医疗成像系统、方法和计算机程序
阅读说明：本技术 医疗成像系统、方法和计算机程序 (Medical imaging system, method and computer program ) 是由 克里斯托弗·怀特 马修·劳伦森 尼古拉斯·沃克 鸭田明宪 于 2018-05-28 设计创作，主要内容包括：一种医疗成像系统,包括电路,该电路被配置为：在组织上施加表面声波,以与血管相互作用；当表面声波与血管相互作用时,捕捉组织的图像；以及从捕捉的图像中识别血管的属性。(A medical imaging system comprising circuitry configured to: applying a surface acoustic wave to tissue to interact with blood vessels; capturing an image of the tissue as the surface acoustic waves interact with the blood vessels; and identifying attributes of the blood vessel from the captured image.)
交叉引用相关申请
本申请要求2017年6月29日提交的EP17178724.5的权益，其全部内容通过引用结合于此。
技术领域
本公开涉及一种医疗成像系统、一种方法和一种计算机程序。
背景技术
本文提供的“背景”描述是为了总体上呈现本公开的上下文。在背景技术部分描述的范围内，当前指定的发明人的工作以及在提交时可能不被认为是现有技术的描述的方面既不明确地也不隐含地被认为是针对本公开的现有技术。
在外科手术过程中(例如，包括内窥镜检查和显微镜检查的过程)，有时需要在几毫米的图像深度产生脉管系统的图像。这可以使用激光散斑技术来完成。
然而，这种技术缺乏深度分辨率。当估计血管的直径和血管中的流量时，这会导致误差。
此外，由于激光散斑对比成像(LSCI)也在精细的外科手术过程期间和之前使用，与组织(例如，手术切口)的计划交互的准确性也可能受到限制。
本公开的目的是至少解决这些问题。
发明内容
根据本公开的实施方式，提供了一种医疗成像系统，包括电路，其被配置为：在组织上施加表面声波，以与血管相互作用；当表面声波与血管相互作用时，捕捉组织的图像；并且从捕捉的图像中识别血管的属性。
前面的段落是以一般性介绍的方式提供的，并不旨在限制以下权利要求的范围。通过参考结合附图进行的以下详细描述，将最好地理解所描述的实施方式以及进一步的优点。
附图说明
当结合附图考虑时，通过参考以下详细描述，可以更好地理解本公开及其许多伴随的优点，从而更容易获得本公开的更全面理解及其许多伴随的优点。
图1是描绘内窥镜手术系统的示意性配置的实例的视图；
图2是描绘图1中描绘的摄像头和摄像头控制单元(CCU)的功能配置的实例的框图；
图3示出了本公开的实施方式；
图4A示出了根据本公开实施方式的内窥镜视图；
图4B示出了根据本公开实施方式的内窥镜视图；
图4C示出了根据本公开实施方式的内窥镜视图；
图4D示出了根据本公开实施方式的内窥镜视图；
图5示出了根据本公开实施方式的内窥镜视图；
图6示出了根据本公开实施方式的数据结构；
图7示出了根据本公开实施方式的查找表；
图8示出了根据本公开实施方式的内窥镜；
图9示出了根据本公开实施方式的SAW波在血管上的相互作用；
图10示出了根据本公开实施方式的流程图；
图11示出了根据本公开实施方式的流程图；
图12示出了根据本公开实施方式的流程图。
具体实施方式
现在参考附图，其中，相同的附图标记在几个视图中表示相同或相应的部分。
1.应用
<<1.应用>>
根据本公开实施方式的技术可以应用于各种产品。例如，根据本公开实施方式的技术可以应用于内窥镜手术系统。
图1是描绘内窥镜手术系统5000的示意性配置的实例的视图，根据本公开实施方式的技术可以应用于内窥镜手术系统5000。在图1中，示出了外科医生(医生)5067正在使用内窥镜手术系统5000为在病床5069上的患者5071执行手术的状态。如图所示，内窥镜手术系统5000包括内窥镜5001、其他手术工具5017、在其上支撑内窥镜5001的支撑臂设备5027以及其上安装有用于内窥镜手术的各种设备的推车5037。
在内窥镜手术中，代替切开腹壁进行剖腹手术，使用称为套管针5025a至5025d的多个管状孔装置来穿刺腹壁。然后，内窥镜5001的镜筒5003和其他手术工具5017通过套管针5025a至5025d***患者5071的体腔。在所描述的实例中，作为其他手术工具5017，气腹管5019、能量治疗工具5021和镊子5023***患者5071的体腔中。此外，能量治疗工具5021是用于通过高频电流或超声波振动执行组织切割和剥离、血管密封等的治疗工具。然而，所描绘的手术工具5017仅仅是实例，并且作为手术工具5017，可以使用内窥镜手术中通常使用的各种手术工具，例如，一对镊子或牵开器。
在显示设备5041上显示由内窥镜5001成像的患者5071的体腔中的手术区域的图像。外科医生5067将在实时观察显示在显示设备5041上的手术区域的图像的同时，使用能量治疗工具5021或镊子5023来执行例如切除患部之类的治疗。应当注意，尽管未描绘，但是气腹管5019、能量治疗工具5021和镊子5023在手术期间由外科医生5067、助手等支撑。
(支撑臂设备)
支撑臂设备5027包括从基座单元5029延伸的臂单元5031。在所描绘的实例中，臂单元5031包括接合部分5033a、5033b和5033c以及连杆5035a和5035b，并且在臂控制设备5045的控制下驱动。内窥镜5001由臂单元5031支撑，使得控制内窥镜5001的位置和姿态。因此，可以实现在内窥镜5001的位置稳定固定。
(内窥镜)
内窥镜5001包括镜筒5003和连接到镜筒5003近端的摄像头5005，镜筒5003具有从其远端起预定长度的区域，以***患者5071的体腔。在所描绘的实例中，内窥镜5001被描绘为包括硬类型的具有透镜镜筒5003的硬镜。然而，内窥镜5001可以被配置为软类型的具有透镜镜筒5003的软镜。
