АНАЛИЗ МИТРАЛЬНОЙ РЕГУРГИТАЦИИ ИЗ ЩЕЛЕВЫХ ОТВЕРСТИЙ ПОСРЕДСТВОМ УЛЬТРАЗВУКОВОЙ ВИЗУАЛИЗАЦИИ Российский патент 2016 года по МПК A61B8/06 

По настоящей заявке испрашивается приоритет по предварительной патентной заявке на патент США номер 61/426669, поданной 23 декабря 2010 г.

Настоящее изобретение относится к медицинским диагностическим ультразвуковым системам и, в частности, к применению диагностических ультразвуковых систем визуализации для анализа потока митральной регургитации из щелевого отверстия в митральном клапане.

Регургитирующий поток представляет собой серьезное клиническое состояние, которое требует анализа и соответствующего лечения. Непосредственно перед сокращением левого желудочка для перекачивания крови в тело митральный клапан должен полностью закрываться, так чтобы сокращение выбрасывало весь поток крови в аорту. Если клапан полностью не закрыт, часть крови в левом желудочке будет выброшена назад в левое предсердие через отверстие в не полностью закрытом клапане. Такой обратный поток крови - как правило, небольшая кратковременная струя потока крови, впрыскиваемая назад через не полностью закрытые створки клапана, - уменьшает выброс крови из сердца и, следовательно, эффективность каждого сердечного сокращения. При этом сердце должно перекачивать быстрее, для того чтобы снабжать организм необходимым ему количеством питающего потока крови. Из-за своей неэффективности сердце работает с повышенной нагрузкой, что ведет к сердечной недостаточности.

Клиницисты применяют ультразвуковую визуализацию в течение многих лет, пытаясь обнаружить регургитирующий поток крови. Ультразвуковое обнаружение клапанной регургитации изначально производили посредством поиска вышеупомянутой струи крови на ультразвуковом изображении левой стороны сердца. Последние двенадцать лет наблюдение струи упростилось благодаря двумерной (2D) цветовой доплеровской визуализации кровотока, при которой высокую скорость и турбулентность небольшой струи крови обнаруживают посредством тщательного поиска таких аномальных скоростей локального потока вблизи протекающего сердечного клапана. Но получение проекции изображения, на которой струя наиболее представлена, при движении сердца и клапана и турбулентности потока крови вблизи митрального клапана, а также кратковременное появление струи создают трудности для такого субъективного подхода. В последние годы в случаях, когда местоположение струи можно наблюдать с помощью ультразвука, клиницисты применяли метод, называемый PISA, сокращение для Proximal Iso-velocity Surface Area (ПФСМР - площадь формирующейся струи митральной регургитации), пытаясь количественно определить регургитирующий поток крови. В данном способе изображение подозреваемого клапана и области внутри камеры сердца ЛЖ и вблизи клапана получают посредством цветовой доплеровской визуализации. Во время появления струи при мгновенном возрастании скоростей кровотока в проксимальной области по направлению к регургитационному отверстию в этой области формируется область схождения потока (FCR). Данная схема потока приводит к эффекту наложения на цветовом изображении, при кратковременном превышении скоростями потока диапазона скоростей, применяемого для цветового изображения. Цветовое изображение в этот момент фиксируется и застывает на экране дисплея. Затем производят измерение скорости v на первой границе наложения FCR, и производят измерение расстояния r от границы наложения до предполагаемого центра отверстия клапана. Затем эти два результата измерения используют для того, чтобы вычислить расход потока через отверстие с применением выражения Q_t=2πr²v.

При осуществлении данной процедуры возникает несколько сложностей. Одной из них является то, что наибольшая точность достигается, когда струю фиксируют на цветовом изображении в пиковый момент. Продолжительность струи во время сердечного цикла может составлять только 300-450 миллисекунд, однако при этом типовая частота кадров при получении цветового изображения может находиться в диапазоне 10-20 кадров в секунду. Таким образом, вероятно, что время получения одного из кадров цветового изображения не будет точно совпадать с моментом, когда струя достигает своего пика. Клиницист может повторять последовательность получения цветового изображения в течение дополнительных сердечных циклов или может примириться с неточностью, вызванной проведением измерений не точно в момент пика струи.

Другой проблемой является то, что центр отверстия клапана нелегко определить на цветовом изображении. Ткань клапана создает значительное отражение ультразвука и быстро движется во время проведения сканирования и может выглядеть на изображении как объемная, размытая или неотчетливая масса. Таким образом, возможно, что точность измерения r будет снижена из-за невозможности оценить точное местоположение отверстия.

Кроме того, третьей проблемой является то, что основной метод PISA представляет собой только единичное одномерное измерение. Осуществляется только одно измерение скорости, и только один радиус r до отверстия используется при вычислениях. В данном способе предполагается, что остальной поток крови в FCR ведет себя так же, как при единичном измерении. Очевидно, любая неточность при осуществлении единичного измерения приведет к неточному результату.

