КОМБИНИРОВАННАЯ СИСТЕМА ФОТОАКУСТИЧЕСКОГО И УЛЬТРАЗВУКОВОГО ФОРМИРОВАНИЯ ИЗОБРАЖЕНИЙ
COMBINED SYSTEM OF PHOTOACOUSTIC AND ULTRASONIC IMAGE FORMATION

Настоящее изобретение относится к системам и способам, относящимся к фотоакустическому и ультразвуковому формированию изображений.
Фотоакустическая (РА) томография является развивающимся способом медицинского формирования изображений (смотри, например, S.Manohar, A.Kharine, J.С.G. van Hespen, W.Steenbergen, and Т.G. van Leeuwen, «The Twente Photoacoustic Mammoscope: System Overview and Performance», Physics in Medicine and Biology, Vol.50, No.11, pp.2543-2557, June 2005; M.Xu and L.Wang, «Universal back-projection algorithm for photoacoustic computer tomography». Physical Review E, Vol.71, No.1, pp.16706, 2005). Обычно представляющий интерес объект (например, ткань человека или животного) освещают коротким лазерным импульсом. Энергия лазера поглощается внутренними структурами объекта, что приводит к быстрому повышению температуры и тепловому расширению. Данное тепловое расширение вызывает распространение ультразвуковых волн сквозь объект, при этом упомянутые волны принимаются ультразвуковыми преобразователями, расположенными на поверхности объекта. Данные сигналы можно обрабатывать методом так называемого формирования луча для получения изображения поглощения объекта на длине волны лазерного излучения. Поскольку лазерное излучение рассеивается внутри объекта, то освещение не сильно сфокусировано, и изображение может быть сформировано с использованием единственного лазерного импульса. Для повышения отношения сигнала к шуму (SNR) можно усреднить несколько упомянутых изображений.
Ультразвуковое формирование изображений является общепризнанным способом медицинского формирования изображений. Изображения формируются посылкой сфокусированных импульсов ультразвуковой энергии в тело. Импульсы отражаются границами раздела структур внутри тела. Отражения распространяются обратно в ультразвуковой преобразователь и затем обрабатываются методом формирования луча для создания одной акустической линии А-режима (далее А-линии). Каждую посылку используют для формирования одной линии ультразвукового изображения. Поэтому ультразвуковое изображение формируется посредством нескольких посылок.
В последнее время возник интерес к выполнению фотоакустического формирования изображений в комбинации с ультразвуковым формированием изображений (J.Niederhauser, М.Jaeger, R.Lemor, P.Weber, and М.Frenz, «Combined Ultrasound and Optoacoustic System for Real-Time High-Contrast Vascular Imaging In Vivo», IEEE Transactions on Medical Imaging, Vol.24, No.4, pp.436-440, April 2005). До сих пор данные системы работали в двух режимах: формирования либо фотоакустического, либо ультразвукового изображений, в зависимости от выбранного режима, даже при том, что большая часть оборудования и процесса обработки является общей для обоих типов формирования изображений.
Исследователи описали системы, в которых изображения, получаемые двумя способами, отображаются рядом (см., например, J.Niederhauser, M.Jaeger, R.Lemor, P.Weber, and M.Frenz, «Combined Ultrasound and Optoacoustic System for Real-Time High-Contrast Vascular Imaging in Vivo», IEEE Transactions on Medical Imaging, vol.24, no.4, pp.436-440, April 2005). Недостаток данной установки состоит в том, что распознавание элементов в двух изображениях, которые происходят от одной анатомической структуры, может быть затруднительно.
Частота кадров фотоакустического (PA-) изображения ограничена частотой повторения импульсов лазера и (возможно) потребностью в усреднении нескольких импульсов для достижения удовлетворительного отношения сигнала к шуму. Частота повторения импульсов типичного лазера составляет 10 Гц. Поэтому для частоты кадров PA-изображений существует максимальное значение. Усреднение будет снижать частоту кадров. Упомянутая частота значительно меньше, чем для ультразвукового изображения. Частоты кадров ультразвукового изображения обычно составляют 60 Гц при глубине формирования изображений 10 см и 128 линий изображения. Если PA-изображения и ультразвуковые изображения получают с чередованием, то частоты могут соответственно снижаться. Например, если PA-изображения получают при 10 Гц, то частота кадров ультразвукового изображения должна снижаться на 5-55 Гц.
