Восстановление распределения вектора скорости кровотока в линейном и нелинейном акустических томографах

• Автор: Матвеев, Олег Владимирович
• Шифр специальности: 01.04.06
• Научная степень: Кандидатская
• Год защиты: 2014
• Место защиты: Москва
• Количество страниц: 165 с. : ил.

СОДЕРЖАНИЕ
Глава 1. ВВЕДЕНИЕ
1.1. Актуальность темы и цели исследования. Структура диссертационной работы
1.2. Общее состояние проблемы (по материалам научных публикаций).
Глава 2. ВОССТАНОВЛЕНИЕ РАСПРЕДЕЛЕНИЯ ВЕКТОРА СКОРОСТИ КРОВОТОКА В ПРОЦЕССЕ АКТИВНОГО КОРРЕЛЯЦИОННОГО ТОМОГРАФИРОВАНИЯ
2.1. Аддитивно-корреляционный и мультипликативно-корреляционный алгоритмы восстановления общей картины распределения кровотока и вектора его скорости
2.2. Численное моделирование корреляционно-томографических методов восстановления вектора скорости кровотока
2.2.1. Прямая задача рассеяния от малоподвижной фоновой среды и движущихся объектов
2.2.2. Сравнительный анализ результатов восстановления аддитивнокорреляционным и мультипликативно-корреляционным методами
2.2.3. Помехоустойчивость решения при влиянии медленных движений фоновой среды и аппаратурных шумов
2.2.4. Сравнение методов восстановления скорости кровотока
2.3. Экспериментальное обнаружение временного сдвига сигналов, рассеянных на кластеризованной движущейся жидкости, и восстановление карты кровотока
2.4. Выводы к главе
Глава 3. ПРОСТРАНСТВЕННО-КОРРЕЛЯЦИОННЫЙ МЕТОД ВОССТАНОВЛЕНИЯ ВЕКТОРА СКОРОСТИ КРОВОТОКА В СХЕМЕ
НЕЛИНЕЙНОЙ ТОМОГРАФИИ
3.1. Пространственно-корреляционная процедура восстановления скорости рассеивателей

3.2. Численное моделирование пространственно-корреляционного метода
3.3. Выводы к главе
ОСНОВНЫЕ РЕЗУЛЬТАТЫ И ВЫВОДЫ
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ

Глава 1. ВВЕДЕНИЕ
Работа посвящена получению численной оценки полного вектора скорости кровотока в рамках разрабатываемых в лаборатории томографических систем. Имеется в виду, что оценка скорости кровотока является одним из функциональных режимов диагностики в томографе. Однако метод численной оценки вектора скорости совсем не ограничен рамками томографических систем и может применяться в различных УЗ системах диагностики.
1.1. Актуальность темы и цели исследования. Структура диссертационной
работы.
Актуальность темы
В настоящее время медицинские УЗ методы исследования являются самым распространенным средством диагностики внутренних органов. УЗ используется, начиная от контроля внутриутробного развития плода и заканчивая мониторингом проведения операционного вмешательства, начиная от диагностики начальных стадий ряда заболеваний и заканчивая терапевтическим применением при лечении. Во многих случаях знание реальной картины состояния органов, в том числе, и скорости кровотока очень важно при принятии правильных и своевременных решений, от которых зависит здоровье пациентов.
Большинство появившихся в последние десятилетия систем медицинской акустоскопии - ультразвуковые многоканальные системы активной локации (УЗИ) и разрабатывавшиеся в последние годы многоракурсные томографические системы [1—4; 62, 67, 82]. Эти диагностические комплексы представляют собой, как правило, линейные когерентные системы активной локации, основанные на аддитивном (когерентном) сложении сигналов, принимаемых элементами антенной решетки. Важньм достоинством этих систем является линейная зависимость выходного отношения сигнал/помеха от такого же входного отношения. В когерентных системах, применяемых для диагностики состояния кровеносной системы исследуемого органа, используется доплеровский эффект. Развитие таких систем шло от одноканальных систем [5-8] к многоканальным [9-13,49, 60-72, 82] системам, на которых, в частности, основаны классические УЗИ-системы. Когерентно-аддитивные методы требуют точного априорного знания обрабатываемого сигнала и для получения результата

оценивался по минимуму невязки (модуль покомпонентной разности) сопоставляемых изображений.
Важно отметить следующие моменты описанной процедуры. Во-первых, прямой доплеровский алгоритм, т.е. непосредственное выделение доплеровского смещения частоты рассеянного сигнала, требует квазинепрерывного режима облучения, обеспечивающего смещение движущихся рассеивателей на расстояния во много длин волн за время наблюдения. Доплеровский эффект нельзя непосредственно использовать в рассматриваемом импульсном режиме, при котором смещение за время между соседними посылками одного и того же излучателя не превосходит одной-двух длин волн. Во-вторых, коррелируются фрагменты изображений, соответствующие именно фиксированному излучателю, поскольку разные излучатели посылают зондирующие импульсы не одновременно. Тогда в фиксированном пространственном элементе разрешения при смене излучателя происходит смена совокупностей движущихся кровяных телец, приводящая к замещению одних кластеров крови другими. Это обстоятельство требует привлечения корреляционных методов оценки скорости
кровотока, а усреднение результата корреляции по излучателям существенно повышает точность получаемой оценки искомого вектора. При этом единственность главного максимума функции Г (г, Аг) при фиксированном г обеспечивается именно
накоплением (за счет перебора излучателей) большого количества слагаемых. В то же время, пространственная локализация функции Гтах (г) четко определяет положение и форму кровеносных сосудов, что далее иллюстрируется результатами численного моделирования. Поэтому на карте значений векторного поля у(г) следует
рассматривать только окрестность максимальных значений функции Гтах(г),
определяемую из условия
где 0 < р < 1 - пороговый уровень снижения функции Гтах (г) от ее максимального значения. Построение карты кровеносных сосудов, исходя из функции Гтах(г), является, в общем случае, более универсальным (надежным и устойчивым), чем построение с помощью функции
Эта функция представляет собой результат взвешенного накопления разностных рассеянных сигналов. Накопление аддитивно по излучателям и либо аддитивно, либо

* тах V 7____^
іах{Гтах(г)}