镜筒5003在其远端具有开口，物镜安装在该开口中。光源设备5043连接到内窥镜5001，使得光源设备5043产生的光通过在镜筒5003内部延伸的光导引入镜筒的远端，并通过物镜朝向患者5071体腔中的观察目标照射。应当注意，内窥镜5001可以是直视镜，或者可以是透视图镜或侧视图镜。
光学系统和图像拾取元件设置在摄像头5005的内部，使得来自观察目标的反射光(观察光)通过光学系统聚集在图像拾取元件上。观察光由图像拾取元件光电转换，以生成对应于观察光的电信号，即对应于观察图像的图像信号。图像信号作为原始数据传输到CCU5039。应当注意，在摄像头5005中包含功能，用于适当地驱动摄像头5005的光学系统，以调整放大率和焦距。
应当注意，为了建立与例如立体视觉(三维(3D)显示器)的兼容性，可以在摄像头5005上设置多个图像拾取元件。在这种情况下，多个中继光学系统设置在镜筒5003的内部，以便将观察光引导到多个图像拾取元件中的每一个。
(推车中包含的各种设备)
CCU 5039包括中央处理单元(CPU)、图形处理单元(GPU)等，并且整体控制内窥镜5001和显示设备5041的操作。具体地，CCU 5039对从摄像头5005接收的图像信号执行用于基于图像信号显示图像的各种图像处理，例如，显影处理(去马赛克处理)。CCU 5039向显示设备5041提供已经执行了图像处理的图像信号。此外，CCU 5039向摄像头5005发送控制信号，以控制摄像头5005的驱动。控制信号可以包括与图像拾取条件相关的信息，例如，放大率或焦距。
显示设备5041基于在CCU 5039的控制下已经由CCU 5039对其执行了图像处理的图像信号显示图像。如果内窥镜5001准备好用于高分辨率成像，例如，4K(水平像素数3840×垂直像素数2160)、8K(水平像素数7680×垂直像素数4320)等，和/或准备好用于3D显示，则通过其可以相应地显示高分辨率和/或3D显示的显示设备可以用作显示设备5041。当设备准备好进行高分辨率(例如，4K或8K)成像时，如果用作显示设备5041的显示设备具有等于或不小于55英寸的尺寸，则可以获得更身临其境的体验。此外，可以根据目的提供具有不同分辨率和/或不同尺寸的多个显示设备5041。
光源设备5043包括光源，例如，发光二极管(LED)，并且向内窥镜5001提供用于对手术区域成像的照射光。
臂控制设备5045包括处理器，例如，CPU，并且根据预定程序操作，以根据预定控制方法来控制支撑臂设备5027的臂单元5031的驱动。
输入设备5047是内窥镜手术系统5000的输入接口。用户可以通过输入设备5047执行向内窥镜手术系统5000输入各种信息或指令的输入。例如，用户将通过输入设备5047输入与手术相关的各种信息，例如，患者的身体信息、关于手术的手术过程的信息等。此外，用户将通过输入设备5047输入例如驱动臂单元5031的指令、通过内窥镜5001改变图像拾取条件(照射光的类型、放大率、焦距等)的指令、驱动能量治疗工具5021的指令等。
输入设备5047的类型不受限制，并且可以是各种已知输入设备中的任何一种。作为输入设备5047，例如，可以应用鼠标、键盘、触摸板、开关、脚踏开关5057和/或操作杆等。当触摸板用作输入设备5047时，可以设置在显示设备5041的显示面上。
否则，输入设备5047是要安装在用户身上的装置，例如，眼镜型可佩戴装置或头戴式显示器(HMD)，并且响应于由所提及的任何装置检测到的用户的手势或视线来执行各种类型的输入。此外，输入设备5047包括能够检测用户运动的相机，并且响应于从相机成像的视频中检测到的用户的手势或视线，执行各种输入。此外，输入设备5047包括能够收集用户语音的麦克风，并且通过麦克风收集的语音来执行各种输入。通过配置输入设备5047，使得各种信息可以以这种方式以非接触方式输入，特别是属于清洁区域的用户(例如，外科医生5067)可以以非接触方式操作属于不清洁区域的设备。此外，由于用户可以操作设备，而无需从手中松开所拥有的手术工具，因此提高了用户的便利性。
治疗工具控制设备5049控制能量治疗工具5021的驱动，用于烧灼或切开组织、密封血管等。气腹设备5051通过气腹管5019将气体送入患者5071的体腔，以使体腔膨胀，从而确保内窥镜5001的视野并确保外科医生的工作空间。记录器5053是能够记录与手术相关的各种信息的设备。打印机5055是能够以各种形式(例如，文本、图像或图形)打印与手术相关的各种信息的设备。
在下文中，尤其更详细地描述内窥镜手术系统5000的特征配置。
(支撑臂设备)
支撑臂设备5027包括用作基座的基座单元5029和从基座单元5029延伸的臂单元5031。在所描绘的实例中，臂单元5031包括多个接合部分5033a、5033b和5033c以及通过接合部分5033b彼此连接的多个连杆5035a和5035b。在图1中，为了简化说明，臂单元5031的构造以简化形式示出。实际上，可以适当地设置接合部分5033a至5033c以及连杆5035a和5035b的形状、数量和设置以及接合部分5033a至5033c的旋转轴的方向等，使得臂单元5031具有期望的自由度。例如，臂单元5031可以优选地被配置为使得其具有等于或不小于6个自由度的自由度。这使得可以在臂单元5031的可移动范围内自由移动内窥镜5001。因此，可以将内窥镜5001的镜筒5003从期望的方向***患者5071的体腔内。
致动器设置在接合部分5033a至5033c中的每一个中，并且接合部分5033a至5033c被配置为使得通过驱动相应的致动器而绕其预定旋转轴旋转。由臂控制设备5045控制致动器的驱动，以控制每个接合部分5033a至5033c的旋转角度，从而控制臂单元5031的驱动。因此，可以实现对内窥镜5001的位置和姿态的控制。因此，臂控制设备5045可以通过各种已知的控制方法，例如，力控制或位置控制，来控制臂单元5031的驱动。
例如，如果外科医生5067通过输入设备5047(包括脚踏开关5057)适当地执行输入操作，则可以通过臂控制设备5045响应于操作输入适当地控制臂单元5031的驱动，以控制内窥镜5001的位置和姿势。通过刚刚描述的控制，在臂单元5031的远端处的内窥镜5001从任意位置移动到不同的任意位置之后，内窥镜5001可以固定地支撑在移动之后的位置。应当注意，臂单元5031可以主-从方式操作。在这种情况下，臂单元5031可以由用户通过放置在远离手术室的地方的输入设备5047来远程控制。
