ОЦЕНКА КАРОТИДНОЙ БЛЯШКИ С ПРИМЕНЕНИЕМ УЛЬТРАЗВУКОВОЙ ВИЗУАЛИЗАЦИИ С КОНТРАСТИРОВАНИЕМ

Данное изобретение относится к диагностическим ультразвуковым системам визуализации и, в частности, к применению ультразвуковой визуализации с контрастированием для оценки риска инсульта.

Развитие бляшки в сосудистой системе, в частности атеросклероза в сонной артерии, - обычное явление у многих пациентов. Бляшка может вырасти настолько, что может произойти частичная и даже полная закупорка кровеносных сосудов. Фигура 1 изображает кровеносный сосуд 10 с частично вырезанной стенкой 18 сосуда для представления внутренней части просвета 16, в котором показано образование бляшки 24. Поскольку бляшка 24 заполнила большую часть просвета в точке ее наибольшей толщины, то бляшка частично закупорила кровоток по сосуду. Бляшка не только ограничивает доставку свежей крови к ткани и органам вниз по потоку от закупорки, но может также задерживать сгустки крови в суженном просвете, блокируя весь кровоток. Дополнительное, равным образом опасное явление может возникать из-за каротидной бляшки (бляшки в сонной артерии). Поскольку сонные артерии обеспечивают кровоснабжение головного мозга, то частицы в кровотоке в сонных артериях могут вызывать риск закупорки краниальных сосудов и, потенциально, инсульт. Частицы бляшки могут отрываться от эндотелиальной выстилки каротидных артерий и протекать в головной мозг, где они могут закупоривать краниальные кровеносные сосуды разных размеров и функционального назначения, в зависимости от размера частиц бляшки и их пути течения. Желательно было бы иметь способность идентификации бляшек с такой возможностью, чтобы можно было выполнять вмешательство для минимизации или предотвращения потенциала для инсульта.

В соответствии с принципами настоящего изобретения, описаны диагностическая ультразвуковая система визуализации и способ визуализации, которые обеспечивают оценку риска инсульта вследствие образования бляшки в сонной артерии. Каротидные атеросклеротические бляшки имеют зоны неоваскуляризации и перфузии бляшек. Для различения пациентов с симптомами заболевания и пациентов без симптомов заболевания проводили исследование с использованием изображений от двадцати четырех пациентов на основе рисунков перфузии бляшек. В ходе данного исследования перфузию каротидных бляшек оценивали как качественно, так и количественно, чтобы исследовать различия в перфузии между пациентами с симптомами заболевания и пациентами без симптомов заболевания. Пациентам делали инъекцию 2 мл препарата Соновью (Sonovue) (Bracco s.p.a., Milan, Italy), микропузырькового контрастного вещества для ультразвуковой визуализации, и получали, и сохраняли одноминутные кинопетли ультразвуковых изображений по мере того, как контрастное вещество протекало по сонной артерии и микроциркуляторному руслу (новообразованным сосудам) бляшки. Ультразвуковые изображения могут быть получены визуализацией в B-режиме, которая показывают нарастающую интенсивность сигнала от микропузырьков, которые перфузируют через бляшку. Предпочтительно, изображения получают цветовым доплеровским картированием с тем, чтобы движение микропузырьков можно было одновременно обнаруживать вместе с интенсивностью сигнала. Сигналы, обнаруживающие высокоинтенсивный гармонический эхо-сигнал, совместно с движением, измеренным методом Доплера, в одном и том же местоположении указывают на движение микропузырьков в данном местоположении. Данную корреляцию можно использовать, чтобы отличать и отфильтровывать возвратные сигналы от ярких статических отражателей, которые часто являются артефактами. Результатом является определение динамического микропотока контрастного вещества в сосудистой сети бляшки.

Поскольку последовательность ультразвуковых изображений с контрастированием должна применяться для вычисления кривых времени-интенсивности контраста (T-I кривых) в каждой точке в бляшке, то датчик визуализации важно удерживать неподвижно, насколько возможно с тем, чтобы бляшка на изображениях пространственно коррелировала по всей последовательности изображений. Пространственную корреляцию можно повысить с использованием стабилизации изображения, например, и/или посредством обнаружения и компенсации общего движения на изображениях, которое может происходить вследствие движения датчика или физиологического движения, обусловленных пульсационным движением или движением пациента.