Относительно низкая частота кадров PA-изображений может осложнить объединение разных PA-кадров. Упомянутое объединение необходимо, когда несколько PA-кадров усредняются, или PA-кадры, полученные на разных длинах волн, сравниваются (см., например, X.Wang, Y.Pang, G.Ku, X.Xie, G.Stoica, and L.Wang, «Noninvasive laser-induced photoacoustic tomography for structural and functional in vivo imaging of the brain», Nature Biotechnology, Vol.21, No.7, pp.803-806, July 2003). Объект (например, тело человека или небольшого животного), подверженный формированию изображений может перемещаться между отрезками времени, в течение которых получают два кадра. Если кадры усредняются, то пространственное разрешение получаемого изображения будет снижаться. Если кадры соответствуют разным длинам волн лазера, то движение будет приводить к неточному совмещению и, возможно, артефактам, как показано на фиг.1(b).
На фиг.1(а) и 1(b) представлены артефакты, возникающие в результате неточного совмещения PA-кадров, полученных с разными длинами волн (лямбда 1 и лямбда 2). Графики отражают поперечное сечение изображения. Абсцисса дает числовое пиксельное значение. На фиг.1(а) показано точное совмещение двух кадров. Точное отношение между изображениями на двух длинах волн показано сплошной черной линией. На фиг.1(b) кадр лямбда 2 сдвинут из-за движения за время между кадрами. В данном случае отношение неточно и показывает большую величину артефакта для 4-го и 5-го образцов.
Соответственно, существует потребность в системе эффективного объединения изображений для PA- и ультразвуковых изображений. Вышеописанные и другие недостатки являются объектом устранения и/или устраняются с помощью устройств и способов в соответствии с настоящим изобретением.
В соответствии с настоящим изобретением обеспечиваются системы и способы для формирования фотоакустических изображений и ультразвуковых изображений в реальном времени. Примерная система формирования изображений в соответствии с настоящим изобретением содержит: (а) средство для формирования фотоакустических сигналов; (b) по меньшей мере, первый преобразователь, выполненный с возможностью: (i) передачи ультразвуковых волн; (ii) приема ультразвуковых сигналов, порожденных ультразвуковыми волнами; и (iii) приема фотоакустических сигналов, сформированных средством формирования фотоакустических сигналов; (с) блок оценки движения, выполненный с возможностью оценки движения на основе ультразвуковых сигналов; и (d) блок объединения изображений, выполненный с возможностью приема и объединения ультразвуковых данных, фотоакустических данных и данных блока оценки движения, сформированных из принятых ультразвуковых и фотоакустических сигналов и блоком оценки движения, и введения поправки на движение для формирования, по меньшей мере, фотоакустического изображения. Для фотоакустического изображения может быть введена поправка блоком объединения изображений на движение с использованием данных блока оценки движения. Примерный блок объединения изображений выполнен с возможностью приема и объединения ультразвуковых данных, фотоакустических данных и данных блока оценки движения, сформированных из принятых ультразвуковых и фотоакустических сигналов и блоком оценки движения, для формирования объединенного изображения.
В примерной системе в соответствии с настоящим изобретением объединенные изображения принимаются кадровым буфером, выполненным с возможностью: (i) запоминания выходных данных объединенного изображения, сформированных блоком объединения изображений, и (ii) передачи объединенного изображения в средство отображения. Обычно средство формирования фотоакустических сигналов реализуется посредством системы освещения, выполненной с возможностью формирования фотоакустического сигнала внутри образца. Как правило, система освещения характеризуется несущим энергию пучком, например, лазера. Средство отображения может быть любой системой отображения, обычно применяемой для медицинского формирования изображений, например LCD (ЖК-устройством отображения) или ЭЛТ (электронно-лучевой трубкой).