此外，在施加力控制的情况下，臂控制设备5045可以执行动力辅助控制，以驱动接合部分5033a至5033c的致动器，使得臂单元5031可以接收用户的外力并随着外力平稳移动。这使得当用户直接接触并移动臂单元5031时，可以以较弱的力移动臂单元5031。因此，用户可以通过更简单和更容易的操作更直观地移动内窥镜5001，并且可以提高用户的便利性。
在此处，通常在内窥镜手术中，内窥镜5001由称为内窥镜操作员的医生支撑。相反，在使用支撑臂设备5027的情况下，不用手就可以更加可靠地固定内窥镜5001的位置，因此，可以稳定地获得手术区域的图像，并且可以顺利地执行手术。
应当注意，臂控制设备5045可以不必设置在推车5037上。此外，臂控制设备5045可以不必是单个设备。例如，臂控制设备5045可以设置在支撑臂设备5027的臂单元5031的接合部分5033a至5033c中的每一个中，使得多个臂控制设备5045彼此协作，以实现对臂单元5031的驱动控制。
(光源设备)
光源设备5043将手术区域成像时的照射光提供给内窥镜5001。光源设备5043包括白光光源，该白光光源包括例如LED、激光光源或其组合。在这种情况下，在白光源包括红、绿和蓝(RGB)激光光源的组合的情况下，由于可以对每种颜色(每种波长)以高精度控制输出强度和输出时间，所以可以由光源设备5043执行拾取图像的白平衡的调整。此外，在这种情况下，如果将来自相应RGB激光光源的激光束时分地照射在观察目标上，并且与照射时间同步地控制摄像头5005的图像拾取元件的驱动，则可以时分地拾取分别对应于R、G和B颜色的图像。根据刚刚描述的方法，即使没有为图像拾取元件提供滤色器，也可以获得彩色图像。
此外，可以控制光源设备5043的驱动，使得在每个预定时间改变要输出的光强度。通过与光强度变化的时间同步地控制摄像头5005的图像拾取元件的驱动，以时分地获取图像，并且合成图像，可以创建没有曝光不足的遮挡阴影和曝光过度的高光的高动态范围的图像。
此外，光源设备5043可以被配置为提供预定波长带的光，以准备进行特殊光观察。在特殊光观察中，例如，通过利用身体组织中光吸收的波长依赖性来照射与普通观察时的照射光(即白光)相比更窄波段的光，执行以高对比度对预定组织(例如，粘膜表面部分的血管等)成像的窄带光观察(窄带成像)。或者，在特殊光观察中，可以执行用于从由激发光照射生成的荧光获得图像的荧光观察。在荧光观察中，可以通过在身体组织上照射激发光来观察来自身体组织的荧光(自发荧光观察)，或者通过将试剂(例如，吲哚菁绿(ICG))局部注射到身体组织中并将对应于试剂的荧光波长的激发光照射到身体组织上，来获得荧光图像。光源设备5043可以被配置为提供适合于特殊光观察的窄带光和/或激发光，如上所述。
(摄像头和CCU)
参考图2更详细地描述内窥镜5001的摄像头5005和CCU 5039的功能。图2是描绘图1中描绘的摄像头5005和CCU 5039的功能配置的实例的框图。
参考图2，摄像头5005具有透镜单元5007、图像拾取单元5009、驱动单元5011、通信单元5013和摄像头控制单元5015，作为其功能。此外，CCU 5039具有通信单元5059、图像处理单元5061和控制单元5063，作为其功能。摄像头5005和CCU 5039通过传输电缆5065连接成彼此双向通信。
首先，描述摄像头5005的功能配置。透镜单元5007是设置在摄像头5005与透镜筒5003的连接位置处的光学系统。从镜筒5003的远端吸入的观察光引入摄像头5005并进入透镜单元5007。透镜单元5007包括多个透镜的组合，该多个透镜包括变焦透镜和聚焦透镜。透镜单元5007具有光学特性，调整该光学特性，使得观察光聚集在图像拾取单元5009的图像拾取元件的光接收面上。此外，变焦透镜和聚焦透镜被配置为使得其在光轴上的位置可移动，用于调整拾取的图像的放大率和焦点。
图像拾取单元5009包括图像拾取元件，并且设置在透镜单元5007的后续级。已经穿过透镜单元5007的观察光聚集在图像拾取元件的光接收面上，并且通过图像拾取元件的光电转换，生成对应于观察图像的图像信号。由图像拾取单元5009生成的图像信号被提供给通信单元5013。
作为图像拾取单元5009所包括的图像拾取元件，使用例如互补金属氧化物半导体(CMOS)类型的图像传感器，其具有拜耳阵列并且能够拾取彩色图像。应当注意，作为图像拾取元件，可以使用例如准备好用于等于或不小于4K的高分辨率图像的成像的图像拾取元件。如果以高分辨率获得手术区域的图像，则外科医生5067可以更详细地了解手术区域的状态，并且可以更顺利地进行手术。
此外，图像拾取单元5009所包括的图像拾取元件包括使得其具有用于获取与3D显示兼容的右眼和左眼的图像信号一对图像拾取元件。在应用3D显示的情况下，外科医生5067可以更准确地理解手术区域中活体组织的深度。应当注意，如果图像拾取单元5009被配置为多板类型的图像拾取单元，则对应于图像拾取单元5009的相应图像拾取元件设置透镜单元5007的多个系统。
图像拾取单元5009可以不必设置在摄像头5005上。例如，图像拾取单元5009可以设置在镜筒5003内部的物镜正后方。
驱动单元5011包括致动器，并且在摄像头控制单元5015的控制下，将透镜单元5007的变焦透镜和聚焦透镜沿着光轴移动预定距离。因此，可以适当地调整由图像拾取单元5009拾取的图像的放大率和焦点。
通信单元5013包括用于向CCU 5039发送各种信息和从CCU 5039接收各种信息的通信设备。通信单元5013通过传输电缆5065将从图像拾取单元5009获取的图像信号作为原始数据传输到CCU 5039。因此，为了以低延迟显示手术区域的拾取图像，优选地，通过光通信传输图像信号。这是因为在手术时，外科医生5067通过拾取的图像观察患部的状态的同时进行手术，因此要求尽可能实时地显示手术区域的移动图像，以便实现更高的安全性和确定性的手术。在应用光通信的情况下，用于将电信号转换成光信号的光电转换模块设置在通信单元5013中。在光电转换模块将图像信号转换成光信号之后，该图像信号通过传输电缆5065传输到CCU 5039。
