RU2480147C2 - Комбинированная система фотоакустического и ультразвукового формирования изображений - Google Patents

Комбинированная система фотоакустического и ультразвукового формирования изображений Download PDF

Info

Publication number
RU2480147C2
RU2480147C2 RU2009127791/14A RU2009127791A RU2480147C2 RU 2480147 C2 RU2480147 C2 RU 2480147C2 RU 2009127791/14 A RU2009127791/14 A RU 2009127791/14A RU 2009127791 A RU2009127791 A RU 2009127791A RU 2480147 C2 RU2480147 C2 RU 2480147C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
photoacoustic
image
signals
ultrasonic
images
Prior art date
Application number
RU2009127791/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2009127791A (ru
Inventor
Майкл БЕРЧЕР
Original Assignee
Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Publication of RU2009127791A publication Critical patent/RU2009127791A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2480147C2 publication Critical patent/RU2480147C2/ru

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
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5238—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image
    • A61B8/5261—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image combining images from different diagnostic modalities, e.g. ultrasound and X-ray
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0033—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room
    • A61B5/0035—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room adapted for acquisition of images from more than one imaging mode, e.g. combining MRI and optical tomography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0093—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy
    • A61B5/0095—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy by applying light and detecting acoustic waves, i.e. photoacoustic measurements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
    • A61B5/7207—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/13—Tomography
    • A61B8/14—Echo-tomography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4416—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device related to combined acquisition of different diagnostic modalities, e.g. combination of ultrasound and X-ray acquisitions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/488—Diagnostic techniques involving Doppler signals
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5238—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5269—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving detection or reduction of artifacts
    • A61B8/5276—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving detection or reduction of artifacts due to motion
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/1702—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated with opto-acoustic detection, e.g. for gases or analysing solids
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/899—Combination of imaging systems with ancillary equipment
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52053—Display arrangements
    • G01S7/52057—Cathode ray tube displays
    • G01S7/52074—Composite displays, e.g. split-screen displays; Combination of multiple images or of images and alphanumeric tabular information
    • 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

Abstract

Изобретение относится к медицинской технике, а именно с системам и способам формирования изображений при диагностике биообъектов. Система содержит лазер для генерации фотоакустических сигналов, преобразователь, канал ультразвукового сигнала, канал фотоакустического сигнала, блок оценки движения и блок объединения изображений. Способ объединения изображений образца, использующий устройство, заключается в освещении образца системой освещения, передаче ультразвуковых волн в образец ультразвуковым преобразователем, генерации оценки движения из ультразвуковых сигналов, принятых в разные моменты времени от одного и того же местоположения образца, генерации фотоакустического изображения из принятых фотоакустических сигналов и его коррекции вследствие движения, используя оценку движения. Использование изобретения позволяет проводить точное совмещение изображений, устранить артефакты и улучшить распознавание элементов при использовании фотоакустического формирования изображения в комбинации с ультразвуковым формированием. 2 н. и 15 з.п. ф-лы, 3 ил.

Description

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.

Claims (17)