В примерном варианте осуществления кадровый буфер выполнен с возможностью передачи серии объединенных изображений с частотой около 55 Гц. Обычно принятые ультразвуковые сигналы обрабатываются методом формирования луча ультразвуковым формирователем луча для создания серии радиочастотных сигналов. Часть радиочастотных сигналов принимается блоком оценки движения, и остальная часть обнаруживается и пропускается через ультразвуковой скан-конвертер для формирования ультразвукового изображения, выполненного с возможностью приема блоком объединения изображений. В примерном варианте осуществления все радиочастотные сигналы во время формирования только PA-изображений принимаются блоком оценки движения для введения поправки на обусловленное движение искажения в PA-изображении. Обычно канал ультразвукового сигнала содержит прохождение через последовательность стадий, включая фильтрацию, детектирование и смешение. Блок оценки движения выполнен с возможностью формирования сигнала компенсации, который должен приниматься блоком объединения изображений. Примерный блок объединения изображений в соответствии с настоящим изобретением выполнен с возможностью приема сигналов ультразвуковых изображений с частотой около 55 Гц.
В примерном варианте осуществления принятые фотоакустические сигналы проходят через фотоакустический скан-конвертер, выполненный с возможностью формирования фотоакустического изображения, предназначенного для приема блоком объединения изображений. Примерный блок объединения изображений в соответствии с настоящим изобретением выполнен с возможностью приема сигналов фотоакустических изображений с частотой около 10 Гц. Обычно блок оценки движения выполнен с возможностью оценки движения объекта на основе части радиочастотных сигналов. В примерном варианте осуществления ультразвуковые сигналы могут быть сформированы в импульсном доплеровском режиме.
Примерный блок объединения изображений в соответствии с настоящим изобретением выполнен с возможностью формирования последовательности объединенных кадров, содержащих данные, происходящие от принятых ультразвуковых сигналов, и данные, происходящие от принятых фотоакустических сигналов. Последовательность объединенных кадров передается в кадровый буфер. Блок объединения изображений должен быть выполнен с возможностью выполнения пространственно-временных интерполяций и передискретизации принятых фотоакустических сигналов. Обычно блок объединения изображений выполнен с возможностью формирования выходного кадра на основе комбинации пиксельных значений, по меньшей мере, одного ультразвукового изображения и, по меньшей мере, одного фотоакустического изображения.
В примерном варианте осуществления средство отображения выполнено с возможностью обеспечения пространственного совмещения разных изображений, чтобы можно было распознавать соответствующие анатомические элементы в каждом изображении. Средство отображения выполнено с возможностью отображения изображений в режиме отображения, выбранном из группы, состоящей из: отображения только фотоакустических изображений, отображения фотоакустических изображений и ультразвуковых изображений одного около другого, наложения фотоакустического изображения на ультразвуковое изображение, использования доплеровской информации для выбора подлежащих отображению пикселей фотоакустического изображения и объединения доплеровской и фотоакустической информации об оксигенации.
В настоящем описании поясняется примерный способ объединения изображений образца, содержащий этапы, на которых: (а) освещают образец системой освещения, выполненной с возможностью формирования фотоакустических сигналов; (b) передают ультразвуковые волны в образец с помощью средства передачи ультразвука, выполненного с возможностью приема ультразвуковых сигналов и фотоакустических сигналов; (с) формируют ультразвуковые изображения из части принятых ультразвуковых сигналов с помощью средства ультразвукового формирования изображений; (d) формируют оценку движения из остальной части принятых ультразвуковых сигналов с помощью блока оценки движения; (е) формируют фотоакустические изображения из принятых фотоакустических сигналов с помощью средства фотоакустического формирования изображений; и (f) объединяют ультразвуковые изображения, оценку движения и фотоакустические изображения в блоке объединения изображений, выполненном с возможностью передачи объединенного изображения в средство отображения.
