RU2744313C1 - Способ исправления фазовых искажений в сигналах при транскраниальной ультразвуковой визуализации - Google Patents
Способ исправления фазовых искажений в сигналах при транскраниальной ультразвуковой визуализации Download PDFInfo
- Publication number
- RU2744313C1 RU2744313C1 RU2020126247A RU2020126247A RU2744313C1 RU 2744313 C1 RU2744313 C1 RU 2744313C1 RU 2020126247 A RU2020126247 A RU 2020126247A RU 2020126247 A RU2020126247 A RU 2020126247A RU 2744313 C1 RU2744313 C1 RU 2744313C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- depth
- vector
- correction
- phased array
- row
- Prior art date
Links
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
Landscapes
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Pathology (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Abstract
Использование: для исправления фазовых искажений в сигналах при транскраниальной ультразвуковой визуализации. Сущность изобретения заключается в том, что при выполнении фокусировки вводят дополнительные задержки, аппроксимируемые полиномом, амплитуда и порядок которого подбираются так, чтобы достичь наилучшей коррекции фазовых аберраций. Технический результат: обеспечение возможности улучшения качества изображения. 2 з.п. ф-лы, 7 ил.
Description
Изобретение относится к области медицины, в частности - к ультразвуковой диагностике, и может использоваться в диагностических устройствах с фазированной решеткой при обработке сигналов в вычислительной системе акустической визуализации для улучшения качества изображения. Изобретение может использоваться при диагностике заболеваний сосудов головного мозга и опухолевых образований. Улучшение качества достигается за счет исправления фазовых искажений, накапливающихся в луче при прохождении через среду с неодинаковой скоростью звука.
Из уровня техники известен способ [1], согласно которому гидрофон вводится в область интереса и служит точечным источником акустических сигналов. Гидрофон излучает сигналы, которые проходят через аберратор и принимаются фазированной решеткой, сохраняются в памяти и излучаются в обратной последовательности, при этом излученные сигналы приходят в точку расположения гидрофона одновременно, т.е. фазовые аберрации оказываются скомпенсированными.
К недостаткам этого способа относятся:
- необходимость вводить гидрофон с помощью катетера в область интереса через достаточно крупные сосуды;
- необходимость перемещать гидрофон при смене фокальной позиции;
- ограниченность области коррекции, т.к. изображение может быть улучшено лишь вблизи достаточно крупных сосудов.
В другом известном способе [2] помимо диагностической фазированной решетки используется терапевтический ультразвуковой преобразователь, который создает сфокусированное поле на низкой частоте, в точке фокуса возникает кавитация, порождающая пузырьки, служащие точечными отражателями. Как и в предыдущем способе, сигналы проходят через аберратор и принимаются фазированной решеткой, сохраняются в памяти и излучаются в обратной последовательности, при этом излученные сигналы приходят в область расположения пузырьков, т.е. фазовые аберрации оказываются скомпенсированными.
К недостаткам этого способа относятся:
- необходимость использования дополнительного ультразвукового преобразователя в виде терапевтического датчика;
- возникновение кавитации, что в медицинской диагностике часто неоправданно.
Известен способ [3], в котором фазовые искажения рассчитываются по компьютерной томограмме головы методом математического моделирования. При этом по томограмме измеряется профиль, толщина кости и рентгеновская плотность, а скорость звука ставится в соответствие единицам Хаунсфилда. По полученным задержкам оцениваются фазовые искажения, претерпеваемые ультразвуковыми сигналами при прохождении через кости черепа.
Недостатком этого способа является необходимость в предварительном получении компьютерной томограммы, так как, во-первых, известно, что рентгеновское воздействие, на котором основана компьютерная томография, может причинить вред здоровью, во-вторых, факт проведения компьютерной томографии усложняет процедуру коррекции аберраций, в-третьих, компьютерные томографы есть далеко не в каждой клинике.
В другом способе [4] градиенты магнитно-резонансной томографии, чувствительные к движению, используются для регистрации смещения тканей, вызванного акустической радиационной силой импульса, излученного фазированной решеткой ультразвукового прибора. Измеряется величина смещения тканей, зарегистрированного томографом. Затем в сигналы, излучаемые ультразвуковым преобразователем, вводятся дополнительные задержки и измерение повторяется. Процесс повторяется многократно. Те дополнительные задержки, при которых амплитуда смещения тканей оказалась наибольшей, и являются необходимыми для коррекции аберраций.