1. Комбинированная фотоакустическая и ультразвуковая система формирования изображений, содержащая:
(a) лазер, который освещает объект, чтобы сгенерировать фотоакустические сигналы;
(b) преобразователь, который: (i) передает ультразвуковые волны; (ii) принимает ультразвуковые сигналы, сгенерированные из переданных ультразвуковых волн: и (iii) принимает фотоакустические сигналы, сгенерированные из лазерного освещения;
(c) канал ультразвукового сигнала, реагирующий на принятые ультразвуковые сигналы, который создает данные ультразвукового изображения;
(d) канал фотоакустического сигнала, реагирующий на принятые фотоакустические сигналы, который создает данные фотоакустического изображения;
(e) блок оценки движения, который сравнивает ультразвуковые сигналы, принятые в разные моменты времени из одного и того же местоположения, чтобы создать данные блока оценки движения на основе ультразвуковых сигналов; и
(f) блок объединения изображений, подсоединенный, чтобы принимать данные фотоакустического изображения и данные блока оценки движения, который временно корректирует фотоакустические данные изображения вследствие движения.
2. Система по п.1, в которой блок объединения изображений дополнительно подсоединен, чтобы принимать данные ультразвукового изображения и создавать объединенное изображение временно отличных данных фотоакустического изображения или данных фотоакустического и ультразвукового изображений; и
причем объединенное изображение принимается кадровым буфером, приспособленным для:
(i) сохранения объединенных изображений, сгенерированных блоком объединения изображений, и
(ii) передачи объединенных изображений на устройство отображения.
3. Система по п.1, в которой лазер дополнительно содержит систему освещения, которая генерирует фотоакустический сигнал внутри образца.
4. Система по п.3, в которой система освещения характеризуется пучком энергии.
5. Система по п.2, в которой устройство отображения выбрано из группы, состоящей из LCD (ЖК-устройства отображения) и ЭЛТ (электроннолучевой трубки).
6. Система по п.2, в которой кадровый буфер приспособлен для передачи серии объединенных изображений с частотой по меньшей мере 55 Гц.
7. Система по п.2, в которой принятые ультразвуковые сигналы подвергаются формированию луча ультразвуковым формирователем луча в канале ультразвукового сигнала для создания серии радиочастотных сигналов.
8. Система по п.7, в которой, по меньшей мере, часть радиочастотных сигналов принимается блоком оценки движения, и остальная часть проходит через ультразвуковой скан-конвертер для генерирования ультразвукового изображения, приспособленного для того, чтобы быть принятым блоком объединения изображений.
9. Система по п.8, в которой блок оценки движения генерирует сигнал компенсации, который принимается блоком объединения изображений.
10. Система по п.9, в которой блок объединения изображений приспособлен для приема ультразвуковых изображений с частотой по меньшей мере 55 Гц.
11. Система по п.2. в которой принятые фотоакустические сигналы проходят через фотоакустический скан-конвертер в канале фотоакустического сигнала, чтобы сгенерировать фотоакустическое изображение, которое принимается блоком объединения изображений.
12. Система по п.11, в которой блок объединения изображений приспособлен для приема сигналов фотоакустических изображений с частотой по меньшей мере 10 Гц.
13. Система по п.2, в которой блок объединения изображений приспособлен для генерирования последовательности объединенных изображений, содержащих данные, от принятых ультразвуковых сигналов, и данные от принятых фотоакустических сигналов, которые должны быть переданы в кадровый буфер.
14. Система по п.1, в которой блок объединения изображений приспособлен для выполнения пространственной и/или временной интерполяции и передискретизации данных фотоакустического изображения.
15. Система по п.14, в которой блок объединения изображений приспособлен для генерирования выходного кадра на основе комбинации пиксельных значений ультразвукового изображения и фотоакустического изображения.
16. Система по п.2, в которой устройство отображения приспособлено для отображения изображений в режиме отображения, выбранном из группы, состоящей из: отображения только фотоакустических изображений, отображения фотоакустических изображений и ультразвуковых изображений рядом друг с другом, и наложения фотоакустического изображения на ультразвуковое изображение.
17. Способ объединения изображений образца, содержащий этапы, на которых:
(a) освещают образец системой освещения, которая генерирует фотоакустические сигналы;
(b) передают ультразвуковые волны в образец ультразвуковым преобразователем, который принимает ультразвуковые сигналы и фотоакустические сигналы из образца;
(c) генерируют оценку движения из ультразвуковых сигналов, принятых в разные моменты времени от одного и того же местоположения образца;
(d) генерируют по меньшей мере одно фотоакустическое изображение из принятых фотоакустических сигналов; и
(e) корректируют фотоакустическое изображение вследствие движения, используя оценку движения.
RU2009127791/14A 2006-12-19 2007-12-19 Комбинированная система фотоакустического и ультразвукового формирования изображений RU2480147C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US87071306P 2006-12-19 2006-12-19
US60/870,713 2006-12-19
PCT/IB2007/055231 WO2008075299A1 (en) 2006-12-19 2007-12-19 Combined photoacoustic and ultrasound imaging system

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2009127791A RU2009127791A (ru) 2011-01-27
RU2480147C2 true RU2480147C2 (ru) 2013-04-27

Family

ID=39323807

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2009127791/14A RU2480147C2 (ru) 2006-12-19 2007-12-19 Комбинированная система фотоакустического и ультразвукового формирования изображений

Country Status (8)