Дополнительные особенности, функции и преимущества предлагаемых систем и способов станут очевидны из нижеследующего описания, при его изучении, в частности, в связи с прилагаемыми чертежами.
Для содействия специалистам со средним уровнем компетентности в данной области техники при создании и применении предлагаемых систем и способов приводятся ссылки на прилагаемые чертежи, на которых:
фиг.1А и фиг.1В - графики, поясняющие артефакты, обусловленные неточным совмещением PA-кадров, полученных с разными длинами волн;
фиг.2 - схема, поясняющая комбинированную систему формирования PA- и ультразвуковых изображений в соответствии с настоящим изобретением.
Настоящее изобретение относится к системам и способам, которые объединяют фотоакустические (PA-) и ультразвуковые изображения. Данные системы и способы допускают формирование изображений с использованием средств формирования PA- или ультразвукового изображения. Получение данных изображений можно чередовать так, что, с точки зрения пользователя, упомянутые изображения представляются получаемыми одновременно. Два способа формирования изображений основаны на разных механизмах создания контраста и поэтому будут формировать разную информацию. Например, ультразвуковое изображение отражает границы между разными тканями с разными акустическими импедансами, а PA-изображение отражает поглощение лазерной энергии на соответствующей применяемой длине волны излучения.
Системы в соответствии с настоящим изобретением применяются для одновременного отображения PA- и ультразвуковых изображений одного и того же объекта. Примерный вариант осуществления системы в соответствии с настоящим изобретением содержит блок объединения изображений, который выполняет пространственно-временную интерполяцию двух (PA- и ультразвукового) изображений перед формированием объединенного изображения. Затем объединенное изображение отображается на средстве отображения, например, ЭЛТ и/или LCD. В примерном варианте осуществления объединенное изображение может также передаваться в виде данных в запоминающее устройство для данных или средство обработки данных, например принтер, жесткий диск, компакт-диск и/или флэш-память. Примерный блок объединения изображений в соответствии с настоящим изобретением может использовать оценки движения, полученные из ультразвуковых данных, для повышения качества ультразвукового изображения: повышения его видимой частоты кадров, совмещения последовательных кадров для подавления артефактов. Примерная комбинированная система может допускать формирование объединенных ультразвуковых и PA-изображений, которые совмещены в пространстве и по времени.
На фиг.2 показана схема примерного блока объединения изображений для комбинированной системы PA- и ультразвукового формирования изображений. Примерную систему в соответствии с настоящим изобретением применяют в связи с каналом ультразвукового сигнала, каналом фотоакустического (PA-) сигнала, блоком оценки движения, кадровым буфером и устройством отображения. Ультразвуковые изображения обычно формируют с использованием преобразователя, формирователя ультразвукового луча и ультразвукового скан-конвертера. Данные компоненты могут быть идентичны компонентам, обычно присутствующим в существующей современной ультразвуковой установке. Ультразвуковая энергия распространяется в виде серии сфокусированных пучков с использованием формирователя ультразвукового луча и преобразователя. Затем энергия, принятая преобразователем, обрабатывается методом формирования луча для создания соответствующей серии радиочастотных (RF) сигналов, называемых А-линиями. Данные сигналы обнаруживаются и затем подвергаются сканирующему преобразованию для формирования ультразвукового изображения В-режима. Такие же компоненты могут также применяться в импульсном доплеровском режиме для обнаружения и измерения движения.
PA-сигналы формируются освещением объекта коротким лазерным импульсом. Сигналы принимаются преобразователем, который является общим для каналов PA- и ультразвуковых сигналов. Сигналы проходят через формирователь фотоакустического (PA-) луча, что допускает их пространственную локализацию. Затем используют фотоакустический (РА) скан-конвертер для передискретизации сигналов и создания PA-изображения. В примерном варианте осуществления применяют единственный преобразователь для передачи ультразвуковых волн, приема ультразвуковых сигналов, порождаемых переданными ультразвуковыми волнами и приема PA-сигналов. Однако системы в соответствии с настоящим изобретением включают в себя также варианты осуществления, содержащие несколько преобразователей. В примерном варианте осуществления первый преобразователь передает ультразвуковые волны, и второй преобразователь принимает ультразвуковые сигналы, порождаемые переданными ультразвуковыми волнами, и принимает PA-сигналы.