Развитием основного метода PISA, в котором делается попытка устранить данные неточности, является осуществление нескольких измерений скорости около дуги, очерчивающей внешнюю границу FCR на двумерном изображении. Измеряют расстояние r от каждой точки измерения скорости до отверстия и для вычисления скорости потока Q_t используют множество результатов измерений. Несмотря на то, что множество результатов измерений может воспрепятствовать зависимости от единичного неточного измерения, возникает другая проблема. Метод единичных измерений (1D) обычно осуществляют посредством направления центрального луча ультразвукового зонда через верхушку сердца и непосредственно через предполагаемое регургитационное отверстие и осуществления измерений скорости v и расстояния r вдоль линии данного луча. С линией луча, таким образом выровненной с данным вектором регургитирующего потока, измеренная скорость будет точной и не подверженной влиянию ненулевого доплеровского угла. Как хорошо известно, ультразвуковые измерения доплеровской скорости подвержены влиянию угла между направлением потока и направлением ультразвукового луча. Поток, который направлен по одной линии с направлением луча, будет измерен точно, тогда как поток, который направлен под ненулевым углом относительно направления луча, уменьшится на косинус данного угла. Поток, который ортогонален (90°) направлению луча, не даст доплеровского отклика. Следовательно, доплеровскую скорость, измеренную с помощью ультразвука, следует корректировать как функцию угла между вектором потока и направлением луча, для того чтобы получать более точное измерение скорости. В случае 2D метода PISA дополнительные измерения скорости вдоль дуги FCR будут неточными из-за изменения углов между их векторами потока и направлением луча в каждой точке, в которой осуществляют измерение скорости. Таким образом, несмотря на то, что многократные измерения могут компенсировать ошибку, создаваемую при единичном измерении скорости, совокупные измерения будут занижать скорость потока из-за изменения доплеровских углов в каждой точке измерения.

Еще одной проблемой, присущей методу PISA, является неточность знания точного местоположения регургитационного отверстия клапана. Как упомянуто выше, эффект наложения на цветовом изображении преобладает поблизости от протечки клапана из-за стремительного ускорения потока крови по направлению к и через отверстие. Цветовое изображение, таким образом, искажается засветками наложенных цветов на доплеровском изображении вблизи отверстия. Кроме того, плоскость митрального клапана находится в движении во время сердечного сокращения. Поскольку точность метода PISA зависит от знания о местоположении отверстия при измерении расстояния r, эти препятствия для точного знания о местоположении отверстия могут приводить к неточному измерению r и, следовательно, неточному вычислению скорости потока. Эксперименты продемонстрировали, что ошибка всего лишь в один миллиметр в местоположении отверстия может приводить к значительной ошибке при вычислении скорости потока через место протечки. Кроме того, известно, что многие регургитирующие клапаны имеют не отдельную точечную протечку, но протечку через щель вследствие неточного закрытия клапана. Предположение о том, что протечка вызывается отдельным точечным отверстием в клапане, может таким образом быть необоснованным.

Соответственно, желательным является получение способа и устройства для количественного определения скорости потока и объемного расхода регургитации митрального клапана, которые устраняют вышеуказанные ограничения метода PISA. Целью настоящего изобретения является правильное определение точного местоположения регургитационного отверстия клапана. Следующей целью настоящего изобретения является проведение ряда измерений, которые не подвержены влиянию доплеровского угла в каждом местоположении измерения. Следующей целью настоящего изобретения является возможность идентифицировать и количественно выражать регургитацию митрального клапана, вызываемую не только отдельной точечной протечкой, но также щелью вдоль линии закрытия клапана.

В соответствии с принципами настоящего изобретения ультразвуковая диагностическая система визуализации и способ описаны для количественного выражения регургитирующего потока крови. Дугообразную (двумерную) или полусферическую (трехмерную) область потока крови определяют поблизости от предполагаемого местоположения протечки митрального клапана на ультразвуковом изображении регургитирующего клапана. Внутренняя граница данной области расположена около или сразу за пределами области наложения, смежной с отверстием протечки, а внешняя граница данной области расположена снаружи и является концентричной с внутренней границей. В отношении регургитирующего потока принимаются исходные предположения, включая местоположение регургитационного отверстия. Данные предположения используются для расчета модели поля скоростей регургитирующего потока. Параметры модели корректируют в соответствии с физикой ультразвука и/или настройками ультразвуковой системы, для того чтобы определить ожидаемые векторы скоростей, регистрируемых ультразвуковой системой, V_OBS, в определенной области. Измерения скорости осуществляют посредством ультразвуковой системы в определенной области, и измеренные скорости сравнивают с ожидаемыми скоростями. Вычисляют различия между измеренными и ожидаемыми значениями и, посредством нелинейной аппроксимации кривой, вносят корректировки в одну или несколько величин модели. Данный процесс повторяют итерационно, до тех пор пока ожидаемые и измеренные значения не сойдутся в приемлемой степени. Параметры модели, корректируемые итерационно, можно применять для того, чтобы получать количественное измерение скорости потока или местоположения протекающего отверстия в клапане.

В соответствии со следующим аспектом настоящего изобретения изначально принятое местоположение регургитационного отверстия на ультразвуковом изображении автоматически обновляется посредством вышеизложенного способа, для того чтобы на изображении указывалось фактическое местоположение отверстия. Таким образом, клиницист видит точное местоположение регургитационного отверстия несмотря на присутствие помех на изображении вблизи митрального клапана.