Country Link
US (2) US9561017B2 (ru)
EP (1) EP2097010B1 (ru)
JP (1) JP5506395B2 (ru)
KR (1) KR20090088909A (ru)
CN (1) CN101563035B (ru)
AT (1) ATE526882T1 (ru)
RU (1) RU2480147C2 (ru)
WO (1) WO2008075299A1 (ru)

Families Citing this family (99)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2007084981A2 (en) * 2006-01-19 2007-07-26 The Regents Of The University Of Michigan System and method for photoacoustic imaging and monitoring of laser therapy
US7750536B2 (en) 2006-03-02 2010-07-06 Visualsonics Inc. High frequency ultrasonic transducer and matching layer comprising cyanoacrylate
US20110021924A1 (en) * 2007-02-09 2011-01-27 Shriram Sethuraman Intravascular photoacoustic and utrasound echo imaging
US20080221647A1 (en) * 2007-02-23 2008-09-11 The Regents Of The University Of Michigan System and method for monitoring photodynamic therapy
JP5460000B2 (ja) * 2008-08-20 2014-04-02 キヤノン株式会社 イメージング装置およびイメージング方法
JP5241465B2 (ja) * 2008-12-11 2013-07-17 キヤノン株式会社 光音響イメージング装置および光音響イメージング方法
EP2514364B1 (en) * 2009-12-17 2020-02-12 Canon Kabushiki Kaisha Measurement system, and image forming method and program
JP5818444B2 (ja) * 2010-02-04 2015-11-18 キヤノン株式会社 機能情報取得装置、機能情報取得方法、及びプログラム
US8904871B2 (en) * 2010-07-23 2014-12-09 Board Of Regents, The University Of Texas System Temperature dependent photoacoustic imaging
US20130338501A1 (en) * 2012-06-13 2013-12-19 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for storing data associated with the operation of a dual modality optoacoustic/ultrasound system
US8686335B2 (en) 2011-12-31 2014-04-01 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for adjusting the light output of an optoacoustic imaging system
US9289191B2 (en) * 2011-10-12 2016-03-22 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for acquiring optoacoustic data and producing parametric maps thereof
US8839672B2 (en) * 2010-10-19 2014-09-23 Board Of Regents, The University Of Texas System Combined ultrasound and photoacoustic imaging of metal objects
JP5796896B2 (ja) * 2011-03-10 2015-10-21 富士フイルム株式会社 断層画像生成装置及び方法
JP6010306B2 (ja) * 2011-03-10 2016-10-19 富士フイルム株式会社 光音響計測装置
JP2012196308A (ja) * 2011-03-22 2012-10-18 Fujifilm Corp 光音響画像生成装置及び方法
JP2016209725A (ja) * 2011-05-12 2016-12-15 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置及び被検体情報取得方法
JP5864905B2 (ja) * 2011-05-20 2016-02-17 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置及び被検体情報取得方法
JP5719242B2 (ja) * 2011-06-27 2015-05-13 富士フイルム株式会社 ドプラ画像表示方法および装置
JP5599761B2 (ja) * 2011-07-14 2014-10-01 富士フイルム株式会社 光音響画像生成装置及び方法
JP5694991B2 (ja) * 2011-07-14 2015-04-01 富士フイルム株式会社 光音響画像化方法および装置
JP5713968B2 (ja) * 2011-07-29 2015-05-07 富士フイルム株式会社 光音響画像生成装置及び音響波ユニット
JP5885437B2 (ja) * 2011-09-07 2016-03-15 キヤノン株式会社 光音響装置及び処理方法
US10433732B2 (en) 2011-11-02 2019-10-08 Seno Medical Instruments, Inc. Optoacoustic imaging system having handheld probe utilizing optically reflective material
US20140005544A1 (en) * 2011-11-02 2014-01-02 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for providing selective channel sensitivity in an optoacoustic imaging system
US9814394B2 (en) 2011-11-02 2017-11-14 Seno Medical Instruments, Inc. Noise suppression in an optoacoustic system
US9733119B2 (en) 2011-11-02 2017-08-15 Seno Medical Instruments, Inc. Optoacoustic component utilization tracking
US9743839B2 (en) * 2011-11-02 2017-08-29 Seno Medical Instruments, Inc. Playback mode in an optoacoustic imaging system
US9757092B2 (en) * 2011-11-02 2017-09-12 Seno Medical Instruments, Inc. Method for dual modality optoacoustic imaging
US11191435B2 (en) 2013-01-22 2021-12-07 Seno Medical Instruments, Inc. Probe with optoacoustic isolator