К недостаткам этого способа относятся:
- необходимость использовать магнитно-резонансный томограф. Это недостаток, так как, во-первых, проведения магнитно-резонансной томографии усложняет техническую реализацию способа коррекции аберраций, в-третьих, магнитно-резонансные томографы есть далеко не в каждой клинике;
- многократное облучение пациента магнитно-резонансным томографом и ультразвуковым прибором. Это делает процесс коррекции аберраций очень долгим.
Данный способ принят в качестве ближайшего аналога заявленного способа.
Технический результат заявляемого изобретения состоит в:
- ускорении процедуры обследования;
- обеспечении удобства ее проведения за счет более простой технической реализации.
Основа процесса получения данных описана в прототипе и заключается в том, что ультразвуковой преобразователь прикладывают к одному из окон прозрачности черепа пациента, для улучшения контакта промежуточное пространство заполняют ультразвуковым гелем. Затем ультразвуковой преобразователь в режиме синтезированной апертуры излучает и принимает сигналы, сигналы проходят предварительную обработку в тракте ультразвукового прибора.
Традиционная схема сканирования с использованием синтезированной апертуры состоит в выполнении следующих шагов:
- Выбирают угол направления и формируют луч передатчика в этом направлении;
- Формируют луч приемника в направлении, совпадающем с направлением луча передатчика;
- Повторяют предыдущие шаги для углов в диапазоне, соответствующем области интереса.
Существенным отличительным признаком заявляемого технического решения от ближайшего аналога является применение особой диагностической схемы сканирования, которая состоит в выполнении следующих шагов:
- Выбирают угол направления, для которого будет осуществляться коррекция;
- При формировании луча на передачу луч фиксируют на заданном угле;
- При формировании луча на прием выбирают любое направление в области интереса, не обязательно совпадающее с углом передатчика;
- Повторяют предыдущий шаг, меняя направление формирования луча на прием, и таким образом сканируют всю область зондирования.
Если аберрации отсутствуют, то при такой схеме сканирования будет получено изображение, в котором наиболее яркая область соответствует выбранному углу коррекции.
Наличие аберраций приведет к расширению этой области, т.к. аберрации расширяют луч как передатчика, так и приемника. Для решения поставленной технической задачи выбирают фокусирующие задержки, при которых яркая область по направлению угла коррекции имеет наименьшую ширину.
На Фиг. 1(a) представлен пример изображения тканеэквивалентного фантома без аберраций в режиме предлагаемой в изобретении диагностической схемы сканирования; (б) то же изображение в декартовой системе координат; (в) одна из центральных (300-ая) линий сканирования, по оси абсцисс отложена величина угла сканирования в градусах, по оси ординат - интенсивность сигнала.
На Фиг. 2(a) представлен пример изображения тканеэквивалентного фантома без аберраций при традиционной схеме сканирования; (б) то же изображение в декартовой системе координат; (в) одна из центральных (300-ая) линий сканирования, по оси абсцисс отложена величина угла сканирования в градусах, по оси ординат - интенсивность сигнала.
На Фиг. 3(a) - пример изображения тканеэквивалентного фантома с искусственным аберратором в режиме предлагаемой в изобретении диагностической схемы сканирования; (б) то же изображение в декартовой системе координат; (в) одна из центральных (300-ая) линий сканирования, по оси абсцисс отложена величина угла сканирования в градусах, по оси ординат - интенсивность сигнала.
На Фиг. 4(a) - пример изображения тканеэквивалентного фантома с аберрацией в диагностическом режиме сканирования после корректировки аберраций вдоль центрального луча; (б) то же изображение в декартовой системе координат; (в) одна из центральных (300-ая) линий сканирования, по оси абсцисс отложена величина угла сканирования в градусах, по оси ординат - интенсивность сигнала.
На Фиг. 5(a) - пример изображения тканеэквивалентного фантома с аберрацией при традиционной схеме сканирования без применения коррекции в полярной системе координат; (б) то же изображение в декартовой системе координат; (в) одна из центральных (300-ая) линий сканирования, по оси абсцисс отложена величина угла сканирования в градусах, по оси ординат - интенсивность сигнала.