В соответствии с еще одним аспектом настоящего изобретения вышеизложенный метод повторяют во множестве пространственных местоположений вдоль митрального клапана. Совокупный регургитирующий поток, измеренный в пространственных местоположениях, предоставляет показатель регургитирующего потока, вызванного регургитирующей протечкой, происходящей скорее в щели по линии закрытия митрального клапана, а не в отдельном протекающем точечном отверстии.

В соответствии со следующим аспектом настоящего изобретения описаны несколько характеристик фильтров стенок, которые являются предпочтительными для реализации измерения регургитирующего потока в соответствии с настоящим изобретением, включая фильтр стенок с характеристикой, которая достигает максимума при промежуточных скоростях потока, которые часто обнаруживаются в области потока вблизи регургитационного отверстия.

На чертежах:

Фиг. 1 иллюстрирует в виде блок-схемы ультразвуковую диагностическую систему визуализации, сконструированную в соответствии с принципами настоящего изобретения.

Фиг. 2 представляет собой блок-схему, иллюстрирующую функционирование процессора для количественного выражения потока, изображенного на фиг. 1.

Фиг. 3 иллюстрирует ультразвуковое доплеровское изображение регургитирующей струи.

Фиг. 4 иллюстрирует ультразвуковое изображение с изначально принятым местоположением отверстия и автоматически указанным местоположением отверстия в соответствии с настоящим изобретением.

Фиг. 5 иллюстрирует способ количественного выражения регургитирующего потока щели вдоль клапана в соответствии с настоящим изобретением.

Фиг. 6 иллюстрирует характеристику чувствительности фильтра стенок, подходящего для применения в ультразвуковой системе настоящего изобретения.

Во-первых, на фиг. 1 показана ультразвуковая диагностическая система визуализации, сконструированная в соответствии с принципами настоящего изобретения, в виде блок-схемы. На фиг. 1 матрица 10' преобразователей предусмотрена в ультразвуковом датчике 10 для передачи ультразвуковых волн и приема отраженной информации. Матрица 10' преобразователей, предпочтительно, представляет собой двумерную матрицу преобразовательных элементов, способную к сканированию в трех измерениях, например как по высоте, так и по азимуту относительно местоположения митрального клапана для 3D-визуализации. Матрица преобразователей связана с формирователем 12 микролуча в датчике, который контролирует передачу и прием сигналов элементами матрицы. Формирователи микролуча способны по меньшей мере к частичному формированию луча сигналов, принимаемых группами или "сегментами" преобразовательных элементов как описано в патентах США 5997479 (Savord et al.), 6013032 (Savord) и 6623432 (Powers et al.). Формирователь микролуча связан с помощью кабеля датчика с переключателем 16 передачи/приема (T/R), который переключает между передачей и приемом и защищает формирователь 20 главного луча от передаваемых сигналов высокой энергии. Передача ультразвуковых лучей от матрицы 10 преобразователей под управлением формирователя 12 микролуча направляется контроллером 18 передачи, связанным с переключателем T/R и формирователем 20 луча, который принимает вводимую пользователем информацию от интерфейса пользователя или панели 38 управления. Одной из функций, управляемых контроллером передачи, является направление, в котором следуют лучи. Лучи могут следовать прямо вперед (ортогонально) от матрицы преобразователей, или под различными углами для обеспечения более широкого поля обзора.

Сигналы, для которых частично сформированы лучи, создаваемые формирователем 12 микролуча, передаются на формирователь 20 главного луча, в котором сигналы, для которых частично сформированы лучи, от отдельных сегментов элементов объединяются в сигнал, для которого лучи сформированы полностью. Например, формирователь 20 главного луча может иметь 128 каналов, каждый из которых принимает сигнал, для которого лучи сформированы частично, от сегмента из 12 преобразовательных элементов. Таким образом, сигналы, принимаемые более чем 1500 преобразовательными элементами двумерной матрицы, могут эффективно способствовать формированию пучков для отдельного сигнала, для которого сформированы лучи.

Сигналы, для которых сформированы лучи, передаются на сигнальный процессор 22. Сигнальный процессор 22 может обрабатывать принимаемые эхо-сигналы различными способами, такими как полосовая фильтрация, прореживание, разделение компонентов I и Q и разделение гармоник сигналов, которые реализуют разделение линейных и нелинейных сигналов таким образом, чтобы обеспечить определение нелинейных эхо-сигналов, отраженных от ткани и микропузырьков. Сигнальный процессор также может осуществлять дополнительное усиление сигнала, такое как понижение уровня спеклов, смешивание сигналов и подавление шумов.