Для оценки перфузии контрастного вещества через бляшку, вокруг бляшки на изображениях вычерчивается область, представляющая интерес (ROI). Данная область очерчивает бляшки без включения какого-либо участка сигнала из просвета с тем, чтобы сигналы с потенциально высокими амплитудами, отражающиеся от контрастного вещества, протекающего в просвете сонной артерии, исключались из анализа. В одной реализации возможно использование сигнала интенсивности от отдельных точек (пикселей) в бляшке или агрегирование групп пикселей и использование средней интенсивности сигналов от агрегированных групп пикселей. В другой реализации сигнал средней интенсивности от контрастного вещества изнутри области ROI, содержащей бляшку, дискретизируется по времени от изображения к изображению для образования кривых времени-интенсивности каротидной бляшки. Эти и другие методы можно применять для анализа сигнала интенсивности внутри бляшки. Данные интенсивности сигнала оценивают путем сравнения уровней сигнала с пороговым уровнем шума и оценки распределения значений интенсивности до и после появления контраста. Если имеет место существенное различие и распределение значений, характеризующих нарастание контраста, то пиксель идентифицируется как указывающий на перфузию. Средняя амплитуда сигнала кривой T-I после появления микропузырьков в области ROI бляшки вычисляется для каждого пикселя. Качественное изображение амплитуд сигнала средней интенсивности от пикселей можно отобразить в виде цветов или интенсивностей диапазона значений, чтобы качественно показать васкуляризацию бляшки.

В соответствии с дополнительным аспектом настоящего изобретения, количественная оценка перфузии выполняется по данным пикселей. Общее число пикселей, которые демонстрируют перфузию, делится на общее число пикселей в очерченном изображении бляшки. В одной реализации к этому результату деления применяется двоичная система оценки. Ноль представляет менее, чем 50% зону каротидной бляшки, содержащую движущиеся микрочастицы, а1 представляет более, чем 50% зону каротидной бляшки, содержащую движущиеся микрочастица. Оказалось, что для исследованных пациентов сигнал средней интенсивности от контрастного вещества из бляшек был значительно выше для пациентов без симптомов заболевания (пациентов без предыдущих данных об отрыве частиц бляшек), чем для пациентов с симптомами заболевания (пациентов с предыдущими данными о частицах бляшек в кровотоке). Результаты количественного анализа данных исследования показали, что только 25% (3/12) пациентов без симптомов заболевания имели количественный показатель 0 по сравнению с 67% (8/12) пациентов с симптомами заболевания.

НА ЧЕРТЕЖАХ:

Фигура 1 – изображение кровеносного сосуда, содержащего бляшку.

Фигура 2 – блок-схема ультразвуковой системы, выполненной в соответствии с принципами настоящего изобретения.

Фигура 3 – кривая времени-интенсивности контраста.

Фигуры 4a и 5a – ультразвуковые изображения, на которых очерчены бляшки в каротидных артериях.

Фигуры 4b и 5b иллюстрируют изменение интенсивности сигналов в зонах бляшек по фигурам 4a и 5a с поступлением потоков контрастного вещества в бляшки.

Фигура 6 – блок-схема, иллюстрирующая этапы способа по настоящему изобретению.

Фигура 7 иллюстрирует четыре качественных изображения зон атеросклеротических бляшек с разными процентными показателями перфузии.