На Фиг. 6(a) - пример изображения тканеэквивалентного фантома с аберрацией при традиционной схеме сканирования с применением коррекции; (б) то же изображение в декартовой системе координат; (в) одна из центральных (300-ая) линий сканирования, по оси абсцисс отложена величина угла сканирования в градусах, по оси ординат - интенсивность сигнала.
На Фиг. 7 - иллюстрация зависимости величины фазовой аберрации от номера элемента.
Для достижения указанного технического результата предложено использовать разработанный способ компенсации фазовых аберраций при транскраниальной ультразвуковой диагностике. Согласно разработанному способу ультразвуковую фазированную решетку прикладывают к одному из естественных окон прозрачности, где черепная кость является наиболее тонкой и гладкой; для улучшения контакта пространство между головой и решеткой заполняют водой или специальным гелем; проводят формирование и преобразование электрических импульсов в зондирующие сигналы; выполняют поэлементное сканирование зондирующими сигналами структур головного мозга в режиме синтезированной апертуры посредством приемо-передающей ультразвуковой фазированной решетки; отраженные ультразвуковые сигналы принимают фазированной решеткой по каждому каналу раздельно, усиливают, оцифровывают и записывают в память; выбирают оптимальный угол для проведения коррекции; выбирают интервал по глубине, для которого надо провести коррекцию; рассчитывают задержки прихода сигнала от каждой точки исследуемой области с учетом сферического фронта.
Рассчитанные задержки используют при выполнении фокусировка на передачу для выбранного угла и интервала по глубине, причем динамической фокусировка является только по глубине; выполняют динамическую фокусировку на прием для всего диапазона углов и выбранного интервала по глубине. Эта операция дает изображение размером MxN пикселей, где М - это число лучей, а N - это число отсчетов по глубине. Такое изображение представлено на Фиг. 1(б). Оно отличается от обычного ультразвукового изображения, пример которого для того же набора данных представлен на Фиг. 2, так как было получена при использовании предлагаемой диагностической схемы сканирования, тогда как обычное изображение получается при традиционной схеме. Затем из полученного изображения извлекают строку пикселей, состоящую из М чисел. График яркости вдоль такой строки пикселей дан на Фиг. 1(в). Строку пикселей сохраняют в память, затем изображения извлекают следующую строку и поэлементно прибавляют к предыдущей строке. Операцию извлечения строки и поэлементное прибавление к сумме предыдущих строк повторяют для каждой следующей строки N-2 раза. Такое накопление необходимо для борьбы с шумами. Результатом является дискретная функция из М элементов, которую нормируют делением на N. Если аберраций нет или они достаточно малы, то полученная дискретная функция будет иметь выраженный максимум при угле, соответствующем заранее выбранному углу зондирования, как представлено на Фиг. 1(в). Полученную дискретную функцию аппроксимируют функцией Гаусса 
где % соответствует выбранному углу коррекции, a δϕ - ширине центрального пика; рассчитывают и записывают в память величину δϕ. Формируют набор оценок фазовых искажений, число элементов которого равно числу элементов апертуры, представляющий собой полином второго порядка с заданной амплитудой. Если аберраций нет или они достаточно малы, то величина δϕ будет близка к теоретическому минимуму этой величины, зависящему от частоты и размера апертуры. Если присутствуют значительные аберрации, δϕ будет существенно выше. Пример с такими аберрациями дан на Фиг. 3.
Сформированный набор оценок фазовых искажений прибавляют к задержкам прихода сигнала, рассчитанным для каждой точки исследуемой области с учетом сферического фронта, таким образом, получают скорректированные задержки. Повторяют процедуру, описанную в предыдущем абзаце, но вместо задержек прихода сигнала, рассчитанных лишь с учетом сферического фронта, используют скорректированные задержки. Рассчитанное и записанное в память среднеквадратичное отклонение сравнивают с наилучшим. Если оно меньше наилучшего, то его признают наилучшим и сформированный набор оценок фазовых искажений признают наилучшей оценкой.