Блок оценки движения служит для оценки движения объекта с использованием ультразвуковых данных. Для получения оценки движения требуется сравнивать сигналы, полученные в разные моменты времени из одного места изображения. Данную задачу можно выполнить с использованием радиочастотных сигналов А-линии до их обнаружения и сканирующего преобразования. Соответственно, можно очень точно оценить аксиальные движения. Данные способы оценки движения ранее применялись в эластографии (См., например, Е.Е.Konofagou, Т.Harrigan, and J.Ophir, «Shear strain estimation and lesion mobility assessment in elastography». Ultrasonics, Vol.38, No.1-8, pp.400-4, 2000; J.Ophir, S.K.Alam, B.Garra, F.Kallel, Е.Konofagou, T.Krouskop, and T.Varghese, «Elastography: ultrasonic estimation and imaging of the elastic properties of tissues». Proceedings of the Institution of Mechanical Engineers. Part H, Journal of Engineering in Medicine, Vol.213, No.3, pp.203-33, 1999; J.Ophir, I.Cespedes, H.Ponnekanti, Y.Yazdi, and X.Li, «Elastography: a quantitative method for imaging the elasticity of biological tissues», Ultrasonic Imaging, Vol.13, No.2, pp.111-34, 1991). Содержание вышеприведенных публикаций включено в настоящую заявку путем отсылки.
Возможна также оценка движения на основе серии ультразвуковых изображений (после обнаружения и сканирующего преобразования) с помощью отслеживания спекл-структуры (см., например, Е.J.Chen, R.S.Adler, P.L.Carson, W.К.Jenkins, and W.D.O'Brien, Jr., «Ultrasound tissue displacement imaging with application to breast cancer». Ultrasound in Medicine and Biology, Vol.21, No.9, pp.1153-62, 1995; M.O'Donnell, A.R.Skovoroda, B.M.Shapo, and S.Y.Emelianov, «Internal displacement and strain imaging using ultrasonic speckle tracking», IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control, Vol.41, No. 3, pp.314-25, May 1994). В примерном варианте осуществления блок оценки движения принимает сигналы из формирователя ультразвукового луча и ультразвуковые изображения для выработки оценки движения.
Дополнительный альтернативный способ оценки содержит этап использования доплеровской информации, полученной из конкретных последовательностей доплеровских сигналов (смотри, например, D.A.Christensen, Ultrasonic Bioinstrumentation: John Wiley & Sons, 1988). Содержание вышеприведенных публикаций включено в настоящую заявку путем отсылки. Следует понимать, что формирователи ультразвуковых изображений не нуждаются в содержании контрастных структур для выполнения оценки движения. Оценка движения может выполняться в областях однородной спекл-структуры.
Информация о движении, выделяемая из ультразвуковых сигналов, может отображаться в ультразвуковом изображении. Коммерческие ультразвуковые сканеры обычно содержат непрерывный волновой доплеровский, цветовой доплеровский, энергетический доплеровский и импульсный доплеровский режимы. Некоторые сканеры характеризуются возможностями эластографии, доплеровского формирования изображений скоростей деформирования и доплеровского формирования изображений тканей.
Примерный блок объединения изображений в соответствии с настоящим изобретением может выполнять, по меньшей мере, следующие две функции:
1. Пространственно-временные интерполяции и передискретизации последовательности PA-изображений, с использованием, тем самым, оценок движения, полученных из ультразвуковых сигналов; и
2. Формирование выходного кадра на основе комбинации пиксельных значений в, по меньшей мере, одном ультразвуковом изображении и, по меньшей мере, одном PA-изображении.
Выход блока объединения изображений обычно является последовательностью объединенных кадров, содержащих как ультразвуковую, так и PA-информацию. Данная информация обычно запоминается в кадровом буфере. Кадровый буфер содержит множество кадров, выполненных с возможностью последовательного отображения средством отображения. Примерное средство отображения обычно содержит, но без ограничения, ЭЛТ, LCD или систему отображения информации любого другого типа.