В некоторых вариантах осуществления настоящее изобретение предлагает ультразвуковые системы визуализации, например, диагностические ультразвуковые системы визуализации для оценки бляшки ультразвуком с контрастированием. Системы могут включать в себя датчик ультразвуковой визуализации, содержащий матричный преобразователь, который собирает последовательность ультразвуковых изображений бляшки во время подвода контрастного вещества. В некоторых вариантах осуществления системы могут быть выполнены с возможностью включения в них процессоров, памяти и других структур, которые могут служить в качестве вычислителей кривых времени-интенсивности, которые формируют кривую времени-интенсивности для каждой точки на изображении бляшки, где присутствует контраст, и компаратора, который идентифицирует пиксели на изображении бляшки, где происходит перфузия. В некоторых вариантах осуществления компаратор может быть предназначен для сравнения значений интенсивности пикселей до и после появления контраста в бляшке. Системы могут дополнительно включать в себя дисплей, который отображает степень перфузии в бляшке. В некоторых вариантах осуществления системы могут включать в себя процессор изображений, который воспроизводит анатомическую карту бляшки, показывающую, где происходит перфузия. Кроме того, системы могут быть выполнены с возможностью включения в них процессоров, памяти и других структур, которые могут служить в качестве квантификатора перфузии, который количественно измеряет процентное содержание пикселей на изображении бляшки, демонстрирующем перфузию. В некоторых вариантах осуществления системы могут включать в себя память кадров, которая сохраняет собранную последовательность ультразвуковых изображений. В некоторых вариантах осуществления системы могут быть выполнены с возможностью включения в них процессоров, памяти и других структур, которые могут служить в качестве стабилизатора изображений, реагирующего на изображения, сохраненные в памяти кадров, который компенсирует межкадровое движение. В некоторых вариантах осуществления системы могут быть выполнены с возможностью включения в них процессоров, памяти и других структур, которые могут служить в качестве разметчика бляшки, который очерчивает бляшку на изображении сонной артерии. В некоторых вариантах осуществления разметчиком бляшки можно управлять с помощью пользовательского элемента управления на панели управления ультразвуковой системы так, что пользователь может вручную размечать бляшку, показанную на дисплее.

В некоторых вариантах осуществления системы по настоящему изобретению могут быть выполнены с возможностью сбора, с помощью ультразвукового датчика, последовательности ультразвуковых изображений бляшки во время подвода контрастного вещества, вычисления кривой времени-интенсивности для каждой точки на изображении бляшки, где присутствует контраст, идентификации пикселей на изображении бляшки, где происходит перфузия, и отображения степени перфузии в бляшке. В системе могут содержаться разные аппаратные компоненты для выполнения различных функций. Например, автономный процессор, выполненный с возможностью приема данных, выполнения некоторых функций с данными и затем выдачи обработанных данных. В качестве альтернативы, система может включать в себя несколько аппаратных компонентов (например, процессоров), которые работают совместно в соответствии с закодированными протоколами программного обеспечения для выполнения различных этапов. Такие программное обеспечение и структуры для выполнения функций будут вполне очевидны обычному специалисту в данной области техники.

Ультразвуковая система, выполненная в соответствии с принципами настоящего изобретения, показана на фигуре 2 в форме блок-схемы. Ультразвуковой датчик 12 включает в себя матрицу 14 элементов ультразвукового преобразователя, которая излучает и принимает ультразвуковые сигналы. Матрица 14 может быть одномерной линейной или криволинейной матрицей для двумерной визуализации или может быть двумерной (2-мерной) матрицей преобразовательных элементов для управления электронным пучком в трех измерениях. Матрица 14 может быть также одномерной матрицей, которая механически развертываться вперед-назад ультразвуковым датчиком 12 для сканирования трехмерного объема тела. Ультразвуковые преобразователи в матрице 14 излучают ультразвуковую энергию и принимают эхоимпульсы, отраженные в ответ на данное излучение. К ультразвуковым преобразователям в матрице 14 подсоединен переключатель 22 режимов излучения/приема («T/R»), чтобы селективно вводить эхо-сигналы из преобразовательных элементов в аналого-цифровые (А/Ц) преобразователи 30 во время приемной фазы операции. Моменты времени, в которые матрицу 14 включают на передачу сигналов, можно синхронизировать с внутрисистемным тактовым генератором или можно синхронизировать с функцией организма, такой как кардиоцикл, для чего электрокардиографическим (ЭКГ) устройством 26 обеспечивается форма сигнала кардиоцикла. Когда сердечное сокращение находится в требуемой фазе своего цикла, как определено формой сигнала, обеспеченной ЭКГ устройством 26, в ультразвуковой датчик 12 подается команда на получение ультразвукового изображения. В ходе выполнения способа по настоящему изобретению собирается непрерывная последовательность кадров изображения сонной артерии в режиме реального времени, по мере того, как кровь, содержащая контрастное вещество, начинает протекать по сосудистой сети бляшек в сонной артерии.