Обработанные сигналы передаются на процессор 26 B-режима и доплеровский процессор 28. Процессор 26 B-режима использует определение амплитуды для визуализации структур в теле, таких как ткань сердечной стенки, митральный клапан и клетки крови. Изображения структуры тела в B-режиме могут быть получены или в режиме работы на гармониках, или в базовом режиме, или в комбинации обоих режимов, как описано в патенте США 6283919 (Roundhill et al.) и в патенте США 6458083 (Jago et al.). Доплеровский процессор 28 обрабатывает разделенные во времени сигналы от ткани и потока крови для обнаружения движения веществ, такого как поток клеток крови, в поле изображения. Доплеровский процессор, как правило, использует фильтр стенок с параметрами, которые могут быть установлены так, чтобы пропускать и/или отклонять эхо-сигналы, отраженные от выбранных типов материалов в теле. Например, в фильтре стенок может быть установлена характеристика полосы пропускания, благодаря которой пропускается сигнал относительно низкой амплитуды от материалов с более высокой скоростью, в то же время отклоняются относительно сильные сигналы от материала с более низкой или нулевой скоростью. Благодаря такой характеристике полосы пропускания будут пропускаться сигналы от текущей крови, в то же время отклоняться сигналы от расположенных поблизости неподвижных или медленно движущихся объектов, таких как стенка сердца. Благодаря обратной характеристике будут пропускаться сигналы от движущейся ткани сердца, в то же время отклоняться сигналы потока крови, для так называемой доплеровской визуализацией ткани, обнаружения и отображения движения ткани. Доплеровский процессор принимает и обрабатывает последовательность дискретных во времени эхо-сигналов от различных точек на поле изображения, последовательность эхо-сигналов от конкретной точки называется ансамблем. Ансамбль эхо-сигналов, принятых в быстрой последовательности за относительно короткий интервал, можно использовать для оценки частоты доплеровского сдвига текущей крови с установлением соответствия между доплеровской частотой и скоростью, указывающего скорость потока крови. Ансамбль эхо-сигналов, принятых за продолжительный период времени, используют для определения скорости медленно текущей крови или медленно движущейся ткани. Для определения митральной регургитации быстро возникающей струи обычно применяют малые длины ансамбля (меньшее число выборок), так что можно получать высокую частоту получения кадров. Доплеровский сдвиг Δf может быть определен с помощью уравнения вида , где f₀ представляет собой частоту передачи, c представляет собой скорость распространения ультразвука, v представляет собой скорость, а θ представляет собой угол между направлением луча и направлением потока крови.

Сигналы от структур и сигналы движения, получаемые с помощью процессора B-режима и доплеровского процессора, передаются на преобразователь 32 развертки и устройство 44 многоплоскостного переформатирования. Преобразователь развертки упорядочивает эхо-сигналы в пространственной взаимосвязи, в которой они получены, в требуемом формате изображения. Например, преобразователь развертки может приводить эхо-сигнал в двумерный (2D) формат в форме сектора или в пирамидальное трехмерное (3D) изображение. Преобразователь развертки может накладывать на изображение структуры, полученное в B-режиме, цвета, соответствующие движению в точках на поле изображения, в соответствии с расчетными доплеровскими скоростями, для того чтобы получить цветовое доплеровское изображение, которое изображает движение ткани и потока крови в поле изображения. Устройство многоплоскостного переформатирования будет преобразовывать эхо-сигналы, полученные от точек в общей плоскости в объемной области тела, в ультразвуковое изображение этой плоскости, как описано в патенте США 6443896 (Detmer). Устройство 42 объемной визуализации преобразует эхо-сигналы набора 3D-данных в перспективное 3D-изображение, как оно выглядит из заданной опорной точки, как описано в патенте США 6530885 (Entrekin et al.). 2D или 3D-изображения передаются от преобразователя 32 развертки, устройства 44 многоплоскостного переформатирования и устройства 42 объемной визуализации на процессор 30 изображений для дальнейшего усиления, буферизации и временного хранения для отображения на графическом дисплее 40.

В соответствии с принципами настоящего изобретения значения скоростей потока крови, полученные с помощью доплеровского процессора 28, передаются на процессор 34 количественного выражения потока. Процессор количественного выражения потока работает, как описано ниже, для того чтобы получить показатель скорости потока через регургитационное отверстие, объемный расход через данное отверстие и пространственное местоположение данного отверстия. Процессор количественного выражения потока может принимать вводимую информацию от пользовательской панели 38 управления, например, начальную оценку местоположения отверстия, как описано ниже. Выходные данные от процессора количественного выражения потока передаются на графический процессор 36 для воспроизведения выходных данных от данного процессора с помощью изображения на дисплее 40. Графический процессор 36 также может создавать накладывающиеся графические элементы для отображения с использованием ультразвуковых изображений. Данные накладывающиеся графические элементы могут содержать стандартную идентификационную информацию, такую как имя пациента, дату и время изображения, параметры визуализации и тому подобное. Для данных целей графический процессор принимает вводимую информацию от пользовательского интерфейса 38, такую как набранное на клавиатуре имя пациента. Пользовательский интерфейс также связан с контроллером 18 передачи для управления генерированием ультразвуковых сигналов от матрицы 10' преобразователей и, следовательно, изображений, создаваемых матрицей преобразователей и ультразвуковой системой. Пользовательский интерфейс также связан с устройством 44 многоплоскостного переформатирования для выбора и управления отображением множества многоплоскостных переформатированных (MPR) изображений, которые можно использовать для количественного определения регургитирующего потока на MPR-изображениях в соответствии с настоящим изобретением, как описано ниже.