此外，通信单元5013从CCU 5039接收用于控制摄像头5005的驱动的控制信号。控制信号包括与图像拾取条件相关的信息，例如，指定拾取图像的帧速率的信息、指定图像拾取时曝光值的信息和/或指定拾取图像的放大率和焦点的信息。通信单元5013将接收到的控制信号提供给摄像头控制单元5015。应当注意，来自CCU 5039的控制信号也可以通过光通信传输。在这种情况下，用于将光信号转换成电信号的光电转换模块设置在通信单元5013中。在光电转换模块将控制信号转换成电信号之后，将其提供给摄像头控制单元5015。
应当注意，图像拾取条件(例如，帧率、曝光值、放大率或焦点)由CCU 5039的控制单元5063基于获取的图像信号自动设置。换言之，自动曝光(AE)功能、自动聚焦(AF)功能和自动白平衡(AWB)功能包含在内窥镜5001中。
摄像头控制单元5015基于通过通信单元5013接收的来自CCU 5039的控制信号来控制摄像头5005的驱动。例如，摄像头控制单元5015基于指定了所拾取图像的帧速率的信息和/或指定图像拾取时的曝光值的信息，来控制图像拾取单元5009的图像拾取元件的驱动。此外，例如，摄像头控制单元5015基于指定了所拾取图像的放大率和焦点的信息，来控制驱动单元5011以适当地移动透镜单元5007的变焦透镜和聚焦透镜。摄像头控制单元5015还可以包括用于存储用于识别透镜筒5003和/或摄像头5005的信息的功能。
应当注意，通过将部件(例如，透镜单元5007和图像拾取单元5009)设置在具有高气密性和防水性的密封结构中，可以为摄像头5005提供对高压灭菌过程的抵抗力。
现在，描述CCU 5039的功能配置。通信单元5059包括用于向摄像头5005发送各种信息和从摄像头5005接收各种信息的通信设备。通信单元5059通过传输电缆5065接收从摄像头5005向其传输的图像信号。因此，可以优选地通过光通信传输图像信号，如上所述。在这种情况下，为了与光通信兼容，通信单元5059包括用于将光信号转换成电信号的光电转换模块。通信单元5059将转换成电信号之后的图像信号提供给图像处理单元5061。
此外，通信单元5059向摄像头5005发送用于控制摄像头5005的驱动的控制信号。也可以通过光通信传输控制信号。
图像处理单元5061对从摄像头5005传输来的原始数据形式的图像信号执行各种图像处理。图像处理包括各种已知的信号处理，例如，显影处理、图像质量改善处理(带宽增强处理、超分辨率处理、降噪(NR)处理和/或图像稳定处理)和/或放大处理(电子变焦处理)。此外，图像处理单元5061对图像信号执行检测处理，以便执行AE、AF和AWB。
图像处理单元5061包括处理器，例如，CPU或GPU，并且当处理器根据预定程序操作时，可以执行上述图像处理和检测处理。应当注意，在图像处理单元5061包括多个GPU的情况下，图像处理单元5061适当地划分与图像信号相关的信息，使得由多个GPU并行执行图像处理。
控制单元5063执行与内窥镜5001对手术区域的图像拾取和拾取图像的显示相关的各种控制。例如，控制单元5063生成用于控制摄像头5005的驱动的控制信号。因此，如果用户输入图像拾取条件，则控制单元5063基于用户的输入生成控制信号。或者，在内窥镜5001中包含AE功能、AF功能和AWB功能的情况下，控制单元5063响应于图像处理单元5061的检测处理的结果适当地计算最佳曝光值、焦距和白平衡，并生成控制信号。
此外，控制单元5063控制显示设备5041基于图像处理单元5061已经对其执行了图像处理的图像信号来显示手术区域的图像。因此，控制单元5063使用各种图像识别技术来识别手术区域图像中的各种对象。例如，控制单元5063可以通过检测手术区域图像中包括的对象的边缘的形状、颜色等来识别手术工具，例如，镊子、特定活体区域、出血、使用能量治疗工具5021时的薄雾等。当控制单元5063控制显示单元5041显示手术区域图像时，控制单元5063使用识别结果促使以与手术区域的图像重叠的方式显示各种手术支持信息。当手术支持信息以重叠的方式显示并呈现给外科医生5067时，外科医生5067可以更加安全和确定地进行手术。
将摄像头5005和CCU 5039彼此连接的传输电缆5065是准备用于电信号通信的电信号电缆、准备用于光通信的光纤或准备用于电和光通信的复合电缆。
在此处，虽然在所描绘的实例中，通过使用传输电缆5065的有线通信执行通信，但是摄像头5005和CCU 5039之间的通信可以通过无线通信来执行。当摄像头5005和CCU 5039之间的通信通过无线通信执行时，不需要在手术室中铺设传输电缆5065。因此，可以消除传输电缆5065干扰手术室中医务人员的移动的情况。
上面已经描述了可以应用根据本公开实施方式的技术的内窥镜手术系统5000的实例。此处应当注意，尽管已经以内窥镜手术系统5000为实例进行了描述，但是可以应用根据本公开实施方式的技术的系统不限于该实例。例如，根据本公开实施方式的技术可以应用于用于检查的软内窥镜系统或显微镜手术系统。
根据本公开实施方式的技术可以从上述组件中适当地应用于控制单元5063。具体地，根据本公开实施方式的技术涉及内窥镜检查和/或显微镜检查或任何类型的医疗成像。通过将根据本公开实施方式的技术更普遍地应用于内窥镜检查和/或显微镜检查技术和/或医疗成像，可以更精确和容易地找到脉管系统的深度。这降低了患者受伤或死亡的可能性，并提高了可以执行医疗过程(例如，手术)的效率。
参考图3，示出了本公开的实施方式。具体地，内窥镜视图300示出了由内窥镜5001捕捉的图像。在内窥镜视图300内是脉管系统305A-305E。脉管系统是在身体周围运送流体的血管的一个实例。在图3的实例中，脉管系统305A-305E运送血液通过身体。脉管系统通常位于不同深度的组织内。因此，如果在外科手术过程中没有精确地确定脉管系统的深度，则脉管系统有可能被特别是侵入性手术损坏。
如本领域技术人员将理解的，构成脉管系统305A-305E的血管具有不同的长度、方向和直径。此外，脉管系统305A-305E内的血管位于组织310内的不同深度，并且具有不同的直径。内窥镜视图300中另外示出视图310的中心。这在内窥镜视图300中显示为“+”号。视图中心310的目标是内窥镜视图300内的已知位置，该位置可以参考脉管系统305A-305E内的血管的各种位置。因此，视图中心310可以被认为是参考点，并且可以位于内窥镜视图300内的其他地方。