Эхоимпульсы от передаваемой ультразвуковой энергии принимаются преобразовательными элементами матрицы 14, которые генерируют эхо-сигналы, которые вводятся через T/R-переключатель 22 и оцифровываются аналого-цифровыми («А/Ц») преобразователи 30, когда система использует цифровой формирователь пучка. В качестве альтернативы можно использовать аналоговые формирователи пучка. А/Ц преобразователи 30 дискретизируют принятые эхо-сигналы с частотой дискретизации, управляемой сигналом f_s, генерируемым центральным контроллером 28. Требуемая частота дискретизации, обусловленная теорией дискретизации, равна по меньшей мере двукратной наибольшей частоте принимаемой полосе пропускания и может быть порядка 30-40 МГц. Желательны также частоты дискретизации выше, чем минимальная требуемая частота. Управление ультразвуковой системой и настройка различных параметров для визуализации, такие как выбор датчика, осуществляются посредством манипуляции пользователем элементами управления пользовательского интерфейса панели 20 управления, которая связана с центральным контроллером 28 и управляет через него.

Отсчеты эхо-сигналов из отдельных преобразовательных элементов матрицы 14 задерживаются и суммируются формирователем 32 пучка для формирования цифровых когерентных эхо-сигналов. Для 3D визуализации с помощью двумерной матрицы, целесообразно разделение формирователя 32 пучка на формирователь микропучков, расположенный в ультразвуковом датчике 12, и основной формирователь пучка в центральном системном компьютере, как описано в патенте США 6013032 (Savord) и патенте США 6375617 (Fraser). Затем цифровые когерентные эхо-сигналы фильтруются цифровым фильтром 34. В этом варианте осуществления управление частотой излучения датчика и частотой приема осуществляется по-отдельности так, что формирователь 32 пучка может принимать полосу частот, которая отличается от полосы частот излучаемой полосы, например, полосы частот гармонических колебаний для обнаружения контрастных веществ гармонического изображения. Цифровой фильтр 34 выполняет полосовую фильтрацию сигналов и может также сдвигать полосу частот в нижний частотный диапазон или диапазон частот модулирующего сигнала. Цифровой фильтр 34 может быть фильтром типа, раскрытого, например, в патенте США № 5833613 (Averkiou et al.). Фильтрованные эхо-сигналы из сканирований последовательных кадров изображения сохраняются в памяти 42 кадров. Поскольку для вычисления точных кривых времени-интенсивности важно, чтобы пиксели последовательных кадров изображения были пространственно совмещенными, стабилизатором 44 изображений выполняется регистрация последовательных кадров. Данная пространственная корреляция предпочтительно выполняется с помощью стабилизатора изображений, который описан в патенте США 6589176 (Jago et al.).

Пространственно совмещенные кадры изображения выводятся из памяти 42 кадров в процессор 36 B-режима для обычной обработки в B-режиме и формирования 2-мерных изображений в B-режиме. Кадры изображения и, в частности, содержимое их сигнала контрастного вещества гармонических изображений, отраженного от микропузырьков, вводятся в процессор 38 сигналов контрастного вещества. Процессор 38 сигналов контрастного вещества предпочтительно разделяет эхоимпульсы, отраженные от контрастных веществ гармонического изображения, методом инвертирования импульсов, при котором эхоимпульсы, образующиеся в результате излучения многочисленных импульсов в местоположение изображения, объединяют для устранения основных составляющих сигнала и усиления гармонических составляющих. Предпочтительный метод инвертирования импульсов описан в патенте США 6186950 (Averkiou et al.)

Фильтрованные эхо-сигналы из памяти 42 кадров подаются также в доплеровский процессор 40 для обычной доплеровской обработки с получением скорости и/или изображений в энергетическом Доплере. Выходные сигналы из этих трех процессоров 36, 38, 40 могут подвергаться сканирующему преобразованию и отображаться в виде плоских 2-мерных изображений, для чего их выходные сигналы выводятся к процессору 50 изображений для дисплея 52. Их выходные изображения, при выполнении 3-мерного сканирования, могут также представляться как трехмерные (3-мерные) изображения, которые также могут обрабатываться для отображения на дисплее 52.