Фиг. 2 описывает работу процессора для количественного выражения потока, изображенного на фиг. 1. Данный процессор основан на математической модели поля скоростей потока в точках выборки в пределах зоны включений, как описано ниже. В варианте осуществления с 2D-изображенями зона включений, предпочтительно, представляет собой изогнутую полоску, ограниченную двумя дугами с центром в местоположении регургитационного отверстия {x₀, y₀, z₀}. В варианте осуществления с 3D-изображениями изогнутая полоска имеет форму полусферической оболочки, что рассмотрено в связи с фиг. 3 ниже. В предпочтительном варианте осуществления данная модель представляет собой векторную модель распределения скоростей поля скоростей потока в виде

или

где для вектора потока, и r представляет собой расстояние от точки (x, y, z) в трехмерных координатах в зоне включений до регургитационного отверстия, при этом отверстие имеет координаты {x₀, y₀, z₀} в трехмерном пространстве. Это означает, что расстояние r, выражаемое векторно, для того чтобы указывать направление на отверстие, имеет вид

В блоке 50 фиг. 2 таким образом моделируется скорость потока каждой точки в зоне включений. Изначально модель может начинаться с предполагаемых или расчетных значений неизвестных параметров, включая поток и местоположение {x₀, y₀, z₀} регургитационного отверстия. Например, модель может начинаться с параметров, которые являются номинально типовыми для регургитирующего потока. Пользователь может вводить параметры, например посредством указания предполагаемого местоположения регургитационного отверстия на ультразвуковом изображении. Или можно использовать известный метод, такой как PISA, для того чтобы вычислять значения, используемые в качестве исходных параметров поля скоростей потока.

Модель поля скоростей потока аппроксимирует векторы скоростей, которые будут точными, если известны истинные векторы физиологических скоростей. Векторы скоростей, аппроксимированные с помощью данной модели, указаны на выходе блока 50 как ~V_TRUE. Затем блок 52 накладывает определенные ограничения и поправки для ~V_TRUE, обусловленные практическими факторами, такими как физика ультразвука и параметры функционирования применяемой ультразвуковой системы. Модель поля скоростей потока затем корректируется или масштабируется, для того чтобы учесть данные практические факторы при рассмотрении фактических значений скоростей, которые регистрируются ультразвуковой системой. Одним из практических факторов, для которого можно осуществлять коррекцию, является доплеровский угол. Как упомянуто выше, доплеровские измерения, осуществляемые ультразвуковой системой, являются абсолютно точными только тогда, когда направление потока совпадает с направлением ультразвукового луча, доплеровский угол равен нулю. Для всех остальных углов между направлением луча и направлением потока скорость оказывается заниженной. В уравнении доплеровского сдвига, представленном выше, доплеровский угол взвешивается в результате членом cosθ, где θ представляет собой доплеровский угол. Другим практическим фактором ультразвуковой системы является смещение фильтра стенок. Доплеровский фильтр стенок, как правило, имеет нелинейную характеристику, которая для обнаружения потока крови имеет нулевой отклик при DC (отсутствие движения) и возрастает до максимального отклика на выбранной высокой частоте ±f. Альтернативно, фильтр стенок может иметь максимальный отклик на частоте ниже частоты, обусловленной пределом Найквиста частоты выборки ансамбля, что рассмотрено ниже. Объем выборки в теле, в котором измеряют доплеровский сдвиг, представляет собой не отдельную точку в теле, но имеет конечный размер, что приводит к отражению доплеровских сигналов, указывающих на диапазон скоростей. Неравномерный отклик фильтра стенок может привести к большему усилению разброса скоростей в различных местах амплитудно-частотной характеристики, например, более высокие скорости будут сильнее выделены, чем более низкие скорости. Такой неравномерный отклик может привести к сдвигу наблюдаемого центра разброса скоростей, называемому смещением фильтра стенок. Эффект смещения фильтра стенок также можно учесть посредством корректировки модели. Другим связанным с этим фактором, который может быть принят во внимание, является разброс спектральных характеристик, эффект доплеровского уширения спектра, возникающий в результате различных путей и углов от объема выборки до каждого принимающего элемента активной апертуры матричного преобразователя. Смотри патент США 5606972 (Routh). Еще одним фактором, который может быть принят во внимание, являются эффекты артефактов наложения, неверная регистрация доплеровских частот и скоростей, когда движение потока крови происходит со скоростью, превосходящей скорость, которую можно однозначно обнаружить с помощью предела Найквиста частоты выборки ансамбля эхо-сигналов. В блоке 52 учитываются подобные факторы посредством корректировки с помощью скалярного произведения модели поля скоростей потока, которая, для моделей, описанных ранее, может иметь вид

где представляет собой векторное представление физических факторов и факторов ультразвуковой системы, для которых осуществляется корректировка. Результатом, как показано на фиг. 2, является V_OBS, при этом модель корректируется с учетом ожидаемых эффектов и того, что следует ожидать в сигналах, измеренных ультразвуковой системой.