Повторяют действия предыдущего абзаца для различных значений амплитуды и порядка полинома, являющегося набор оценок фазовых искажений. Наилучшую оценку, являющуюся набор оценок фазовых искажений, используют для исправления фазовых искажений для выбранного угла и области по глубине. Пример наилучшей оценки фазовых искажений, полученной для данных, представленных на Фиг. 3-6, дан на Фиг. 7. Применение наилучшей оценки фазовых искажений позволило сузить луч. Это видно, если сравнить Фиг. 3 и 4, полученные для фиксированного угла зондирования при фокусировке на передачу, или Фиг. 5 и 6, полученные при полностью динамической фокусировке. На Фиг. 3(a) дано изображение до коррекции, на Фиг. 4(a) - скорректированное изображение, заметно сужение луча. На Фиг. 5(a) видно, что изображение расфокусировано, на Фиг. 6(a) объекты, расположенные ближе к центральному лучу, удалось сфокусировать предложенным способом.
Использование предлагаемого способа позволит повысить качество медицинской диагностики сосудов и тканей в тех случаях, когда исследуемая область является частью головного мозга, защищенного костями черепа.
Предлагаемый способ может осуществляться не только для одного луча, но и для группы лучей, тогда область сканирования делят на фрагменты и выполняют коррекцию поочередно для каждой части каждого фрагмента области сканирования, таким образом, достигают исправления всего кадра.
Использование предлагаемого способа позволит повысить качество медицинской диагностики сосудов и тканей в тех случаях, когда исследуемая область является частью головного мозга, защищенного костями черепа.
Примерами использования могут служить диагностика заболеваний сосудов головного мозга и опухолевых образований.
Хотя настоящее изобретение описано на примере конкретных вариантов его осуществления, для специалистов будут ясны возможности многочисленных модификаций данного изобретения, не выходящие за границы объема его правовой охраны, определяемого прилагаемой формулой.
Источники информации
1. Hynynen Л, Jolesz F.A. Demonstration of potential noninvasive ultrasound brain therapy through an intact skull. Ultrasound Med Biol 1998, №24. C: 275-283.
2. Pernot M, Montaldo G, Tanter M, Fink M. 'Ultrasonic stars' for time-reversal focusing using induced cavitation bubbles. Appl Phys Lett 2006, №88. C: 034102-3.
3. Clement G, Hynynen K. A non-invasive method for focusing ultrasound through the human skull. Phys Med Biol 2002, №47. C: 1219-1236.
4. McDannold N, Maier SE. Magnetic resonance acoustic radiation force imaging. Med Phys 2008, №35. C: 3748-3758.
Claims (24)
1. Способ исправления фазовых искажений в сигналах при транскраниальной ультразвуковой визуализации, состоящий в том, что ультразвуковую фазированную решетку прикладывают к одному из естественных окон прозрачности на голове пациента, для улучшения контакта пространство между головой и решеткой заполняют водой или специальным гелем, формируют и преобразуют электрические импульсы в зондирующие сигналы, отличающийся тем, что
1) выполняют поэлементное сканирование зондирующими сигналами структур головного мозга в режиме синтезированной апертуры посредством приемопередающей ультразвуковой фазированной решетки;
2) отраженные ультразвуковые сигналы принимают фазированной решеткой по каждому каналу раздельно, усиливают, оцифровывают и записывают в память;
3) выбирают оптимальный угол для проведения коррекции;
4) выбирается интервал по глубине, для которого надо провести коррекцию;
5) рассчитывают задержки прихода сигнала от каждой точки исследуемой области с учетом сферического фронта;
6) рассчитанные задержки используют при выполнении фокусировки на передачу для выбранного угла и интервала по глубине, причем динамическая фокусировка является только по глубине;
7) выполняют динамическую фокусировку на прием для всего диапазона углов и выбранного интервала по глубине, в результате чего получают матрицу, число строк которой равно числу отсчетов по глубине, а число столбцов - это число лучей;
8) из полученной матрицы извлекают первую строку, в результате чего получают вектор-строку, который сохраняют в память;
9) из полученной матрицы извлекают следующую строку и поэлементно прибавляют к полученному на предыдущем шаге вектору-строке;
10) операцию по шагу 9 повторяют число раз, на два меньшее, чем число отсчетов по глубине;
11) полученный вектор-строку делят на число отсчетов по глубине;
12) полученный вектор-строку аппроксимируют функцией Гаусса с максимумом, соответствующим выбранному углу;
13) рассчитывают и записывают в память среднеквадратичное отклонение полученного вектора-строки от аппроксимирующей функции Гаусса;
14) это среднеквадратичное отклонение признают лучшим;
15) формируют вектор оценки фазовых искажений, представляющий собой полином второго порядка с заданной амплитудой;
16) сформированный вектор оценки фазовых искажений прибавляют к задержкам, рассчитанным на шаге 5;
17) повторяются шаги 6-13;
18) рассчитанное и записанное в память среднеквадратичное отклонение сравнивают с лучшим, если оно меньше лучшего, то его признают лучшим, и сформированный вектор оценки фазовых искажений признают лучшей оценкой;
19) повторяют шаги 15-18 для различных значений амплитуды и порядка полинома, рассчитываемого на шаге 15;
20) окончательной оценкой признается та лучшая оценка, для которой по результатам всех повторов среднеквадратичное отклонение принимает наименьшую величину;
21) окончательную оценку используют для исправления фазовых искажений для выбранной части области сканирования, определяемой выбранным углом и областью по глубине.
