyle a_{l}(j)}$ представляет jth получить коэффициент аподизации элемента. ${\displaystyle r(t)}$ представляет полученный сигнал и ${\displaystyle \tau _{l}(t;i,j)}$ представляет задержку, применяемую к j-й элемент приема, когда элемент принимает сигнал, передаваемый от яth элемент, чтобы формировать луч в определенном направлении. Таким образом, изображение с низким разрешением может быть представлено как

${\displaystyle \mathbf {L} (t;i)={\begin{bmatrix}L_{1}(t_{0};i)&L_{2}(t_{0};i)&..&L_{S}(t_{0};i)\\L_{1}(t_{1};i)&L_{2}(t_{1};i)&..&L_{S}(t_{1};i)\\.&.&..&.\\.&.&..&.\\L_{1}(t_{h};i)&L_{2}(t_{h};i)&..&L_{S}(t_{h};i)\end{bmatrix}}}$

Суммируя все изображения с низким разрешением, область интереса для изображения с высоким разрешением может быть представлена ​​как

${\displaystyle \mathbf {H} (t)=\sum _{i=1}^{N}\mathbf {L} (t;i)}$

Изображение с высоким разрешением динамически фокусируется как на стороне передачи, так и на стороне приема.

Эффективность визуализации

Основной проблемой для медицинской ультразвуковой визуализации является частота кадров, которая определяется количеством линий, образованных точками фокусировки, необходимыми для восстановления изображения, и частотой повторения импульсов. Учитывая эти два параметра и предполагая, что глубина ожидаемого изображения составляет 150${\displaystyle mm}$ и скорость распространения звука на 1500 ${\displaystyle m/s}$, для каждой строки потребуется 200 ${\displaystyle \mu s}$ для получения информации об обратном рассеянии от самой дальней точки фокусировки. Можно видеть, что для соответствия кадру с 200 строками каждая частота кадров SAU может достигать пика на уровне 25 Гц, что отражает заметный потенциал в скорости формирования изображения и экономичности реализации.^[3]

Расширения разработки

Фокусировка виртуальных источников

Пассман и Эрмерт предложили использовать фокусные точки передачи в качестве виртуальных источников, и это было дополнительно исследовано в SAU более поздними исследователями.^[10] Этот метод рассматривает фокус преобразователя как виртуальный элемент помимо фактических точек источника. Получение изображения SAU может выполняться независимо от того, существует ли элемент на самом деле, после определения апертурного угла преобразователя. Внедрение метода фокусировки виртуальных источников позволило увеличить разрешение изображения и глубину проникновения. Также было высказано предположение, что фокусировку по азимуту и ​​углу места можно рассматривать отдельно, и что концепция виртуальных источников, фокусирующих САУ, может применяться в двух плоскостях.^[11][12]

Последовательное формирование луча

Кортбек предложил метод последовательного формирования диаграммы направленности для уменьшения сложности и повышения простоты аппаратной реализации. Основная идея состоит в том, чтобы разделить процесс формирования луча на двухэтапные процедуры с помощью двух независимых формирователей луча. Формирователь луча на первом этапе формирует линии развертки, используя одну точку фокусировки как в процессах передачи, так и при приеме. Формирователь луча второго этапа создает набор точек изображения с высоким разрешением путем объединения информации из нескольких сфокусированных линий сканирования, полученных на первом этапе. Для преобразователя с линейной решеткой с несколькими элементами поперечное разрешение SAU с последовательным формированием диаграммы направленности можно сделать более независимым от диапазона и значительно улучшить по сравнению с традиционной динамической фокусировкой передачи и приема.^[13][14]