Компаратор 54 сравнивает ожидаемые значения скоростей из модели поля скоростей потока, V_OBS, с фактическими результатами измерений скорости в точках (объемах выборки) в поле, V_MEAS, производимыми доплеровским процессором 28. В блоке 56 различия между ожидаемыми и полученными значениями возводятся в квадрат, для того чтобы получить параметр ошибки для каждой точки. Параметры ошибки интегрируются по всей зоне включений, которая может быть одномерной (например, 1D линия), двумерной (например, 2D дугообразная область), или трехмерной (например, 3D полусферическая оболочка) зоной включений, для того чтобы получить среднеквадратический параметр ошибки для всей зоны. Затем параметр ошибки используют, для того чтобы корректировать параметры модели поля, такие как r и скорость потока для обеспечения уменьшения измеряемого впоследствии параметра ошибки. Предпочтительным методом корректировки является применение аппроксимации нелинейных кривых, для того чтобы изменять модель в направлении уменьшения ошибки. Одним таким методом аппроксимации нелинейных кривых, который можно применять, является алгоритм Левенберга-Маркварта, который уточняет координаты местоположения регургитационного отверстия и потока или скорость потока (Q_t) поля в направлении или через отверстие.

Цикл на фиг. 2 итерационно повторяется, для того чтобы уменьшить параметр ошибки. С каждым проходом цикла более точно согласованная модель поля корректируется и сравнивается с результатами измерений ультразвуковых скоростей в области принятия, и параметр ошибки итерационно уменьшается. Когда параметр ошибки уменьшается до приемлемого низкого значения, модель демонстрирует требуемые фактические измерения местоположения отверстия и потока крови через отверстие. Данные параметры, и другие, если требуется, формируются в виде выходных данных процессором 34 количественного выражения потока и представляются на дисплей для пользователя.

Фиг. 3 представляет собой схематичное ультразвуковое 2D-изображение, иллюстрирующее осуществление настоящего изобретения для измерения регургитации митрального клапана. Линия 100 представляет плоскость митрального клапана, в которой существует регургитационная протечка через отверстие O. Когда сокращается левый желудочек, струя 102 крови просачивается назад в правое предсердие. В способе PISA эту струю исследуют доплеровским лучом 110, проходящим через отверстие O. Патент США 6719697 (Li) представляет усовершенствование метода PISA, в котором получают цветовое отображение в M-режиме за время сердечного цикла из местоположения доплеровского луча 110. Процессор цветового доплеровского отображения настраивают на пределы отображения, указанные с помощью цветной полоски 120 на правой стороне изображения, проходящей от центральной точки отсчета, соответствующей нулевой скорости (BK=черный), до максимальных скоростей +V и -V в противоположных направлениях. Диапазон цветов (Y=желтый; DR - темно красный; и т.д.) отображается в соответствии с этим диапазоном скоростей. Наложение спеклов имеет место, когда измеряемая скорость превышает пределы Найквиста, равные +V и -V. К отверстию непосредственно примыкает область 104 схождения потока (FCR). За пределами области схождения потока находится область 112 принятия (S), используемая воплощением настоящего изобретения.

Как метод PISA, так и настоящее изобретение основаны на предположении о том, что регургитирующий поток в левом желудочке около отверстия сходится и течет по направлению к местоположению отверстия О. Это указано векторами потока , и в области S принятия. Но, как показывает направление доплеровского луча 110, в действительности не все векторы потока будут ориентированы одинаково с направлением луча, даже при использовании изменяющихся углов луча секторного датчика с фазированной антенной решеткой. Следовательно, будут иметь место доплеровские углы различной величины для разных векторов потока, что учитывается корректировкой доплеровских углов в модели поля скоростей потока в блоке 52 на фиг. 2, как описано выше.

Цветовое доплеровское изображение FCR 104 будет хаотичным и беспорядочным. Это вызвано тем, что пространственная ориентация клеток крови и скорость потока крови изменяются очень быстро в данной области, поскольку поток крови изменяет направление и кратковременно ускоряется в направлении отверстия О во время систолического сокращения. Выборки ансамбля, полученные во время данного интервала, часто не согласованы друг с другом, что нарушает корреляцию в ансамбле, от которой зависят обычные процессоры доплеровских вычислений. В результате, несмотря на то, что поток в пределах FCR может быть в целом ламинарным, цветовое отображение кровотока может представлять собой отображение сильно турбулентного потока и артефакта наложения. Внутреннюю границу 108 области S принятия предпочтительно устанавливают за пределами области 104 схождения потока, для того чтобы избежать использования хаотичных оценок скорости от FCR. Одним подходом к установлению границы 108 является установление ее у границы перепада скоростей или за ней. Это можно сделать визуально на основании цветового отображения кровотока или автоматически на основании порога перепада скоростей.

Внешнюю границу 106 области принятия можно устанавливать в зависимости от измеряемых скоростей. Хотя скорости регургитирующего потока относительно высоки около отверстия, они постепенно становятся ниже при увеличении расстояний от отверстия. Внешнюю границу 106 можно устанавливать на расстоянии от отверстия О, на котором низкие доплеровские скорости еще можно достоверно измерять. Его можно определять в зависимости от процентной доли от предела Найквиста или в зависимости от низкой скорости потока, такой как 5 мм/с. Внешнюю границу 106, таким образом, можно устанавливать на расстоянии, на котором доплеровским процессором еще может быть реализована приемлемая чувствительность к слабым потокам.