2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что в качестве ультразвуковой фазированной решетки используется матричный ультразвуковой датчик.
3. Способ по п. 1, отличающийся тем, что область сканирования делят на фрагменты и выполняют коррекцию поочередно для каждой части каждого фрагмента области сканирования, таким образом, достигают исправления всего кадра.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2020126247A RU2744313C1 (ru) | 2020-08-06 | 2020-08-06 | Способ исправления фазовых искажений в сигналах при транскраниальной ультразвуковой визуализации |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2020126247A RU2744313C1 (ru) | 2020-08-06 | 2020-08-06 | Способ исправления фазовых искажений в сигналах при транскраниальной ультразвуковой визуализации |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2744313C1 true RU2744313C1 (ru) | 2021-03-05 |
Family
ID=74857561
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2020126247A RU2744313C1 (ru) | 2020-08-06 | 2020-08-06 | Способ исправления фазовых искажений в сигналах при транскраниальной ультразвуковой визуализации |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2744313C1 (ru) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2782998C1 (ru) * | 2021-05-31 | 2022-11-08 | Государственное бюджетное учреждение здравоохранения города Москвы "Научно-практический клинический центр диагностики и телемедицинских технологий Департамента здравоохранения города Москвы" (ГБУЗ "НПКЦ ДиТ ДЗМ") | Способ калибровки программы асинхронной количественной компьютерной томографии |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2378989C2 (ru) * | 2007-03-16 | 2010-01-20 | Михаил Владимирович Кутушов | Способ диагностики с помощью ультразвуковых, звуковых и электромагнитных волн |
| WO2010042146A2 (en) * | 2008-10-08 | 2010-04-15 | Stephen William Smith | Ultrasound brain scanning apparatus |
| US20160030001A1 (en) * | 2014-03-31 | 2016-02-04 | Stuart Stein | Helmet Apparatus and System with Carotid Collar Means On-Boarded |
| RU181380U1 (ru) * | 2018-02-14 | 2018-07-11 | Общество с ограниченной ответственностью "ИЗОМЕД" | Устройство получения изображений головного мозга и кровотока в его сосудах при транскраниальных ультразвуковых исследованиях |
| RU2661046C1 (ru) * | 2017-06-26 | 2018-07-11 | Общество с ограниченной ответственностью "ИЗОМЕД" | Способ компенсации искажений изображений головного мозга и кровотока в его сосудах при транскраниальных ультразвуковых исследованиях |
-
2020
- 2020-08-06 RU RU2020126247A patent/RU2744313C1/ru active
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2378989C2 (ru) * | 2007-03-16 | 2010-01-20 | Михаил Владимирович Кутушов | Способ диагностики с помощью ультразвуковых, звуковых и электромагнитных волн |
| WO2010042146A2 (en) * | 2008-10-08 | 2010-04-15 | Stephen William Smith | Ultrasound brain scanning apparatus |
| US20160030001A1 (en) * | 2014-03-31 | 2016-02-04 | Stuart Stein | Helmet Apparatus and System with Carotid Collar Means On-Boarded |
| RU2661046C1 (ru) * | 2017-06-26 | 2018-07-11 | Общество с ограниченной ответственностью "ИЗОМЕД" | Способ компенсации искажений изображений головного мозга и кровотока в его сосудах при транскраниальных ультразвуковых исследованиях |
