用于超声心动描记的自动成像平面选择

摘要

基于来自体积的三维活动成像的解剖体识别，实时选择体积的一个或多个部分(204、208)。在又一实时响应中，以比在体积成像中使用的更高的射束密度(156)执行活动成像或部分。一个或多个部分可以是针对进行解剖测量(424)或显示中的最优取向选择的一个或多个成像平面。识别能够基于解剖模型，诸如心脏网格模型。可以利用能够与图像位置关联的信息来预编码模型，以提供在由活动部分成像提供的图像内的部分选择和可显示用于初始测量的标记(416、420、432、436)的放置的基础。可以自始至终使用单个TEE或TTE成像探头(112)。根据要求，从体积采集(S508)返回开始，周期性或基于探测到的探头相对于解剖体的运动，能够重新执行整个处理。

说明书

技术领域

本发明涉及对解剖体进行成像，并且更具体而言，涉及基于成像中的 解剖体来修改所述成像。

背景技术

预处置和对于许多心脏病的诊断需要精确的解剖测量结果。对于主动 脉瓣狭窄的黄金标准处置是主动脉瓣的外科手术置换。要求心脏直视手术， 但其不是一些老年患者的选择。最近开发的在极大程度上微创备选是经导 管主动脉瓣植入(TAVI)。经由导管，置换瓣通过静脉被推进，并且被放置 在当前缺陷瓣的位置处。在制备中，确定主动脉瓣环的直径。如另一范例， 计算升主动脉的直径，以评估动脉瘤的可能性。

医学成像是用于进行解剖测量的无创方法。在医学图像处理应用中， 通常在图像上执行各种处理任务。在许多图像处理应用中是基本任务的一 个具体处理任务是具体器官的分割。对于许多器官，用形状约束可变形模 型能够成功地执行分割。它们基于具有拓扑的网格结构，所述拓扑的网格 结构在适应分割图像期间保持不变。对于复杂器官(例如，骨、肝脏、和 具有嵌入结构的心脏)的大量各种样本，已经认为基于模型的分割非常有 效。的确，最近的结果示出了该技术能够使复杂解剖结构(诸如心脏)的 全自动分割成为可能。

Peters等人共同受让的美国专利公布号2008/0304744(下文称“744申 请”)在此通过引用将其全公开并入本文，将解剖模型适应于三维(3D)超 声图像，并且编码适应模型，用于具体图像处理任务的自动后续执行，诸 如，目标解剖结构的定位和追踪。

发明内容

超声心动描记的非电离、高分辨率和高组织对比度的优点使对于介入 应用的快速诊断和可靠引导成为可能。

快速诊断要求标准视图的迅速采集。由于用户需要取向超声换能器探 头以最优方式捕获标准视图(例如2D图像、穿过图像顶点(轴向最近点) 的两个视图的X-平面或选定的体积采集)，这很困难。

此外，当观察复杂结构(诸如主动脉根或主动脉瘤)时，在3D超声心 动描记中的射束密度、体积尺寸和帧速率之间的权衡造成精确的量化挑战。

精确的测量要求高射束密度，如果以高帧速率对大体积进行成像，很 难达到所述高射束密度。通常，缓解是收集具有正确取向的仅2D图像或 2D图像的集合(例如，X-平面)并且在那些图像上执行测量。然后必须仔 细选择平面的取向。

在升主动脉的动脉瘤的情况下，例如，选择正确的成像平面很重要。 然而，该选择很大程度上取决于探头的取向、升主动脉的解剖体和操作者 的技术。例如，经食道(TEE)超声探头相对于具体目标心脏解剖体的位置 因患者而异。

如本文以上所述，在3D超声中整个心脏的心脏图像分割对射束密度和 /或帧速率造成不利影响。具体地，以由在发送下一个、相邻射束之前接收 射束回波所需要限制的速率，执行在方位角和垂直方向上的二维TEE或 TTE换能器阵列的扫描。与其他成像模态相比，超声以仅仅每秒1540米的 速率缓慢穿过身体组织。因此，以约25Hz的典型显示刷新率，射束密度(即， 穿过扇形的射束数量)相对较低。例如，以20到30Hz，仅仅几百发射射 束是可利用的。因此影响空间分辨率。