图3中还示出了横截面视图350。具体地，在图3中示出沿着线X-X’的横截面350。
参考横截面视图350，从横截面视图350可以看出，组织310包括第一血管305A、第二血管305B和第三血管305D，第一血管305A的直径大于第二血管305B的直径。很明显，当第三血管305D沿着横截面X-X’的长度延伸时，不能确定第三血管305D的直径。然而，很明显，第三血管305D的位置低于第一血管305A和第二血管305B的位置。换言之，第三血管305D比第一血管305A和第二血管305B都更深地位于组织310内。这意味着第三血管305D位于第一血管305A和第二血管305B的下方。使用本公开的实施方式来确定该深度。
在手术期间，病人的心脏会跳动。这通过内窥镜视图300中所示的脉管系统发送血液脉冲。这种情况如图4A所示。
具体地，图4A示出了内窥镜视图400，其包括如图3所示的脉管系统305A-305E。另外，在内窥镜视图400中示出了血液脉冲405。血液脉冲的行进方向由图4A中的箭头指示。从图4A中可以看出，内窥镜视图400中捕捉的血液405的脉冲正在穿过第二血管305B。可以理解，血液脉冲405将在患者心跳后一段时间到达内窥镜视图400。可以通过测量由心电图(ECG)测量的患者心脏搏动和血液脉冲405到达内窥镜视图400之间的时间差，来确定心脏泵送和到达内窥镜视图400的血液脉冲405之间的延迟。该时间差信息对于确定血液脉冲何时到达第二血管305B是有用的。
参考图4B，示出了根据本公开实施方式的内窥镜视图400。在图4B的内窥镜视图400中，示出了经调节的血液脉冲410。经调节的血液脉冲是由图4A中的血液脉冲405产生的，其中施加了流量调节脉冲415。在本公开的实施方式中，流量修节脉冲415可以是第二血管305B内的光声力。这可以使用脉冲激光器生成。稍后将参考图9解释生成光声力的机制。
流量调节脉冲415的目的是向血流施加固定的力幅值，以调节血流。在这种情况下，流量调节脉冲415在与血液流动方向相反的方向上。通过对抗血液脉冲，通过第二血管305B的血液脉冲的运动减少，这意味着第二血管305B的直径由于在流量调节的点处血液体积的增加而增加。这增加了血管的硬度，使其弹性类似于周围组织的弹性。这提高了使用表面声波(SAW)的深度分析的信噪比和/或使用激光散斑成像的更精确的血管深度分辨率。虽然这本身是一种理想的效果，但是这种更精确的深度测量允许更好地估计流量和血管尺寸，这对于诊断和治疗计划应用(例如，患者体内高血压的识别)是重要的。这是通过施加光声信号(流量调节脉冲415)来增加血管的直径来实现的。直径的增加也增加了血管相对于周围组织的硬度。因此，将提高深度灵敏度。当然，本领域技术人员将会理解，如果在图4A中的血液405的脉冲穿过第二血管305B的点，发生深度测量，则可能不需要流量调节脉冲415。这将在后面解释。换言之，本领域技术人员将意识到，当血液脉冲流过血管时，血管的直径将自然增加，从而提供增强的刚度。
参考图4C，示出了图4B讨论的另一实施方式。在该进一步的实施方式中，内窥镜视图400示出了施加到被调节的血液脉冲410的另一流量调节脉冲417。在图4C的实例中，在脉冲的行进方向上，在被调节的血液脉冲410之后施加另一流量调节脉冲417。换言之，被调节的血液脉冲410在流量调节脉冲415和另一流量调节脉冲417之间被有效地挤压。流量调节脉冲415和另一流量调节脉冲417两者在被调节的血液脉冲410相反的两侧以相反的方向作用，从而比图4B的实施方式更进一步挤压被调节的血液脉冲。在被调节的血液脉冲410之后并且在与流量调节脉冲415相反的方向上施加的该另一流量调节脉冲417具有进一步增强血管硬度对比的效果。这又提高了图4B实施方式的信噪比。
尽管前面描述了在与流量调节脉冲415相反的方向上施加另一流量调节脉冲417，但是本公开不限于此。在这个进一步的实施方式中，可以在任何方向上施加另一流量调节脉冲417，甚至在与流量调节脉冲415相同或相似的方向。特别地，如果需要血管一侧的硬度对比，则可以在需要增强的一侧的方向上施加另一流量调节脉冲417。例如，在图4C中，如果被调节的血液脉冲410的右侧需要进一步增强，则另一流量调节脉冲417可以位于面向右侧的调节的血液脉冲410的左侧。此外，或者可替代地，另一流量调节脉冲417可以添加到流量调节脉冲415中，使得施加到被调节的血液脉冲410的流量调节脉冲的总和阻止被调节的血液脉冲410通过第二血管305B。这将进一步增强第二血管305B的硬度对比。
参考图4D，在施加了流量调节脉冲410和可选的另一流量调节脉冲417之后，表面声波(SAW)波被施加到被调节的血液脉冲410。在“表面声波(SAW)”标题下提供(见下文)关于声表面波的讨论。如前所述，SAW波的目的是确定第二血管305B的深度。因此，尽管图4D示出了SAW波施加到具有增强的硬度对比的被调节的血液脉冲，但是本公开不限于此。实际上，SAW波可以施加到血液脉冲405，因为与没有血液流过的第二血管305B相比，它具有增强的硬度。换言之，当脉冲在心跳之后通过第二血管305B时，第二血管305B的直径增加，以允许血液通过。这增强了第二血管305B的硬度，而无需施加流量调节脉冲417。然后，在由血液脉冲引起的硬度增强时，可以将SAW施加到第二血管305B。
由于SAW传播的测量是用于确定具有不同机械性能的不同层的深度和弹性的已知技术，这将在下文中不再详细解释。
参考图6，示出了数据结构600。在本公开的实施方式中，数据结构600可以是表格或数据库等的形式。CCU 5039中使用的数据结构600存储在存储介质(未示出)中。现在将参考图5解释数据结构600。显然，图5的内窥镜视图500包括图4A至图4D的脉管系统。在数据结构600中识别脉管系统的每个部分。在数据结构600的实例中，分割脉管系统。具体地，脉管系统的每个部分都被赋予唯一的标识符。在数据结构600的实例中，这些段被赋予唯一标识符305A-305E。尽管该图表明整个血管段具有唯一标识符，但实际上，每个血管段可以分解成更多的血管段，或者唯一标识符将归因于特定血管部分的一小部分。这允许不同段的分支，并允许通过特定段的血液流量发生变化。因此，在这方面，可以设想，该段的长度内的特定点将被赋予标识符。该特定点可以是沿着截面的长度的中点等。