US9445786B2 (en) * 2011-11-02 2016-09-20 Seno Medical Instruments, Inc. Interframe energy normalization in an optoacoustic imaging system
US9445785B2 (en) * 2011-11-02 2016-09-20 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for normalizing range in an optoacoustic imaging system
US20130116538A1 (en) 2011-11-02 2013-05-09 Seno Medical Instruments, Inc. Optoacoustic imaging systems and methods with enhanced safety
US9730587B2 (en) 2011-11-02 2017-08-15 Seno Medical Instruments, Inc. Diagnostic simulator
US20130289381A1 (en) 2011-11-02 2013-10-31 Seno Medical Instruments, Inc. Dual modality imaging system for coregistered functional and anatomical mapping
US20130338475A1 (en) 2012-06-13 2013-12-19 Seno Medical Instruments, Inc. Optoacoustic imaging system with fiber optic cable
US11287309B2 (en) 2011-11-02 2022-03-29 Seno Medical Instruments, Inc. Optoacoustic component utilization tracking
KR101273585B1 (ko) 2011-12-05 2013-06-11 삼성전자주식회사 초음파 영상 장치 및 초음파 영상 표시방법
CN104023635A (zh) * 2011-12-30 2014-09-03 皇家飞利浦有限公司 用于在us成像中使用pa效应进行针导航的系统和方法
EP2806803B1 (en) * 2012-01-23 2019-03-13 Tomowave Laboratories, Inc. Laser optoacoustic ultrasonic imaging system (louis) and methods of use
JP6132466B2 (ja) * 2012-02-07 2017-05-24 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置及び被検体情報取得方法
JP5881582B2 (ja) * 2012-02-07 2016-03-09 富士フイルム株式会社 超音波探触子の製造方法
EP2822471B1 (en) * 2012-03-09 2023-03-08 Seno Medical Instruments, Inc. Statistical mapping in an optoacoustic imaging system
US10762628B2 (en) * 2012-03-09 2020-09-01 Seno Medical Instruments, Inc. Statistical mapping in an optoacoustic imaging system
CA2866840C (en) * 2012-03-09 2022-03-29 Seno Medical Instruments, Inc. Statistical mapping in an optoacoustic imaging system
KR101298935B1 (ko) * 2012-04-13 2013-08-23 서강대학교산학협력단 초음파 영상 및 광음향 영상 생성 방법 및 장치
JP2013226335A (ja) * 2012-04-27 2013-11-07 Fujifilm Corp 音響波診断装置および画像表示方法
KR101974580B1 (ko) * 2012-05-03 2019-05-02 삼성전자주식회사 레이저 유도 초음파 장치 및 이를 이용한 영상 생성 방법
WO2013188708A1 (en) * 2012-06-13 2013-12-19 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for storing data associated with the operation of a dual modality optoacoustic / ultrasound system
US9610043B2 (en) 2012-06-13 2017-04-04 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for producing parametric maps of optoacoustic data
WO2014056134A1 (zh) * 2012-10-08 2014-04-17 财团法人工业技术研究院 结合超音波与光声影像的成像方法与成像装置
JP6112861B2 (ja) * 2012-12-28 2017-04-12 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置、信号処理装置および表示装置
WO2014115214A1 (en) * 2012-12-28 2014-07-31 Canon Kabushiki Kaisha Combined photoacoustic and ultrasound imaging apparatus and method
JP6292836B2 (ja) * 2012-12-28 2018-03-14 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置、表示方法、プログラム、処理装置
JP6103931B2 (ja) * 2012-12-28 2017-03-29 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置、被検体情報取得方法
JP6177530B2 (ja) * 2013-01-18 2017-08-09 富士フイルム株式会社 ドプラ計測装置およびドプラ計測方法
JP5936559B2 (ja) * 2013-01-18 2016-06-22 富士フイルム株式会社 光音響画像生成装置および光音響画像生成方法
WO2014150578A1 (en) 2013-03-15 2014-09-25 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for diagnostic vector classification support
JP6238539B2 (ja) * 2013-03-21 2017-11-29 キヤノン株式会社 処理装置、被検体情報取得装置、および、処理方法
US10143381B2 (en) * 2013-04-19 2018-12-04 Canon Kabushiki Kaisha Object information acquiring apparatus and control method therefor
KR101418405B1 (ko) * 2013-04-25 2014-07-09 포항공과대학교 산학협력단 고배율 표면 이미지에 광음향 단층 이미지를 포함하는 증강 현실 이미지를 중첩시켜 출력하는 수술용 현미경 시스템 및 그를 위한 증강 현실 이미지 제공 장치
US20140373599A1 (en) * 2013-06-25 2014-12-25 Texas Instruments Incorporated Detection and locking to the absorption spectra of gasses using quartz enhanced photoacoustic sprectroscopy
KR101533591B1 (ko) * 2013-07-08 2015-07-06 삼성메디슨 주식회사 의료 영상 장치 및 의료 영상 제공 방법