为了改善在具体医学应用中用于解剖测量的空间分辨率，下文提出应 用3D解剖模型，并且通过后续步骤并且基于解剖体识别，在减少感兴趣体 积的同时，提升射束密度。然后，分辨率的增加用于更好的模型适应以及 由此更大的量化精确度。实时地执行过程。在本专利申请中，考虑到系统 的处理限制和精确地处理数据所要求的时间，“实时”意味着不存在故意延 迟。

在本发明的方面，设备被配置为基于来自体积的三维活动成像的解剖 体识别来选择体积的一个或多个部分。体积的三维活动成像可以包含感兴 趣器官的全部视图或仅仅部分视图。响应于所述成像，自动并且无需用户 介入，执行选择。执行选择用于标准视图的优化快速采集或精确测量和量 化所要求的具体视图。设备还被配置为响应于所述选择，利用比在体积成 像中使用的更高的射束密度，自动并且无需用户介入地对所述一个或多个 选择的部分进行活动成像。

在另一方面，一个或多个成像平面分别包括一个或多个部分。

在另一方面，选择性地中断部分成像，以重新执行体积成像。

在又一方面，周期性地发生中断。

在不同方面，设备被配置为探测关于成像探头和身体组织的相应位置 的相对移动。基于探测到的移动来触发中断。

在不同方面，设备被配置为自动并且无需用户介入地执行一系列操作。 所述系列包括体积成像、识别、选择、部分成像、中断、体积成像的重新 执行以及基于重新执行的体积成像的识别、选择和部分成像。

在补充方面，设备包括显示器，并且所述设备被配置为在所述显示器 上显示一个或多个选择的部分中的至少一个。

在子方面，设备被配置为与显示至少一个部分同时地显示透视图，所 述透视图包括与相应显示部分相邻的身体组织。

在额外的方面，设备被配置为经由所述单个成像探头进行体积成像和 部分成像。

在不同方面，探头用于体内使用。

在又一方面，体积成像包括超声成像。

在又一方面，所述选择基于优化视图准则。

在子方面，准则基于从由所述部分成像生成的图像中进行目标解剖测 量。

在另一子方面，根据准则，选择挑选最优取向。

在相关方面，体积成像包括心脏成像。

在一些实施例中，设备包括用户接口，其用于基于拟合到所述体积成 像中采集的数据的解剖模型来定义成像平面。

在互补性方面，设备还被配置为基于将解剖模型应用到所述部分成像 和/或所述体积成像中，自动并且无需用户介入地计算多普勒角度。

在又一额外的方面，选择是诸如优化在由所述体积成像中采集的数据 表示的身体组织内的预定解剖点之间的距离的测量。

在又一相关方面，设备被配置为基于解剖体识别来导出测量初始化标 记。其也被配置为显示导出的标记，以使在由部分成像生成的图像内的基 于图像的测量初始化。

在子方面，所述导出包括将解剖模型应用到选择的部分中的至少一个。

在又一额外方面，执行所述选择，以便获得胸骨旁长轴视图、胸骨旁 短轴视图、肋下视图或顶端视图(例如，四室视图)。也可以考虑选择与被 成像的解剖体有关的任意视图或多模态对齐视图。

在又一方面，设备被配置为选择，使得体积部分跨越由体积成像中采 集的数据表示的身体组织内的预定解剖界标。

在备选视图中，设备被配置为使用射束形成参数来采集解剖体的成像。 设备还被配置为基于采集成像中的解剖体，自动并且无需用户介入地调整 参数，以改善一个或多个目标视图中的成像。