Двунаправленная пиксельная фокусировка

Метод двунаправленной фокусировки на основе пикселей (BiPBF) был предложен для решения проблемы, заключающейся в том, что формирование изображения SAU страдает от низкого SNR, поскольку передача осуществляется небольшой частью массива.^[15] В BiPBF в процессе передачи используется та же последовательность срабатывания, что и при традиционном формировании изображения массива, но радиочастотные (RF) данные, собранные с использованием соседних групп элементов массива, объединяются в процессе приема. Пиксельные временные задержки, используемые для сложения, вычисляются с использованием расстояний между пикселями и виртуальными источниками, расположенными в последовательных боковых положениях фокуса передачи. Эксперименты проводились как в экспериментах с фантомами, так и in vivo; качество изображения методом SAU-BiPBF было значительно улучшено по сравнению с визуализацией с помощью традиционной динамической фокусировки.^[16][17]

3D разработки

С развитием технологий очень крупномасштабных интегральных схем стало возможным выполнение большого объема вычислений, что сделало работу в реальном времени 3D УЗИ возможна визуализация. Многие исследования показали, что трехмерная визуализация, которая генерирует объемные изображения, приведет к лучшей медицинской интерпретации и более точному диагнозу, чем традиционный 2D-метод.^[18] Однако преимущества трехмерной ультразвуковой визуализации сопряжены с проблемами, связанными с вычислительной сложностью. Для получения трехмерного изображения требуется датчик с двухмерной решеткой, в котором количество элементов может быть в десять раз больше, чем у линейного датчика с одномерной решеткой. Более того, количество строк развертки, необходимых в трехмерном объеме, по крайней мере на порядок больше, чем в двухмерном изображении, чтобы сформировать объемное отображение. Чтобы уменьшить вычислительные сложности, исследователи предложили несколько методов поддержки реализации. Чтобы заменить традиционный двумерный массив, были предложены двумерные разреженные массивы для уменьшения пространственной избыточности.^[19][20] Метод предварительного формирования диаграммы направленности для реконфигурируемых массивов был предложен для уменьшения количества аналого-цифровых преобразователей и сложности входного каскада. Чтобы улучшить разрешение изображения, было использовано разделимое формирование луча для 3D-визуализации SAU, чтобы разложить 2D-формирование луча как серию обработки одномерного массива, которая, как было показано, позволяет получать изображения с качеством, сравнимым с неотделимым методом.^[1] Лучшая производительность этих методов и устройств будет достигнута по мере улучшения технологии с точки зрения более высокой скорости вычислений и меньшего размера.

Смотрите также

• Медицинское УЗИ
• Формирование луча
• Радар с синтетической апертурой (SAR)
• Эхолот с синтетической апертурой
• Фазированная антенная решетка