Область 112 принятия в примере на фиг. 3 выглядит как двумерная дугообразная область S с центром вращения у отверстия О. Настоящее изобретение может применяться в одном, двух или трех измерениях. Одномерные воплощение и модель могут учитывать только сегмент линии 110 луча, которая расположена, например, между дугами 108 и 106. Двумерное воплощение является воплощением, при котором осуществляется выборка в области принятия, которая является плоской, такой как область 112 принятия на фиг. 3. Трехмерное воплощение рассматривает дугообразную область принятия, такую как 112, но в целой полусфере с центром у отверстия. Более высокая точность ожидается с двумерным и трехмерным воплощениями. Предпочтительное воплощение использует зонд 3D-визуализации с двумерным матричным преобразователем, как показано на фиг. 1, со сбором данных и моделированием, осуществляемыми в оболочке полусферического или четверть сферического объема около отверстия. Более высокая частота кадров может быть достигнута с двумерной визуализацией, в случае которой кадр MPR, проходящей через отверстие и струю, можно выбирать из объема, сканируемого с помощью 3D-датчика, с применением устройства 44 многоплоскостного переформатирования. Требуемую плоскость можно многократно сканировать с высокой частотой кадров сбора данных, и произведенные с двумерной областью принятия измерения скоростей и вычисления потока видны на 2D MPR-изображении.

Несмотря на то, что могут существовать области принятия, из которых поток сходится по круговой схеме в направлении отверстия, как показано на фиг. 3, было обнаружено, что в некоторых случаях имеют место иные некруговые схемы. Другими словами, векторы потока, направленные к отверстию, могут быть расположены по схеме, отличающейся от дуги правильного круга. Вместо изображенной на фиг. 3 круглой формы область принятия может иметь параболическую или сплюснутую круговую форму. В трехмерных воплощениях область принятия может представлять собой параболоид или сплющенную сфероидную оболочку. Форма области принятия, то есть площадь или объем, в которых скорости измеряются в сравнении с моделью, может динамически изменяться во время итерационных прохождений цикла обработки, показанного на фиг. 2, так что данный способ будет приспосабливаться и сходиться к области принятия другой формы, чем использованная в изначальной модели.

Как упоминалось ранее, для клинициста часто сложно правильно определить местоположение очень маленького регургитирующего отверстия на ультразвуковом изображении. Когда сердце не сокращается, отверстие отсутствует, а когда оно присутствует, его местоположение искажается артефактами визуализации возникающей турбулентности, как например вблизи области схождения потока. В соответствии со следующим аспектом настоящего изобретения воплощение настоящего изобретения может автоматически указывать местоположение протекающего отверстия на ультразвуковом изображении. Фиг. 4 иллюстрирует ультразвуковое изображение, на котором элементы, описанные ранее в связи с фиг. 3, имеют те же самые номера позиций. Данное изображение также содержит небольшой квадрат 130, который помещен на изображение клиницистом в начале диагностики, для того чтобы указать предполагаемое местоположение регургитационного отверстия. Клиницист манипулирует органом управления панели 38 управления, таким как трекбол, для помещения пиктограммы 130 в том месте на изображении, в котором, как полагает клиницист, расположено отверстие. Координаты указанной пиктограммы 130 отверстия используются для того, чтобы запустить работу процессора количественного выражения потока, показанного на фиг. 2, причем данные координаты используются в качестве исходных координат отверстия в математической модели блока 50. Процессор 34 итерационно уточняет моделируемые значения векторов скоростей потока в направлении местоположения отверстия в ответ на получение измеренных значений скоростей V_MEAS. Обнаружено, что вертикальное размещение местоположения отверстия оказывает наибольшее воздействие на сходимость моделируемых векторов скоростей с измеренными значениями скоростей. Когда сердце сокращается во время систолы, движение сокращения заставляет митральный клапан двигаться вертикально на изображении в направлении центра левого желудочка. Таким образом, естественное сократительное движение сердца может представлять собой источник наибольшей ошибки при оценке регургитационного потока. Процессор 34 итерационно уточняет местоположение отверстия, для того чтобы уменьшить вызываемое ошибкой расхождение между измеренным и расчетным значениями скоростей в поле скоростей потока (область S принятия) между границами 106 и 108. По мере того, как процессор количественного выражения потока выполняет итерации для схождения к истинным координатам отверстия, окончательно определенные координаты используются процессором 34 количественного выражения потока и графическим процессором 36 для автоматического перемещения пиктограммы 130 отверстия на вычисленные координаты на изображении. Альтернативно, графический процессор будет помещать другую (расчетную) пиктограмму 132 отверстия на дисплей в истинные координаты местоположения, определенные посредством итерационной корректировки модели. Как упоминалось ранее, ошибка в расположении отверстия всего лишь на 1 мм может значительно повлиять на вычисления скорости потока и объемного расхода через отверстие, причем объемный расход представляет собой интеграл скорости потока за время, в течение которого сокращается сердце (приблизительно 1/3 сердечного цикла). Объем потока достигает максимума приблизительно на середине систолического интервала. На фиг. 4 видно, что система поместила расчетную пиктограмму 132 отверстия в его истинном местоположении в поле изображения, которое отличается от первоначальной оценки местоположения отверстия клиницистом. Когда ультразвуковое исследование осуществляют с 2D-визуализацией, координаты отверстия обычно являются декартовыми координатами (x, y, z). Когда применяют 3D-визуализацию, обычно используют сферическую (r, θ, φ) систему координат. Кроме того, как видно на ультразвуковом изображении на фиг. 4, область S принятия графически выделена на отображаемом ультразвуковом изображении, и любая модификация формы области принятия, как рассмотрено выше, включена в отображаемую форму и графическое выделение области принятия на дисплее.