以下借助于附图，进一步提出创新细节、成像-体积-部分选择设备，所 述附图未按比例绘制。

附图说明

图1A和图1B分别是体积成像和平面成像的概念图；

图2A和图2B分别是体积成像和部分成像的概念图；

图3是部分成像的基于移动中断和体积成像的响应重新执行的概念图；

图4是显示视图和测量初始化标记的图示；以及

图5是用于成像-体积-部分选择设备的操作流程图。

具体实施方式

通过图示性和非限制性范例的方式，图1A和图1B示出了体积100(诸 如人类或动物的整个心脏104)的活动成像，所述成像随后被减小为单个成 像平面108内的活动成像。在两种情况下，由探头112执行成像。对于心 脏应用，探头112能够是TEE探头(用于体内使用)或TTE探头。TEE 探头由食管往下进入成像位置。在TTE的情况下，探头112的成像端通常 将由超声波专家、心脏病专家或放射科医师手持和控制。在TEE的情况下， 探头112通常将可由一个或多个拉电缆控制用于转向，并且多平面探头将 在食管内可手动或通过电机旋转。在由探头112中的成像窗提供的图像引 导下能够进行该操纵，通过所述探头112执行超声成像。一旦恰当地定位 探头112，能够进行体积成像。TEE或TTE探头112将具有二维换能器阵 列。为了图示的简化，在图1A中示出了沿着单维度的扫描。由此，在采集 时间门的未定期间等候来自第一射束120的回波，并且然后发送扫描中的 第二射束124。因为在TEE情况下，探头112被内部地放置为更靠近成像 体积100，减少了超声的渡越时间。据此，利用TEE探头112比外部并且 通常手动使用的经胸廓(TTE)探头具有更高的射束密度，并且由此具有更 高的空间分辨率。此外，增加的成像清晰度也能够被归因于更小的衰减， 即，经过更短的距离。然而，本文讨论的原理也应用到TTE探头。同样地， 除了心脏以外的身体组织(诸如胚胎)在本文提出的预定范围内。

通过电缆128，探头112被连接到图像采集模块132。后者被通信连接 到具有计算机可读介质的处理器136。处理器136也被通信连接到显示设备 140和用户接口单元144。这些是在当前范例中的成像-体积-部分选择设备 146的所有部件。

如在‘744申请中，心脏网格模型适于采集到的3D体积图像。对于心脏 搏动的特定阶段可以实施所述适应。备选地，可以针对多个阶段单独实施， 并且，在这个意思上，可以周期性地和连续地重复。在该点处，和/或稍后， 能够将先前编码在模型上的解剖界标信息关联到3D图像中的相应位置上。 如额外的应用，如果网格的目标血管148位于成像中，其允许关于探头112 的确定血管取向，以用于多普勒角度152的自动计算中。

现在以更大的射束密度156，实时自动地选择体积100的一个或多个部 分用于随后的活动成像。例如，穿过体积100的成像平面108或X-平面可 以包括选择的体积部分。如果选择超过一个部分，可以将这些包含在相应 的成像平面108、160内。

选择涉及针对活动部分成像，调整针对体积成像先前刚导出的射束形 成参数。调整基于采集到的体积成像中的解剖体，以改善一个或多个目标 视图(诸如，标准诊断视图或便于解剖界标或点之间的精确卡尺测量的视 图)中的成像。

选择基于应用相关优化视图准则。对于一般的诊断成像，执行选择以 便获得关于解剖体的标准视图。心脏的标准视图的范例是四室(或“顶端”) 视图、胸骨旁长轴视图、胸骨旁短轴视图和肋下视图。额外的范例包括与 被成像的解剖体有关的任意视图或多模态对齐视图。对于主动脉瘤测量， 通过应用模型来识别主动脉。当沿着中心线移位视图平面时，选择垂直于 主动脉中心线并且对应于最大直径的成像平面108。作为第二范例，TAVI 规划涉及使用模型来识别主动脉瓣。如在‘744应用中的编码在模型中的信 息(诸如围绕主动脉瓣环的环形)与3D图像关联。然后，选择一对成像平 面108、160以最优方式切割环形，使得得到的2D图像允许恰当的主动脉 瓣环直径测量，平面选择固有地涉及挑选取向。连同2D图像的显示，覆盖 在图像上的标记示出了临床医师在哪里进行测量。自动选择减轻了上述典 型的手动选择问题，所述手动选择问题在很大程度上取决于探头的取向、 患者特异性解剖体和操作者的技术。临床医师可以备选地经由用户接口单 元144来定义和存储成像平面。这可以与成像体积在显示设备140上的显 示交互地进行。