После того, как последовательность кадров изображения собрана во время подвода контрастного вещества и сохранена в памяти 42 кадров, пользователь может просмотреть изображения в B-режиме, примеры которых показаны на фигурах 4a и 5a. Данные изображения являются изображениями сонных артерий, содержащих бляшку. Большие яркие зоны 62 на изображениях являются областями кровотока, содержащего контрастное вещество, которое отражает особенно сильные (и, следовательно, ярко отображаемые) эхо-сигналы. На фигуре 4a отчетливо показана стенка 18 сосуда с ее сосудистой сетью, перфузированной контрастным веществом. Способный к распознаванию пользователь может также обнаруживать бляшки на изображениях. В отличие от просвета сосуда, микроциркуляторное русло бляшек будет содержать намного меньше контрастного вещества и, следовательно, будет представляться в виде более темных зон на изображениях. Бляшка может быть размечена множеством способов. Например, система может включать в себя разметчик бляшек, который можно автоматически или с ручным управлением использовать для разметки бляшки, отображаемой на экране. Например, пользователь может размечать или очерчивать данные бляшки, когда они обнаружены, и данные очерченные зоны бляшек обрабатываются, как описано ниже. Разметчик бляшек может содержаться в системе в виде автономного процессора, выполненного с возможностью приема данных, выполнения некоторых функций с данными и затем вывода обработанных данных. В качестве альтернативы, система может включать в себя несколько аппаратных компонентов (например, процессоров), которые работают совместно в соответствии с закодированными протоколами программного обеспечения для выполнения различных этапов, выполняемых вычислителем кривых времени-интенсивности (T-I). Такие программное обеспечение и структуры для выполнения функций будут вполне очевидны обычному специалисту в данной области техники. Фигуры 4a и 5a содержат, каждая, бляшку 60, которая очерчена пользователем с использованием элемента управления на панели 20 управления, такого как трекбол или мышь.

Идентификация зоны 60 очертания бляшки вводится в вычислитель 46 кривых T-I, как показано на фигуре 2. Как показано, вычислитель кривых времени-интенсивности может быть включен в состав системы в виде автономного процессора, выполненного с возможностью приема данных, выполнения некоторых функций с данными и затем выдачи обработанных данных. В качестве альтернативы, система может включать в себя несколько аппаратных компонентов (например, процессоров), которые работают совместно в соответствии с закодированными протоколами программного обеспечения для выполнения различных этапов, выполняемых вычислителем кривых T-I. Такие программное обеспечение и структуры для выполнения функций будут вполне очевидны обычному специалисту в данной области техники. Затем вычислитель кривых T-I обрабатывает пиксели бляшек в последовательности кадров изображения с образованием кривой времени-интенсивности для каждой точки в бляшке. Когда контрастное вещество протекает в конкретной точке в бляшке во время подвода контрастного вещества, контрастное вещество будет накапливаться после момента времени его первоначального поступления, как показано на фигурах 4b и 5b, которые соответствуют точкам на фигурах 4a и 5a, соответственно. Вычислитель кривых T-I обрабатывает это накопление интенсивности сигнала контрастного вещества с образованием кривой времени-интенсивности, как описано в патентной публикации США № US2012/0253190 (Gauthier et al.) и патенте США 8460194 (Averkiou et al.). Идеализированная кривая 60 времени-интенсивности показана на фигуре 3. Как видно, данная кривая начинает возрастать после первоначального поступления контрастного вещества в момент времени t₀, нарастает до максимальной амплитуды A в момент времени максимальной перфузии контрастного вещества, затем постепенно снижается по мере того, как контрастное вещество вытекает из данной области тела.