CN103385758B (zh) * 2013-07-22 2015-12-09 深圳先进技术研究院 一种血管内光声超声双模成像系统及其成像方法
CN105431091A (zh) * 2013-08-01 2016-03-23 西江大学校产学协力団 用于获取融合图像的设备和方法
JP2015073577A (ja) * 2013-10-04 2015-04-20 キヤノン株式会社 光音響装置、光音響装置の作動方法、およびプログラム
KR20160067881A (ko) 2013-10-11 2016-06-14 세노 메디컬 인스투르먼츠 인코포레이티드 의료 이미징 내 컴포넌트 분리를 위한 시스템 및 방법
WO2015131098A1 (en) 2014-02-27 2015-09-03 Seno Medical Instruments, Inc. Probe adapted to control blood flow through vessels during imaging and method of use of same
WO2015138796A1 (en) 2014-03-12 2015-09-17 Fujiflm Sonosite, Inc. High frequency ultrasound transducer having an ultrasonic lens with integral central matching layer
JP6498036B2 (ja) * 2014-06-13 2019-04-10 キヤノン株式会社 光音響装置、信号処理方法、及びプログラム
JP6371847B2 (ja) 2014-06-30 2018-08-08 富士フイルム株式会社 光音響画像生成装置、信号処理装置、及び光音響画像生成方法
KR101620458B1 (ko) 2014-07-04 2016-05-24 포항공과대학교 산학협력단 광음향 촬영 장치 및 이를 이용한 산소포화도 측정방법
WO2016070115A1 (en) 2014-10-30 2016-05-06 Seno Medical Instruments, Inc. Opto-acoustic imaging system with detection of relative orientation of light source and acoustic receiver using acoustic waves
JP6436442B2 (ja) 2015-04-10 2018-12-12 キヤノン株式会社 光音響装置および画像処理方法
CN104771192A (zh) 2015-04-20 2015-07-15 无锡海斯凯尔医学技术有限公司 组织形态和弹性信息的处理方法和弹性检测设备
KR101638588B1 (ko) 2015-04-23 2016-07-12 포항공과대학교 산학협력단 소화기관의 비침습적 이미징 장치
EP3090682A1 (en) * 2015-05-08 2016-11-09 Universiteit Twente Artifact reduction in photoacoustic and thermoacoustic imaging
CN105232004A (zh) * 2015-11-16 2016-01-13 华南师范大学 一种精准测量黑色素瘤厚度的光声超声联合成像装置和成像方法
CN105395170B (zh) * 2015-12-15 2018-07-27 同济大学 一种光声超声双模态同步成像系统
KR102576682B1 (ko) * 2016-02-05 2023-09-07 전북대학교산학협력단 혈전 탐지 시스템 및 방법
EP3415097B1 (en) * 2016-02-08 2020-07-15 FUJIFILM Corporation Acoustic wave image generation device and acoustic wave image generation method
JP2017164198A (ja) * 2016-03-15 2017-09-21 キヤノン株式会社 情報処理システムおよび表示制御方法
JP2017192569A (ja) * 2016-04-20 2017-10-26 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置およびその制御方法
WO2017205626A1 (en) * 2016-05-27 2017-11-30 The Regents Of The University Of Michigan Photoacoustics imaging system
CN107582096A (zh) * 2016-07-08 2018-01-16 佳能株式会社 用于获取信息的装置、方法和存储介质
US20190239860A1 (en) * 2016-07-08 2019-08-08 Canon Kabushiki Kaisha Apparatus, method and program for displaying ultrasound image and photoacoustic image
US20180055369A1 (en) * 2016-08-31 2018-03-01 Qualcomm Incorporated Layered sensing including rf-acoustic imaging
JP7129158B2 (ja) * 2016-11-24 2022-09-01 キヤノン株式会社 情報処理装置、情報処理方法、情報処理システムおよびプログラム
JP6443866B2 (ja) * 2017-03-16 2018-12-26 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置および被検体情報取得方法
JP6513121B2 (ja) * 2017-04-19 2019-05-15 キヤノン株式会社 処理装置、被検体情報取得装置、光音響画像の表示方法、及びプログラム
US11596313B2 (en) 2017-10-13 2023-03-07 Arizona Board Of Regents On Behalf Of Arizona State University Photoacoustic targeting with micropipette electrodes
CN108888236A (zh) * 2018-04-23 2018-11-27 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种多模态成像系统及方法
CN111432730A (zh) * 2018-10-24 2020-07-17 中国医学科学院北京协和医院 一种成像方法以及成像系统
US11768182B2 (en) 2019-04-26 2023-09-26 Arizona Board Of Regents On Behalf Of Arizona State University Photoacoustic and optical microscopy combiner and method of generating a photoacoustic image of a sample
KR102636714B1 (ko) * 2021-08-10 2024-02-14 주식회사 옵티코 광음향 및 초음파 이미징 장치 및 이미지 형성 방법
KR20230109994A (ko) * 2022-01-14 2023-07-21 주식회사 옵티코 다파장 광음향 영상 및 초음파 영상을 이용한 종양 분류 방법 및 분석장치
KR20230166390A (ko) 2022-05-30 2023-12-07 부산대학교 산학협력단 초음파 기반 호흡 보정을 이용한 3차원 광음향 영상 구현을 위한 장치 및 방법
WO2023235332A1 (en) * 2022-05-31 2023-12-07 The Regents Of The University Of California System and method of dual-mode eat/us-guided electroporation
CN116942200B (zh) * 2023-09-20 2024-02-06 杭州励影光电成像有限责任公司 一种非复用式超声多模态成像系统及方法