Системы в соответствии с настоящим изобретением выполнены с возможностью отображения изображений, полученных ультразвуковым способом и способом РА, одним средством отображения. Кроме того, примерные системы допускают отображение упомянутых изображений с одинаковой частотой, даже несмотря на то что упомянутые изображения получают с разными частотами. Примерные системы обеспечивают возможность пространственного совмещения разных изображений, чтобы можно было распознавать соответствующие анатомические элементы на двух изображениях. Дополнительные аспекты в соответствии с настоящим изобретением содержат возможность совмещения разных PA-изображений перед объединением, с подавлением, тем самым, артефактов, обусловленных неточным совмещением.
Функции пространственно-временной передискретизации последовательности PA-изображений выполняются следующим образом:
1. Пространственная передискретизация: PA-изображение может быть реконструировано на иной пространственной сетке, чем ультразвуковое изображение. Поэтому прежде чем PA-изображение можно будет наложить на ультразвуковое изображение, требуется выполнить пространственную интерполяцию и передискретизацию PA-изображения. Данную функцию можно выполнять в модуле сканирующего преобразования PA-сигналов. Однако перед пространственной передискретизацей, возможно, желательно было бы выполнить некоторые операции, например объединить несколько PA-кадров (для повышения точности или уменьшения объема вычислений). (См., например, Р.Thevenaz, Т.BIu, and M.Unser «Interpolation revisited [medical images application]». Medical Imaging, IEEE Transactions, Vol.19, No.7, pp.739-758, 2000).
2. Временная повышающая дискретизация без ультразвуковых сигналов: Повышающую дискретизацию PA-кадров по времени можно выполнять с использованием стандартных методов, разработанных для видео (смотри, например, Н.A.Karim, M.Bister, and M.U.Siddiqi, «Low rate video frame interpolation - challenges and solution», in Proc. Acoustics, Speech, and Signal Processing, 2003. Proceedings. (ICASSP '03), 2003 IEEE International Conference on, 2003, Vol.3, pp.III-117-20 vol.3). Данный подход обеспечивает возможность интерполяции PA-кадра для каждого ультразвукового кадра. В альтернативном варианте как PA-кадры, так и ультразвуковые кадры можно интерполировать до частоты видеодисплея.
3. Использование ультразвуковой информации о движении для повышения воспринимаемой частоты регенерации PA-изображений: Типичная максимальная частота кадров для примерной системы PA-формирования изображений составляет приблизительно 10 Гц. Изображение, которое регенерируется с данной частотой, будет представляться пользователю как изображение, «двигающееся толчками». При применении примерной системы в соответствии с настоящим изобретением движения и деформирования объектов в изображении можно обнаруживать и оценивать блоком оценки движения. Затем ультразвуковое поле движения (которое обычно измеряется с частотой 55 Гц) можно использовать для изменения масштаба PA-изображения. Затем масштабированное PA-изображение можно отображать с частотой 65 Гц.
4. Использование ультразвуковой информации о движении для совмещения PA-изображений перед объединением: Как упоминалось выше, объединение двух PA-кадров, которые не совмещены должным образом, может привести к размытости или другим артефактам. Ультразвуковое поле движения можно использовать для оценки деформации объекта, которая имела место в промежутке между получениями PA-кадров. Затем можно использовать поле движения для изменения масштаба одного из PA-кадров, чтобы оба кадра соответствовали одной и той же конфигурации объекта. Данный подход уменьшит размытость и артефакты.
5. Использование ультразвуковой информации о движении для принятия решения о том, какие части PA-изображений подлежат совмещению: Возможна ситуация, когда некоторые структуры в поле видения конкретного PA-изображения будут перемещаться слишком быстро для точного отслеживания блоком оценки движения ультразвукового изображения. Все же упомянутое быстрое движение может быть показано блоком оценки движения. Например, корреляционные значения в алгоритме отслеживания спекл-структуры могут быть ниже некоторого порога. Вместо того, чтобы добиваться совмещения упомянутых частей изображения изменением масштаба, возможно, целесообразно было бы не объединять такие части PA-кадров.