Компаратор 48 выполняет несколько проверок данных кривой времени-интенсивности, чтобы верифицировать, что контрастное вещество действительно присутствует в каждой точке, для которой получена кривая времени-интенсивности. Как показано, компаратор может содержаться в системе в виде автономного процессора, выполненного с возможностью приема данных кривой и верификации присутствия контрастного вещества. В качестве альтернативы, система может включать в себя несколько аппаратных компонентов (например, процессоров), которые работают совместно в соответствии с закодированными протоколами программного обеспечения для выполнения различных этапов, выполняемых компаратором. Такие программное обеспечение и структуры для выполнения функций будут вполне очевидны обычному специалисту в данной области техники. (Если в точке отсутствует поток контрастного вещества, то для данной точки не будет кривой времени-интенсивности). Одна проверка состоит в сравнении распределения значений интенсивности до поступления контрастного вещества (т.е. распределения шумов) с распределением значений после поступления контрастного вещества. В одной реализации используют двух выборочный критерий Колмогорова-Смирнова. Для сравнения распределения интенсивности можно также применить дополнительные статистические исследования или методы. Если распределение значений интенсивности до поступления контрастного вещества, т.е. шум, статистически отличается от распределения значений после поступления контрастного вещества, то данный пиксель или группа пикселей считается перфузируемым(и). В другой реализации амплитуду кривой времени-интенсивности сравнивают с порогом шума. Резкие скачки амплитуды вследствие артефактов в данных изображения тем самым исключаются из рассмотрения в качестве контраста. Другая проверка состоит в сравнении области максимальной амплитуды кривой 60 с порогом контраста. Данный порог представляет собой уровень, который кривая контрастного вещества должна превышать в течение длительного периода времени. Когда кривая времени-интенсивности из точки в области бляшки отвечает обоим приведенным критериям, подтверждается, что в точке присутствует поток контрастного вещества.

После этого можно сформировать качественное изображение перфузии для области бляшки. Амплитуды A с максимальной интенсивностью или среднюю интенсивность сигнала кривых времени-интенсивности, или статистическую вероятность перфузии в точках, где присутствовал контраст, могут быть нанесены на карту в соответствующих цветах цветовой карты, и цветовая карта может отображаться в виде параметрической накладной схемы на изображении в B-режиме области бляшки, как описано в патенте США 6692438 (Skyba et al.). Например, область перфузии контрастного вещества может отображаться в изменяющихся оттенках красного, и зоны без перфузии могут отображаться черным цветом. Таким образом, пользователь может наблюдать степень перфузии бляшки, степень, до которой бляшка содержит васкуляризацию. Фигура 7 иллюстрирует четыре области бляшки 70 с изменяющимися степенями перфузии, при этом каждая показана на черном фоне. Внутри каждой области бляшки, точки, которые перфузированы, показаны белым цветом, а точки без перфузии показаны черным цветом. На фигуре 7a область 70 бляшки перфузирова на на 100%. На фигуре 7b область 70 бляшки перфузирована на 76%. На фигуре 7c область 70 бляшки перфузирована на 38%, и на фигуре 7d область 70 бляшки перфузирована только на 26%.

В соответствии с дополнительным аспектом настоящего изобретения, общая перфузия бляшки количественно измеряется квантификатором 54 перфузии. Как показано, компаратор перфузии может быть включен в состав системы в виде автономного процессора, выполненного с возможностью приема данных и количественного измерения перфузии бляшки. В качестве альтернативы, система может включать в себя несколько аппаратных компонентов (например, процессоров), которые работают совместно в соответствии с закодированными протоколами программного обеспечения для выполнения различных этапов, выполняемых квантификатором перфузии. Такие программное обеспечение и структуры для выполнения функций будут вполне очевидны обычному специалисту в данной области техники. Общее число пикселей в зоне 70 бляшки, которая имеет перфузию, делится на суммарное число пикселей в изображении бляшки. В одной реализации, после этого к данному результату применяется бинарная система оценки. Ноль представляет менее, чем 50% зоны 70 каротидной бляшки, содержащей движущиеся микропузырьки, а1 представляет более, чем 50% зоны каротидной бляшки, содержащей движущиеся микропузырьки. Порог, по которому определяются ноль и 1, может изменяться вместе с методом обнаружения перфузии, чувствительностью метода, статистической вероятностью, считающейся значимой, и любыми последующими экспериментальными или клиническими исследованиями, проводимыми для определения оптимального клинического порога. Для повышения надежности данных результатов, квантификатор перфузии принимает доплеровскую карту потоков бляшки. Каждая точка, в которой обнаружена достоверная кривая времени-интенсивности контраста, должна также обнаруживаться демонстрирующей движение в соответствующей точке на доплеровской карте потоков, поскольку в данной точке должно протекать контрастное вещество. Наличие движения, идентифицированного доплеровским методом, в точке, в которой обнаружены контраст и кривая времени-интенсивности, подтверждает для точки присутствие контрастного вещества. Тем самым производится и отображается на дисплее 52высоконадежное количественное определение перфузии. Обнаружено, что средний сигнал интенсивности контрастного вещества от бляшки значительно выше для пациентов без симптомов заболевания (пациентов без предыдущих данных об отрыве частиц бляшек), чем для пациентов с симптомами заболевания, т.е. пациентов с предыдущими данными о частицах бляшек в кровотоке. Классификация риска инсульта может дополнительно усложняться в случаях, когда имеет место кровотечение между бляшками, наличие тромбов или любого нарушения микроциркуляторного русла бляшки. Клинические факторы предсказания инсульта следует оценивать и исследовать на основе методов обнаружения перфузии, изложенных здесь.