数据结构600还包括与每个血管段相关联的流动方向。这在列610中提供。
从图5可以看出，在图5的左上角有编号为1-4的箭头。这些箭头指示在数据结构600的列610中用于识别通过特定血管段的流动方向的命名法。为了说明命名法，在图中以实线箭头501-505的形式提供了通过内窥镜视图500内每个相应段的血流。
在图5中，通过第一血管305A的血流垂直向下。这意味着在图5的命名法中，血流方向是3.0。通过第二血管305B的血流方向是向上的，与左侧成一个小角度。这意味着在图5的命名法中，通过第二血管305B的血流方向是4.9。
对于本领域技术人员来说显而易见的是，列610中的剩余流动方向遵循该命名法。
为了确定血流的方向和速度，使用来自所识别血管内的两点的激光散斑强度(见标题“激光散斑对比成像(LSCI)”)的互相关。这是通过对散斑图像应用像素幅度阈值和噪声滤波来实现的，然后使用像素位置来定义捕捉的图像内的相对血管尺寸和二维位置。这对技术人员来说是显而易见的。
返回图6，列615存储通过相关血管部分使用LSCI技术确定的血流速度。列620存储每个血管段的血管直径。可以使用已知的预先获取的图像比例来确定血管直径。流速和血管直径用于确定每个血管段的流量。具体地，根据血管直径和流速来计算每个血管段的流量。使用下面的等式(1)，根据血管直径和流速，计算每个血管段的流量。
[数学公式1]
在本文中，d是血管的直径，v是流速，Q是流量。
在列625中，存储脉冲的时间。这是通过心电图(ECG)测量的患者心跳和血液脉冲通过血管的时间之间的时间差。由于血管直径的变化，识别血液脉冲。在一段时间内(例如，10次心跳)观察到直径的这种变化，并存储脉冲时间的平均时间。使用这种方法，例如，在心跳后241毫秒测量通过第一血管部分305A的血液脉冲。
当执行根据本公开实施方式的方法时，完成血管深度列630。这将在后面解释。
此外，一旦完成血管深度列630，交叉血管635的位置就完成了。为了确定交叉血管的位置，使用对象识别来导出脉管系统中每个血管与另一血管的交叉。例如，遍历每个血管的路径，并且在该血管与另一血管相交的情况下，定义相交的位置。该位置是相对于视图310中心的像素坐标。
一旦使用本公开的实施方式确定了每个血管的深度，就完成了该位置以及该血管是在交叉上方还是下方通过。
最后，提供优先级列640。优先级列提供血管段305A-305E修改血流的顺序。在一个实施方式中，可以定义顺序，使得首先执行具有最小直径的血管的深度，并且以增加直径的方式执行确定深度的顺序。图6的实施方式就是这种情况。这种顺序选择是有用的，因为首先执行最能从主动流量调节中受益的血管(即较小直径的血管)。
当然，本公开不限于此，也可以选择确定血管深度的顺序，以防止从一个部分到下一个部分的干扰。在这种情况下，连续的流量调节可以施加到彼此相距超过预定距离的血管。也可以设想其他类型的排序，例如，首先将流量调节施加到具有最大直径血管的血管。当首先要调节具有较高血流量的血管时，这种排序可能是合适的。当然，其他因素(例如，流速，甚至流向)可以确定分析血管的顺序。例如，可以首先分析具有相同方向的血流的所有血管。
参考图7，示出了流量查找表700。流量查找表700示出了在给定流量调节的能力的情况下达到最大流量减小所需的时间。换言之，对于给定的血管目标和流量调节力，达到峰值速度降低需要可预测的时间长度。如果假设止流力对血管腔的覆盖是有效的，则止流查找表700将由血管流量(流速乘以血管直径)和对于给定的流量调节力达到最大流量减少的已知时间组成。在查找表700中示出了实现每个最大流量减少的时间。
参考图8，示出了根据本公开实施方式的内窥镜5001。内窥镜尖端包括根据本公开实施方式的波生成单元800。波生成单元800包括激光光源805，其可以是固态激光器或等同物。例如，固态激光器可以是垂直腔表面发射激光器，或者可以是设置在光纤上的激光器。在这种情况下，激光光源位于内窥镜的头部，或者是设置在医疗成像系统中的隔离激光光源。然后，光纤将激光传送到适当的位置。激光光源805连接到控制单元563，并且由控制单元5063控制。波生成单元800还包括双轴微机电镜(MEM)反射镜。MEM反射镜的方向也由控制单元5063控制。激光光源805将激光发射到双轴MEM反射镜810上，激光沿箭头所示方向反射。来自激光光源805的激光815然后传递到组织310上。通过将激光脉冲施加到组织上，使用下面描述的已知“光声技术”，通过组织310提供纵波和横波。应当注意，波生成单元800可以产生流量调节脉冲或SAW波生成中的一个或两个。
当然，尽管关于图8讨论的实施方式示出了位于内窥镜5001中的激光光源805，但是本公开不限于此。特别地，激光光源805可以位于内窥镜的头部，并且光纤可以将激光传递到双轴MEM反射镜810上。
参考图9，示出了用于执行光声技术的机制。在第一视图900A中，示出了血管905A。当激光传递到组织310上时，第一行910A中的血液将首先生成波前。第二行915A中的血液抵消了第一行910A在远离血管的方向上的波前。换言之，激光能量从第一行910A中的血液传递到第二行915A中的血液。因此，波前平行于血管905A生成并穿过血管。
这在第二视图900B中示出，其中，具有来自第一行和第二行(统称为910B)的波前的血管905B被相消干涉915B抵消。
参考图10，示出了描述本公开实施方式的流程图1000。该过程开始于步骤1005。该过程然后移动到步骤1010，在步骤1010中，将流量调节脉冲和可选的另一流量调节脉冲417施加到血液脉冲。在列625中定义流量调节脉冲415和另一流量调节脉冲417的施加时间。具体地，在ECG检测到心脏搏动之后，在列625所示的时间施加流量调节脉冲。
在优先级列640中给出施加调节的顺序。在图6的具体实例中，对血流的调节首先施加到部分305E。这是因为这个血管具有最小的血管直径。调节的位置将与血流方向相反。由图6表格中的流向列610给出血流。换言之，当血管305E沿方向3.8行进时，对血流的调节将沿方向1.8施加，因为这基本上与血流相反。