选择的平面108、160被显示为利用最优射束密度156以及随之的改善 成像、并且利用覆盖的测量初始化标记采集的活动成像。

在图2A和图2B中，延伸到成像平面以外的体积100的选择的部分204、 208被活动成像在3D中。如在图2A和图2B中的范例性实施例中证明的， 部分成像(其平面成像是特殊情况)同样处于较高射束密度。图示地，此 处为解剖点的标记212、216与选择的部分208关联。可以显示标记212、 216，以通过观察显示设备140的临床医生使其间的测量初始化。

随着时间，关于成像探头112和被成像的身体组织的相应位置可以发 生相对移动。另外，在TTE的情况下，患者(其可以被要求屏住他或她的 呼吸)或临床医师可以无意地移动。

相对移动能够引起活动成像脱离对齐，即，脱离与响应于部分选择先 前计算的射束形成参数的一致性。

如用虚线表示的，图3示出了在心脏搏动的给定阶段，成像探头112 相对于体积100的移动304。对于给定阶段，这通过将当前图像与先前存储 的图像进行比较是可探测的。在部分成像期间进行比较，所述部分成像中 的平面成像是特殊情况。能够周期性或连续地进行比较，以探测移动。如 果探测到移动，中断308部分成像，并且重新执行体积采集。由此，将模 型适应3D成像的解剖体识别导致基于重新执行体积采集来选择一个或多 个部分并且对选择的部分进行成像。不考虑任何相对移动，但作为预防移 动的情况，体积成像以及之后部分成像的重新执行可以备选地设计为周期 性发生。

图4示出了升主动脉408的二维活动图像404的一个范例，所述图像 存在于选择的成像平面412中。归因于潜在的动脉瘤，需要精确的测量。 在图像404上的覆盖是以箭头形式的测量初始化标记416、420。示出了升 主动脉在其最宽处的直径424的卡尺测量。模型适应识别升主动脉之后， 导出标记416、420的位置。对应于主动脉的被编码在网格上的位置处的信 息导致沿着主动脉的中心线的最大直径的搜寻。

透视图像428显现在显示屏上，在二维图像404旁边。“切割”或成 像平面412是可见的，如同体积100的相邻身体组织430。标记432、436 对应于二维图像404中的标记416、420。

在操作成像-体积-部分选择设备146的准备中，并且如在图5中的范例 性流程图中指示的，能够以任一顺序或同时实施两个步骤(步骤S502、 S504)。选择临床应用，诸如选择标准视图、与被成像的解剖体相关的任意 视图、多模态对齐视图、主动脉瓣测量或升主动脉测量(步骤S502)。利用 用于测量初始化的信息来编码解剖模型，诸如心脏网格模型(步骤S504)。 然后3D TEE/TTE探头112被操纵到用于体积成像的位置(步骤S506)。这 能够借助于2D或3D成像反馈。

在该点处，在自动和没有用户介入需要的情况下，过程准备开始。备 选地，在该点处，操作者能够开动控制，以发起进一步处理。这可以反作 用于操作者在3D显示器的屏幕上看到的。在活动成像期间采集体积100的 体积数据(步骤S508)。解剖模型被拟合到在体积成像中采集的数据，即， 被拟合到采集到的图像(步骤S510)。拟合可以在每一个或两个心搏之后逐 渐发生，例如，或可以被延迟直到全部采集，其导致由若干心搏组成的视 图。如果多普勒参数将要被计算(步骤S512)，其被计算(步骤S514)。无 论如何，如果将要由操作者选择一个或多个部分204、208(步骤S516)， 借助于用户接口单元144来定义和存储部分，诸如成像平面(步骤S518)。 以与使用自动选择的部分相同的方式使用的存储部分，并且一旦存储，能 够通过导航到预定选择来重新选择存储的部分。在实时路径中，基于适应 网格和其上编码的信息来自动导出一个或多个部分204、208(步骤S520)。 一旦完成自动或手动的选择，计算针对部分成像的射束形成参数和其他图 像设置(步骤S522)。编码的信息与相应的一个或多个成像位置关联(步骤 S524)。