В некоторых вариантах осуществления настоящее изобретение включает в себя способы оценки бляшки. Например, настоящее изобретение включает в себя способы оценки бляшки с помощью ультразвука с контрастированием. Способы могут включать в себя сбор последовательности ультразвуковых изображений сонной артерии с бляшкой во время подвода контрастного вещества, идентификацию бляшки на ультразвуковом изображении, сравнение значений интенсивности в местоположениях в бляшке до и после появления контраста, идентификацию точек на изображении, демонстрирующих перфузию, и отображение степени перфузии в бляшке. В некоторых вариантах осуществления идентификация бляшки может включать в себя очерчивание бляшки на одном из ультразвуковых изображений. В некоторых вариантах осуществления способы могут включать в себя формирование кривой времени-интенсивности в каждой точке в бляшке, в которой присутствует контраст. Способы могут включать в себя формирование анатомической карты бляшки, которая показывает точки, где была идентифицирована перфузия, и/или количественное определение процентного содержания точек на изображении бляшки, которые демонстрируют перфузию. В некоторых вариантах осуществления способы могут включать в себя компенсацию межкадрового движения в последовательности ультразвуковых изображений и/или корреляцию точек на изображении бляшки, где была идентифицирована перфузия, с точками на изображении бляшки, где происходит движение. Способы могут также включать в себя формирование кривой времени-интенсивности среднего сигнала изнутри бляшки, чтобы идентифицировать поступление контрастного вещества в бляшку.

Фигура 6 является блок-схемой способа по настоящему изобретению. На этапе 100 собирают последовательность изображений сонной артерии, обычно в течение по меньшей мере минуты после инфузии контрастного вещества. Это охватывает изображения любого микропотока в бляшке, содержащего контрастное вещество. На этапе 102 компенсируют межкадровое движение с использованием методов компенсации движения с тем, чтобы бляшка была бы зарегистрирована одними и теми же пикселями по всей последовательности изображений. На этапе 104 очерчивают область бляшки на изображениях, например, путем разметки. На этапе 106 формируют кривую времени-интенсивности для каждого пикселя в области бляшки. Момент времени появления контраста можно оценить на основании заданного повышения средней интенсивности в пределах всей бляшки, групп пикселей или отдельных пикселей над уровнем шума. На этапе 108 сравнивают значения интенсивности в каждой точке, в которой присутствует контраст, до и после появления контраста и, если имеет место значительное различие, пиксель идентифицируют как демонстрирующий перфузию. Данную идентификацию перфузии выполняют для каждого пикселя или группы пикселей (этап 110). На этапе 112 количественно измеряют процентное содержание общего числа пикселей в бляшке, демонстрирующих перфузию. Данное определение производят делением общего числа пикселей, которые демонстрируют перфузию, на общее число пикселей в изображении бляшки. На этапе 114 качественный результат представляют формированием анатомической карты процентной доли бляшки, которая перфузирована, как показано на фигуре 7.