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2153366C1 (ru) * 1999-01-05 2000-07-27 Жаров Владимир Павлович Устройство для комплексного лечения заболеваний предстательной железы
RU2002128728A (ru) * 2000-03-28 2004-03-27 Форт Фотоникс Лимитед (Gb) Способ и система для определения параметров и картографирования поражений ткани
EP1561424A1 (en) * 2004-02-06 2005-08-10 Kabushiki Kaisha Toshiba Non-invasive diagnostic imaging method and apparatus

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US1561424A (en) * 1924-11-06 1925-11-10 Exel George Helicopter
US7028899B2 (en) * 1999-06-07 2006-04-18 Metrologic Instruments, Inc. Method of speckle-noise pattern reduction and apparatus therefore based on reducing the temporal-coherence of the planar laser illumination beam before it illuminates the target object by applying temporal phase modulation techniques during the transmission of the plib towards the target
US5977538A (en) * 1998-05-11 1999-11-02 Imarx Pharmaceutical Corp. Optoacoustic imaging system
WO2001010295A1 (en) * 1999-08-06 2001-02-15 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Optoacoustic monitoring of blood oxygenation
US20050085725A1 (en) 2001-08-09 2005-04-21 Ron Nagar Photoacoustic assay and imaging system
DE10159721B4 (de) * 2001-12-05 2004-07-22 Bruker Optik Gmbh Digitales FTIR-Spektrometer
US6638228B1 (en) * 2002-04-26 2003-10-28 Koninklijke Philips Electronics N.V. Contrast-agent enhanced color-flow imaging
US7245789B2 (en) 2002-10-07 2007-07-17 Vascular Imaging Corporation Systems and methods for minimally-invasive optical-acoustic imaging
JP4406226B2 (ja) 2003-07-02 2010-01-27 株式会社東芝 生体情報映像装置
DE102005017492B4 (de) * 2005-04-15 2007-04-19 Siemens Ag Verfahren zum rechnerischen Kompensieren einer periodischen Bewegung eines Organs sowie Bildaufnahmesystem
EP2754388B1 (en) * 2013-01-15 2020-09-09 Helmholtz Zentrum München Deutsches Forschungszentrum für Gesundheit und Umwelt GmbH System and method for quality-enhanced high-rate optoacoustic imaging of an object
US10143381B2 (en) * 2013-04-19 2018-12-04 Canon Kabushiki Kaisha Object information acquiring apparatus and control method therefor
JP6498036B2 (ja) * 2014-06-13 2019-04-10 キヤノン株式会社 光音響装置、信号処理方法、及びプログラム