| RU181380U1 (ru) * | 2018-02-14 | 2018-07-11 | Общество с ограниченной ответственностью "ИЗОМЕД" | Устройство получения изображений головного мозга и кровотока в его сосудах при транскраниальных ультразвуковых исследованиях |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| McDannold N, Maier SE, Magnetic resonance acoustic radiation force imaging, Med Phys 2008, N 35, C: 3748-3758. * |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2782998C1 (ru) * | 2021-05-31 | 2022-11-08 | Государственное бюджетное учреждение здравоохранения города Москвы "Научно-практический клинический центр диагностики и телемедицинских технологий Департамента здравоохранения города Москвы" (ГБУЗ "НПКЦ ДиТ ДЗМ") | Способ калибровки программы асинхронной количественной компьютерной томографии |
| RU2788389C1 (ru) * | 2022-02-25 | 2023-01-18 | Государственное бюджетное учреждение здравоохранения города Москвы "Научно-практический клинический центр диагностики и телемедицинских технологий Департамента здравоохранения города Москвы" (ГБУЗ "НПКЦ ДиТ ДЗМ") | Способ обнаружения аберраций при ультразвуковом исследовании |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CN107613881B (zh) | 用于校正脂肪引起的像差的方法和系统 | |
| JP6838057B2 (ja) | 種々のイメージング・モダリティを用いて得られる画像を位置合せし、画像レジストレーションを検証するためのシステムおよび方法 | |
| US8992426B2 (en) | Feedback in medical ultrasound imaging for high intensity focused ultrasound | |
| KR101651830B1 (ko) | 고강도 집속된 초음파를 위한 의료용 초음파 영상화에서의 피드백 | |
| Gennisson et al. | 4-D ultrafast shear-wave imaging | |
| CN104688266B (zh) | 三维弹性超声成像中的运动修正 | |
| CN104622509A (zh) | 超声波诊断装置以及弹性评价方法 | |
| GB2557915A (en) | Method of and apparatus for non invasive medical imaging using waveform inversion | |
| WO2016073976A1 (en) | An ultrasonic adaptive beamforming method and its application for transcranial imaging | |
| RU2232547C2 (ru) | Способ и устройство для получения ультразвуковых изображений структур и сосудов головного мозга | |
| Wang et al. | Hadamard-encoded synthetic transmit aperture imaging for improved lateral motion estimation in ultrasound elastography | |
| CN109259801B (zh) | 一种剪切波弹性成像方法及装置 | |
| Lee et al. | FUS-net: u-Net-based FUS interference filtering | |
| RU2744313C1 (ru) | Способ исправления фазовых искажений в сигналах при транскраниальной ультразвуковой визуализации | |
| KR101219465B1 (ko) | 관심 지표 맵을 이용한 초음파 영상 보정 방법 및 초음파 영상 보정 장치 | |
| JP7371105B2 (ja) | 血管特性を調査するための方法及びシステム | |
| JP7045279B2 (ja) | 超音波ｃｔ装置、超音波画像生成装置、および、超音波画像生成方法 | |
| RU2661046C1 (ru) | Способ компенсации искажений изображений головного мозга и кровотока в его сосудах при транскраниальных ультразвуковых исследованиях | |
| RU2750965C1 (ru) | Способ получения ультразвуковых изображений головного мозга | |
| Yoshikawa et al. | Dynamic and precise visualization of contrast agent in blood vessels with motion correction | |
| CN112927145B (zh) | 一种平面超声穿颅脑成像的校正方法 | |
| Camacho et al. | A multi-modal ultrasound breast imaging system | |
| RU2784302C1 (ru) | Способ выявления твердых включений при ультразвуковой диагностике | |
| Baikov et al. | Physical and technological aspects of ultrasonic imaging of brain structures through thick skull bones: 1. Theoretical and model studies | |
| Vignon et al. | Determination of temporal bone isoplanatic patch sizes for transcranial phase aberration correction |