Рекомендации

1. М. Янг, Р. Сэмпсон, С. Вей, Т. Ф. Вениш и К. Чакрабарти, «Формирование раздельного луча для трехмерной медицинской ультразвуковой визуализации». Транзакции IEEE при обработке сигналов, т. 63, нет. 2. С. 279-290, 2015.
2. Дж. А. Йенсен, С. И. Николов, К. Л. Гаммельмарк и М. Х. Педерсен, «Ультразвуковая визуализация с синтетической апертурой», Ультразвук, т. 44, стр. E5-e15, 2006 г.
3. Р. С. Кобболд, Основы биомедицинского ультразвука. Издательство Оксфордского университета по запросу, 2007.
4. К. Б. Буркхард, П. А. Грандшамп и Х. Хоффманн, «Экспериментальная система сонара с синтезированной апертурой 2 МГц, предназначенная для медицинского использования», Транзакции IEEE по акустике и ультразвуку, т. 21, нет. 1. С. 1-6, 1974.
5. П. Корл и Г. Кино, "Система формирования изображений с синтезированной апертурой в реальном времени", в Акустическая визуализация. Springer, 1980, стр. 341-355.
6. М. Караман, П.С. Ли и М. О'Доннелл, "Получение изображений с помощью синтетической апертуры для небольших систем", Транзакции IEEE по ультразвуку, сегнетоэлектрикам и контролю частоты, т. 42, нет. 3. С. 429-442, 1995.
7. К. Кули и Б. Робинсон, «Синтетическая фокусировка изображений с использованием частичных наборов данных», в Симпозиум IEEE по ультразвуку., т. 3, 1994, стр. 1539-1542.
8. Дж. Локвуд и Ф. С. Фостер, "Дизайн систем визуализации с разреженными матрицами", в Симпозиум IEEE по ультразвуку, т. 2, 1995, стр. 1237-1243.
9. С. Николов и Дж. А. Йенсен, «Сравнение различных схем кодирования для формирования изображений с синтетической апертурой», в Медицинская визуализация. Международное общество оптики и фотоники, 2002, стр. 1-12.
10. К. Пассманн и Х. Эрмерт, "Система ультразвуковой визуализации 100 МГц для дерматологической и офтальмологической диагностики", Транзакции IEEE по ультразвуку, сегнетоэлектрикам и контролю частоты, т. 43, нет. 4. С. 545-552, 1996.
11. С. Николов и Дж. А. Йенсен, «Виртуальные источники ультразвука в ультразвуковой визуализации высокого разрешения», в Медицинская визуализация, Международное общество оптики и фотоники, 2002, стр. 395-405.
12. К. Х. Фрейзер и В. Брайен, «Методы синтетической апертуры с виртуальным элементом источника», Транзакции IEEE по ультразвуку, сегнетоэлектрикам и контролю частоты, т. 45, нет. 1. С. 196-207, 1998.
13. Дж. Кортбек, Дж. А. Йенсен и К. Л. Гаммельмарк, «Последовательное формирование луча с синтетической апертурой», в Симпозиум IEEE по ультразвуку, 2008, стр. 966-969.
14. М. К. Хеммсен, Дж. М. Хансен и Дж. А. Йенсен, «Последовательное формирование луча с синтезированной апертурой, применяемое для медицинской визуализации», в 9-я Европейская конференция по радарам с синтезированной апертурой, 2012, с. 34-37.
15. М.-Х. Бэ и М.-К. Чон, «Двунаправленная пиксельная фокусировка в обычном ультразвуковом изображении в B-режиме», Electron Lett, т. 34, нет. 22, с. 2105-2107, 1998.
16. К. Ким, К. Юн, Ж.-Х. Пак, Ю. Ли, В. Х. Ким, Дж. М. Чанг, Б. И. Чой, Т.-К. Песня, Ю.-М. Ю, "Оценка ультразвуковой визуализации с синтетической апертурой с использованием двунаправленной пиксельной фокусировки: предварительное фантомное исследование груди и исследование груди in vivo", IEEE Transactions по биомедицинской инженерии, т. 60, нет. 10. С. 2716-2724, 2013.
17. К.-С. Ким и Т. К. Сонг, «Создание изображений с высокой частотой кадров и высоким разрешением с синтетической апертурой», в Ключевые инженерные материалы, т. 270. Trans Tech Publications, 2004, стр. 168-173.
18. С. Кэмпбелл, К. Лиз, Дж. Москосо и П. Холл, «Ультразвуковая антенатальная диагностика левого неба с помощью новой техники: трехмерное обратное изображение лица». Ультразвук в акушерстве и гинекологии, т. 25, нет. 1. С. 12-18, 2005.
19. М. Караман, И. О. Вигант, О. Оралкан, Б. Т. Хури-Якуб, "Минимально избыточные конструкции двумерных массивов для трехмерной медицинской ультразвуковой визуализации". IEEE Transactions по медицинской визуализации, т. 28, вып. 7. С. 1051-1061, 2009.
20. Б. Диарра, Х. Либготт, М. Робини, П. Тортоли и К. Качард, «Оптимизированный дизайн 2D-матрицы для ультразвуковой визуализации», в Протоколы IEEE 20-й Европейской конференции по обработке сигналов (EUSIPCO), 2012, стр. 2718-2722.