在图7的查找表中提供流量调节器的力和将施加流量调节器的时间。具体地，对于给定的流量(如等式1中根据血管直径和流速计算)，在指定的时间段内施加适当的止流力。止流力和需要施加该止流力的时间经由实验预先确定。
在上述实例中，流量调节脉冲415的施加与自然脉冲同步进行。然而，本公开不限于此。如上所述，流量调节脉冲是可选的，因为当心脏跳动时可以施加SAW。可选地，进一步的流量调节也可以包括在流量调节步骤1010中。这将把流量切成上游分支，该分支提供当前部分以外的区域。这将增加当前研究区域的血压。
在已将流量调节脉冲415和可选的进一步调节脉冲417施加到被测血管(在这种情况下为血管305E)之后，在步骤1015中研究血管在组织中的深度。
为了实现这一点，表面声波施加到被测试的当前血管部分。例如，在离血管边缘固定的预定距离处生成多个干扰SAW，以产生在所有点垂直于血管轴穿过血管的波。这在图9中示意性示出。
有可能将多个相同但时间上分离的SAW波施加到被测血管。这是一种已知的技术，该技术允许测量SAW波的不同频率分量的平均相速度。当然，本公开不限于此，并且可选地，给定软组织中已知的SAW群速度和施加SAW波的位置，选择SAW开始时间，使得SAW在达到最大流量调节效果之后到达血管。换言之，SAW波可以通过组织发送，使得SAW波与被测血管相互作用的时间与流量调节脉冲将流量减小到最小的时间一致。
此外，单个SAW波可以施加到被测血管，并且可以在两个或更多图像中捕捉SAW波穿过被测血管时的运动。在这种情况下，可以通过比较在不同时间捕捉的同一波的两个图像之间的SAW内的空间频率分布，来确定波的不同频率分量的平均相速度。然后，将波穿过被测血管时的平均相速度与血管之前或之后具有相同传播距离的控制测量进行比较，以确定作为血管结果的SAW波形式的变化。这允许使用软组织内受影响的频率分量及其已知波长来确定血管深度。
为了识别图像数据中的SAW，可以对图像数据施加像素幅度阈值，并减去血管数据中血管的已知位置。可选地，诸如形状/波形识别的其他分析功能可以用于改善SAW检测。
然后，确定诸如相速度的SAW属性。为了确定SAW属性，通过在垂直于传播方向的一维线上分析SAW来测量SAW波形式。例如，在激光散斑图像的情况下，使用沿着该一维线的强度分布。使用记录波形的傅立叶变换来识别沿着一维线的几个窗口中波形的频率成分。然后，确定不同频率分量的空间分布。然后记录研究区域内的测量位置。由此，确定平均相速度，然后确定特定点处的血管深度。然后为血管部分305E填充图6中的列630。然后，用于确定血管部分305E深度的过程在步骤1020结束。
参考图11，解释了解释流量调节脉冲的施加的流程图1010。过程从步骤1105开始。该过程移动到步骤1110，该步骤识别要研究的区域。这是图4A至图4D和图5的内窥镜视图。使用对象识别，在步骤1115中识别待研究区域内的脉管系统。该过程然后移动到步骤1120，在步骤1120中，识别应当研究脉管系统的顺序。该信息取自优先级列640。过程然后移动到步骤1125，在步骤1125中，确定将施加流量调节脉冲415和可选的另一流量调节脉冲417的止流力、方向和时间段。该过程然后移动到步骤1130，在步骤1130，将流量调节脉冲415施加到组织310。该过程然后在步骤1135结束。
参考图12，进一步解释了组织中血管深度的研究。该过程从步骤1200开始。该过程然后移动到步骤1205，在步骤1205，确定要使用的SAW图案。这可以是多个相同但在时间上分离的SAW波，或者可以是要施加的单个SAW波。在确定SAW图案之后，过程移动到步骤1210，在步骤1210中，确定施加SAW图案的时间。这是通过使用来自数据结构700的SAW群速度和软组织以及时间的知识来实现的。然后将SAW图案施加到组织。该过程移动到步骤1215，在步骤1215，捕捉施加了SAW的脉管系统的图像。当然，如果只施加一个SAW波，则捕捉两个或更多图像，显示SAW波通过被测血管。该过程然后移动到步骤1220，在步骤1220中，使用波的不同频率分量的平均相速度来确定组织中血管的深度。该过程然后在步骤1225结束。
尽管上述公开涉及施加流量调节脉冲415以及可选地另一流量调节脉冲417，但是本公开不限于此。在一些实施方式中，SAW波可用于调制血流，消除了对流量调节脉冲415的需要。这可能是通过生成影响血管内血流的SAW或其他光声技术实现的。光声流量控制和SAW生成可以使用如图8所示的相同脉冲激光设备。这降低了装置的复杂性。
尽管在优先级柱640中系统地示出了研究血管部分的顺序，但是本公开不限于此。相反，感兴趣的区域可以通过算术或用户接口来定义，以更快速地确定与内窥镜系统的当前任务相关的区域中的血管的属性。这可以通过识别感兴趣的点(例如，切口或出血)来实现，然后，将如上所述分割和分析该感兴趣的区域内的血管。这将允许分析导致出血的切口深度。
在上面的实例中，当施加光声力，作为流量调节脉冲415时，这可能生成不期望的SAW或其他干扰血管深度测量的假象。在这种情况下，可以实施干扰避免措施，例如，与已经施加流量调节脉冲的研究区域的最小距离。此外，可以对SAW进行相位调整，以避免与不期望的伪影相互作用。
尽管上面讨论了将多个SAW施加到研究区域，但是可能希望施加具有多个图像捕捉事件的单个SAW，以避免组织暴露于不必要的SAW波。
本公开的各种实施方式由以下编号的条款定义：
1.一种医疗成像系统，包括电路，该电路被配置为：向组织施加表面声波，以与血管相互作用；当表面声波与血管相互作用时，捕捉组织的图像；以及从捕捉的图像中识别血管的属性。
2.根据条款1所述的方法，其中，所述电路被配置为当血管被液体脉冲扩张时施加表面声波。
3.根据条款1或2所述的系统，其中，所述电路被配置为向组织施加流量调节脉冲，所述流量调节脉冲被配置为调节液体脉冲，以增加血管的扩张。
4.根据条款3所述的系统，其中，所述电路被配置为在与血管中的液体流动相反的方向上施加流量调节脉冲。
5.根据条款3所述的系统，其中，所述电路被配置为向组织施加另一流量调节脉冲，所述另一流量调节脉冲被配置为进一步调节液体脉冲，以进一步增加血管的扩张。
6.根据条款3所述的系统，其中，所述电路被配置为在一段时间内施加流量调节脉冲，所述时间段被选择为减少通过血管的液体流量。