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2153366C1 (ru) * 1999-01-05 2000-07-27 Жаров Владимир Павлович Устройство для комплексного лечения заболеваний предстательной железы
RU2002128728A (ru) * 2000-03-28 2004-03-27 Форт Фотоникс Лимитед (Gb) Способ и система для определения параметров и картографирования поражений ткани
EP1561424A1 (en) * 2004-02-06 2005-08-10 Kabushiki Kaisha Toshiba Non-invasive diagnostic imaging method and apparatus

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
CLAUDIO SIMON et al "Motion compensation algorithm for non-invasive two-dimensional temperature estimation using diagnostic pulse-echo ultrasound", PROC SPIE INT SOC OPT ENG, PROCEEDINGS OF SPIE_THE INTERNATIONAE SOCIETY FOR OPTICAL ENGINEERING 1998, v.3249, 1998, p.p.182-192, электронная версия (с.с.1-11), hup://bul.eecs.umich.edu/research/, найдено в Интернет 20.12.2011. *
FRENZ Martin et al "Conbined Ultrasound and Optoacoustic System for Real-Time High-Contrast Vascular Imaging in Vivo" IEEE Transactions on Medical Imaging, V.24, No4, April 1, 2005, p.p.436-440. *

Also Published As

Publication number Publication date
EP2097010A1 (en) 2009-09-09
WO2008075299A1 (en) 2008-06-26
CN101563035A (zh) 2009-10-21
EP2097010B1 (en) 2011-10-05
JP5506395B2 (ja) 2014-05-28
US20170112474A1 (en) 2017-04-27
ATE526882T1 (de) 2011-10-15
US10631830B2 (en) 2020-04-28
JP2010512929A (ja) 2010-04-30
RU2009127791A (ru) 2011-01-27
US9561017B2 (en) 2017-02-07
KR20090088909A (ko) 2009-08-20
CN101563035B (zh) 2012-08-08
US20100049044A1 (en) 2010-02-25

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2480147C2 (ru) Комбинированная система фотоакустического и ультразвукового формирования изображений
US6969353B2 (en) Contrast-agent enhanced color-flow imaging
JP4842933B2 (ja) 画像診断装置
EP2030570B1 (en) Image processing apparatus
JP4730125B2 (ja) 血流画像表示装置
US9883852B2 (en) Ultrasound systems, methods and computer program products for estimating tissue deformation with harmonic signals
JP5721311B2 (ja) 造影エンハンス超音波診断イメージング方法、コンピュータ読み取り可能な記憶媒体および造影エンハンス超音波診断イメージング装置
KR101614799B1 (ko) 의료 진단 초음파 이미징에서의 3차원 변환 매핑을 위한 모션 동기화된 파괴
JP4995975B2 (ja) 空間合成による超音波診断造影画像
WO2008108922A1 (en) Inter-frame processing for contrast agent enhanced medical diagnostic ultrasound imaging
EP2082689A1 (en) Contrast agent destruction effectiveness determination for medical diagnostic ultrasound imaging
KR20080060625A (ko) 대상체의 움직임에 기초하여 초음파 영상 획득하는 초음파진단 시스템 및 방법
CN112862924B (zh) 多模态成像中图像重建方法、装置和多模态成像技术系统
CN111432730A (zh) 一种成像方法以及成像系统
Hyun et al. A GPU-based real-time spatial coherence imaging system
JP2013244138A (ja) 超音波診断装置および音速表示方法
Hemmsen et al. Preliminary In-Vivo evaluation of Synthetic Aperture Sequential Beamformation using a multielement convex array
EP2238912B1 (en) Ultrasound system and method of providing color M mode image and brightness M mode image
US20240111046A1 (en) Method and system for flow processing on channel data for application of nonlinear beamforming
CN117918887A (en) Pressure determining method and device based on pulse inversion second harmonic imaging
Obruchkov The technology and performance of 4D ultrasound

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20131220