在该点处，以高射束密度和帧速率共同对一个或多个选择的部分108、 160、204、208进行活动成像，将允许提供比3D体积成像更精确的测量结 果(步骤S526)。

成像的显示可以实时开始(步骤S528)。模型被应用到在当前部分成像 中采集的数据(步骤S530)。编码信息和标记与图像位置关联(步骤S532)。 显示标记(步骤S534)。在此阶段，在返回到步骤S516中，操作者能够通 过用户控制来调整图像，例如，平面倾斜。

如果部分成像仍然进行(步骤S536)，但探测到解剖体相对于探头112 的运动(步骤S538)，处理返回到步骤S508，以重新采集体积100的体积 数据。如果部分成像仍然进行(步骤S540)，探测不到运动(步骤S538)， 并且体积成像采集的重新执行是周期性的(步骤S540)，如果当前周期已经 终止并且否则刚好在步骤S524之后，处理将同样返回到步骤S508，以便继 续活动部分成像。

能够自动或由操作者冻结步骤S528和S534中的图像显示，以进行卡 尺测量。图像也能够被制作为电影回放的部分。如果部分是平面(步骤 S542)，在活动或冻结的部分成像显示的旁边示出了由平面切割的解剖体的 透视图428(步骤S544)。

基于部分成像能够备选地执行步骤S514的多普勒参数计算。

作为实时开始的图像显示的备选或额外，体积成像和部分成像、从其 中导出的电影回放以及解剖模型网格能够被存储在医学数字成像和通信 (DICOM)格式中，用于后续分析和量化。

基于来自体积的三维超声活动成像的解剖体识别，实时选择体积的一 个或多个部分。在又一实时响应中，以比在体积成像中使用的更高的射束 密度和整体图像质量执行活动成像或部分。一个或多个部分可以是针对在 进行解剖测量中的最优取向或针对诊断成像的标准视图的最优取向选择的 一个或多个成像平面。也可以考虑与被成像的解剖体相关的任意视图或多 模态对齐视图。识别能够基于解剖模型，诸如心脏网格模型。可以利用能 够与图像位置关联的信息预编码模型，以提供在由活动部分成像提供的图 像内的部分选择和可显示用于初始测量的标记的放置的基础。可以自始至 终使用单个TEE或TTE成像探头。根据要求，从体积采集回来开始，周期 性或基于探测到探头关于解剖体的运动，能够重新执行整个处理。

自动成像体积部分选择技术的应用包括具有3D TTE/TEE探头的心脏 成像。范例是主动脉瓣和升主动脉的成像和具体地为主动脉瓣替换做准备 的主动脉根测量以及升主动脉的精确测量。额外的范例是针对在诊断成像 中采集的标准视图的最优平面选择。与被成像的解剖体有关的任意视图或 多模态对齐视图也是额外的范例。

尽管在附图和上述描述中详细图示并描述了本发明，这样的图示和描 述被认为是图解性或范例性的并非限制性的；本发明不限于已公开的实施 例。

例如，基于上文公开的技术能够计算主动脉瓣平面和冠状动脉口之间 的距离。作为另一范例，操作者根据要求可以执行部分成像的中断以重新 执行体积成像采集。

本领域技术人员通过研究附图、公开内容和权利要求书，在实践所主 张的本发明的过程中，能够理解和实现对所公开实施例的其他变型。在权 利要求中，“包括”一词不排除其他元素或步骤，以及不定冠词“一”或“一 个”不排除复数。在权利要求中的任何参考标记不应被解释为限制范围。

计算机程序能够即刻、临时或更长时期地被储存在合适的计算机可读 介质上，诸如，光学存储介质或固态介质。仅从不是暂时的传播信号的意 义上来说，这样的介质是非暂时的，但包括其他形式的计算机可读介质， 诸如寄存器存储器、处理器缓存、RAM和其他易失性存储器。

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