7.根据前述条款中任一项所述的系统，其中，所述电路还被配置为生成单个表面声波，以与血管相互作用；捕捉表面声波的多个图像，并从多个捕捉图像的比较中识别血管的属性。
8.根据前述条款中任一项所述的系统，其中，所述属性是组织内血管的深度。
9.根据前述条款中任一项所述的系统，其中，所述电路被配置为当施加表面声波时，将激光散斑图案施加到组织；以及从捕捉的散斑图案中识别血管的属性。
10.根据前述条款中任一项所述的系统，其中，所述电路设置在内窥镜中。
11.根据前述条款中任一项所述的系统，其中，所述血管是脉管系统，所述液体是血液。
12.根据前述条款中任一项所述的系统，其中，所述电路包括：波施加电路，被配置为向组织施加表面声波；和成像电路，被配置为捕捉组织图像。
13.一种医疗成像方法，包括：向组织施加表面声波，以与血管相互作用；当表面声波与血管相互作用时，捕捉组织的图像；以及从捕捉的图像中识别血管的属性。
14.根据条款13所述的方法，包括当用液体脉冲扩张血管时施加表面声波。
15.根据条款13或14所述的方法，包括向组织施加流量调节脉冲，所述流量调节脉冲被配置为调节液体脉冲，以增加血管的扩张。
16.根据条款15所述的方法，包括在与血管中的液体流动相反的方向上施加流量调节脉冲。
17.根据条款15所述的方法，包括向组织施加另一流量调节脉冲，所述另一流量调节脉冲被配置为进一步调节液体脉冲，以进一步增加血管的扩张。
18.根据条款15所述的方法，包括在一段时间内施加流量调节脉冲，所述时间段被选择为减少通过血管的液体流量。
19.根据条款13至18中任一项所述的方法，包括生成单个表面声波，以与血管相互作用；捕捉表面声波的多个图像，并根据多个捕捉图像的比较识别血管的属性。
20.根据条款13至19中任一项所述的方法，其中，所述属性是组织内血管的深度。
21.根据条款13至20中任一项所述的方法，包括：当施加表面声波时，将激光散斑图案施加到组织；以及从捕捉的散斑图案中识别血管的属性。
22.根据条款13至21中任一项所述的方法，其中，所述血管是脉管系统，所述液体是血液。
23.一种计算机程序产品，包括计算机可读指令，当加载到计算机上时，所述计算机可读指令将计算机配置为执行条款13至22中任一项所述的方法。
显然，根据上述教导，本公开的许多修改和变化是可能的。因此，应当理解，在所附权利要求的范围内，本公开可以不同于本文具体描述的方式来实施。
就本公开的实施方式已经被描述为至少部分地由软件控制的数据处理设备实现而言，应当理解，承载这种软件的非暂时性机器可读介质(例如，光盘、磁盘、半导体存储器等)也被认为表示本公开的实施方式。
应当理解，为了清楚起见，以上描述已经参考不同的功能单元、电路和/或处理器描述了实施方式。然而，显然，在不背离实施方式的情况下，可以使用不同功能单元、电路和/或处理器之间的任何合适的功能分布。
所描述的实施方式可以以任何合适的形式实现，包括硬件、软件、固件或其任意组合。所描述的实施方式可以可选地至少部分实现为在一个或多个数据处理器和/或数字信号处理器上运行的计算机软件。任何实施方式的元件和组件可以以任何合适的方式在物理上、功能上和逻辑上实现。实际上，这些功能可以在单个单元中、在多个单元中或者作为其他功能单元的一部分来实现。这样，所公开的实施方式可以在单个单元中实现，或者可以在物理上和功能上分布在不同的单元、电路和/或处理器之间。
尽管已经结合一些实施方式描述了本公开，但是本公开并不旨在限于本文阐述的特定形式。此外，尽管特征可能看起来是结合特定实施方式来描述的，但是本领域技术人员将认识到，所描述的实施方式的各种特征可以以适合于实现该技术的任何方式来组合。
表面声波(SAW)
SAW是沿着两种不同弹性材料(例如，软组织和空气)之间的接口传播的波。在许多领域都有应用，用于感测和致动，但是其在深度感测和机械性能研究中的应用与所提出的发明特别相关。
宽带SAW的不同频率成分在介质中的不同深度(离表面大约1个波长)传播，并根据材料的硬度以不同的速度传播。因此，长波长SAW分量的相速度(某一频率波分量的传播速度)将主要由较深的层决定，而较短波长的相速度将由表面层的属性决定。这可用于评估具有不同机械性能的材料层的深度和弹性。这种技术允许对不同层的特征描述到报告的3.4mm。这些评估系统还具有可进行测量的最小深度，该深度由系统可测量的SAW的最高频率分量来定义。
SAW也可以用于在流体中产生力，或者能够改变流体(例如，血液)的机械性能。因此，通常用于微流体致动系统。
可以通过在表面上产生冲击力来生成SAW，这可以通过几种可能的方法来实现，包括与表面接触的压电换能器、聚焦超声和脉冲激光生成(光声)技术。利用这些技术中的任何一种，可以使用一系列参数来创建具有可调特性的SAW。
光声技术
光声技术使用短而高振幅的激光脉冲，激光脉冲被目标衬底高度吸收，以生成快速热膨胀。如果材料表面发生吸收，则这种快速膨胀会产生穿过目标材料主体的纵波和横波以及沿表面向各个方向传播的SAW。SAW的多个源或成形的单源可以用于生成成形的波前和焦点。虽然如果使用高强度(例如，生成传播更长距离的SAW)，则激光脉冲可能会损伤组织，但是有很好的特征参数指南来避免这种情况，还有可以防止损伤的新技术。
通过使用被血浆成分(例如，水)强烈吸收的激光，射束吸收部位局部的强光声力已经被证明影响和控制小血管中的流体和颗粒的流动，目前正在对其进行体内流式细胞术应用的研究。
激光散斑对比成像(LSCI)
LSCI是一种廉价的全视场成像技术，该技术利用相干光反射和散射材料中不同深度的对象时生成的干涉图样，造成相长干涉和相消干涉。图像中的任何移动都会改变散斑图案，使其成为对血流成像的敏感工具，甚至向下至微血管。目标或成像器/激光光源的移动也可以改变作为噪声源的散斑图案，尽管即使使用自由移动源(例如，内窥镜)，这也可以得到很大程度的校正。
一次成像整个聚焦场的能力消除了对激光扫描或高速摄影的要求，允许用非常低成本的设备来执行LSCI。
除了创建脉管系统的敏感2D图之外，还可以确定血流和血管的几个特性，包括流向和速度以及静态和动态血管直径的估计。然而，这些估计和LSCI的一般应用缺乏深度分辨率。
当SAW沿表面传播时，会引起组织的微小位移(<1μm)。这种移动可以通过LSCI技术来检测，并且通过对散斑图案的进一步分析，可以测量波特性，例如，波速、波长和衰减长度。