6. Использование ультразвуковой информации для обнаружения момента, когда произошло значительное изменение положения зонда и прекращения усреднения: Как упоминалось выше, возможно, потребуется усреднять несколько PA-кадров для обеспечения достаточного отношения сигнала к шуму (SNR). Такое усреднение снижает временное разрешение примерной системы и придает инерционность изображению. Недостаток такого подхода состоит в том, что когда зонд перемещают в другую часть тела или иначе ориентируют, предыдущее изображение будет сохраняться, даже несмотря на то что данное изображение соответствует совершенно иной анатомической структуре. Ультразвук можно использовать для обнаружения описанного состояния и сброса усреднения, чтобы предыдущее изображение не налагалось на новое изображение. В условиях описанного сценария, возможно, целесообразно также прекратить отображение PA-изображения на протяжении нескольких кадров, пока не появится достаточное число (совмещенных) изображений для усреднения и создания качественного изображения с достаточным SNR.
Комбинированную систему формирования изображений в соответствии с настоящим изобретением можно доработать для обеспечения нескольких вариантов отображения, включая, но без ограничения:
1. Отображение только PA-изображения: Качество PA-изображения можно еще более повысить с использованием ультразвуковой информации о движении, как пояснялось выше.
2. Отображение PA- и ультразвукового изображений одного около другого; Изображения отображаются с одинаковой (видео) частотой, даже несмотря на то что их получают с разными частотами.
3. Наложение PA-изображения на ультразвуковое изображение: PA-изображения можно отображать с использованием иной карты цветов, чем карта цветов, используемая для отображения ультразвуковых изображений. PA-изображение можно настроить на такой порог, что пиксели ниже порога наблюдаются как прозрачные, и пользователь может «наблюдать сквозь них» находящееся сзади ультразвуковое изображение. Назначения изображений можно инвертировать так, что ультразвуковое изображение налагается на PA-изображение.
4. Использование доплеровской информации для выбора подлежащих отображению пикселей PA-изображения: Доплеровские сигналы, создаваемые ультразвуком (в цветовом доплеровском или энергетическом доплеровском режимах), можно применять для обнаружения места, где происходит движение в пределах сканирования изображения. PA-изображения будут отображаться в виде цветного элемента наложения на пиксели, где доплеровский сигнал превышает некоторую установку порога. Например, кровь является сильным поглотителем на длинах волн света, обычно применяемого для PA-формирования изображений. Следовательно, полученное изображение будет изображением кровотока со скоростью выше некоторой скорости.
5. Объединение доплеровской и PA-информации об оксигенации: Путем сравнения PA-изображений на двух разных длинах волн можно определить оксигенацию крови. Значение оксигенации можно умножить на скорость, выведенную из доплеровского сигнала, и результат можно отображать как изображение для пользователя. Изображение было бы критерием скорости, с которой кислород транспортировался в кровеносных сосудах, подвергаемых формированию изображений.
Примеры возможных применений примерной системы в соответствии с настоящим изобретением содержат, но без ограничения, медицинское формирование изображений людей или мелких животных. Примерную систему формирования изображений можно выполнить как дополнение к существующей современной ультразвуковой установке, например, Philips iU22 или iE33.
Выше настоящее изобретение описано со ссылкой на примерные варианты осуществления и их реализации, однако предлагаемые системы и способы не ограничены упомянутыми примерными вариантами осуществления/реализациями. Более того, как должно быть очевидно специалистам в данной области техники из описания, представленного в настоящей заявке, предложенные системы и способы допускают модификации, изменения и усовершенствования, не выходящие за пределы существа или объема настоящего изобретения. Соответственно, настоящее изобретение, безусловно, охватывает такого рода модификации, изменения и усовершенствования, не выходящие за пределы объема изобретения.