Как упоминалось выше, регургитационные отверстия не всегда существуют в виде отдельных точечных протечек в закрытом клапане. Протечки могут производиться щелевыми отверстиями или несколькими небольшими протечками. Фиг. 5 представляет собой иллюстрацию применения воплощения настоящего изобретения для оценки скорости потока и объемного расхода щелей и нескольких протечек в месте закрытия клапана. Как показано на фиг. 5, способ настоящего изобретения осуществляют для ряда местоположений отверстий, расположенных вдоль протекающего митрального клапана 100'. Эти отдельные местоположения точечных отверстий можно использовать для моделирования сложных щелеподобных отверстий или множества отверстий в закрытом клапане. Фиг. 5 демонстрирует пример трех таких определений, каждое со своей собственной областью принятия, показанной внешними границами 106, 106' и 106" зон, и векторы потока (показанные небольшими стрелками), направленные в сторону схождения к различным местоположениям отверстий вдоль клапана 100'. Векторное поле скоростей, относящихся к каждому точечному отверстию, объединяют векторно с другими отверстиями, так что определяют единую совокупную область принятия вместе с единым совокупным векторным полем скоростей. Для нескольких отверстий совокупное векторное поле скоростей далее аппроксимирует истинные векторы физиологических скоростей (~Vtrue, выход блока 50 на фиг. 2). Обработка совокупного векторного поля скоростей дает скорость потока или объемный расход всех точечных отверстий, соответствующих всей щели вдоль места закрытия митрального клапана. Несмотря на то, что на фиг. 5 приведен пример векторного поля скоростей, создаваемого тремя точечными отверстиями, можно использовать любое количество отверстий, для того чтобы адекватно моделировать щель. Области принятия, используемые для каждого измерения, можно объединять, как показано на фиг. 5, поскольку поток, который определяют для совокупных отверстий, представляет собой векторный поток, направленный к единственному отверстию или месту вдоль щели. В трехмерном воплощении линия измерений не ограничена прямой линией в плоскости, но может следовать нелинейной траектории вдоль места закрытия створок митрального клапана.

Фиг. 6 иллюстрирует характеристики чувствительности двух доплеровских фильтров стенок, которые могут использоваться в воплощении настоящего изобретения. Координаты по оси абсцисс графика на фиг. 6 приведены в единицах пределов Найквиста выборочных данных фильтра стенок, где пределы, равные +1 и -1, представляют собой нормализованные пределы Найквиста фильтра, соответствующие скоростям потока крови. Положение ноль (DC или отсутствие потока) находится в центре. Координаты по оси ординат указывают относительную амплитудную характеристику фильтра. Кривая 140 характеристики является типичной кривой характеристики фильтра стенок для измерения потока крови, и может использоваться в воплощении настоящего изобретения. Данная характеристика имеет нулевой отклик в центре, что приводит к отсутствию отклика на неподвижные объекты, такие как неподвижные стенки сосудов. Видно, что характеристика постепенно возрастает по мере того, как кривая удаляется от нуля, с максимальным откликом у пределов Найквиста для потоков с наибольшими скоростями, детектируемыми без наложения в выбранном интервале выборки. В результате данная амплитудно-частотная характеристика наиболее чувствительна в потоку при наибольших скоростях потока.

Кривая 150 отклика представляет собой кривую, которая часто является предпочтительной для фильтра стенок в воплощении настоящего изобретения. Видно, что отклик данной кривой 150 имеет максимум при относительно высокой, но промежуточной частоте выборки, превосходящей только ±0,5 предела Найквиста, предпочтительно в диапазоне от 1/2 до 2/3 предела Найквиста, и спадает до нулевому отклику у пределов Найквиста. Данная характеристика фильтра разработана для того, чтобы получить большую чувствительность к более низким скоростям потока, которых можно ожидать около внешней границы 106 области S принятия. Целесообразно сместить низкую чувствительность на поток с низкой скоростью, что происходит из-за коротких ансамблей, как правило применяемых для цветовой визуализации регургитирующего потока. Это можно наблюдать по большему отклику кривой 150 к более низким скоростям около центра графика. Хотя видно, что кривая 150 спадает до нуля у пределов Найквиста, эта потеря чувствительности при высоких скоростях обычно приемлема, когда она образуется ценой более высокой чувствительности к потокам с низкой скоростью.

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к ультразвуковым средствам измерения регуртирующего потока. Способ включает этапы, на которых принимают указание выбора местоположения первого отверстия в сердце, передают ультразвуковые волны к нему, получают ультразвуковые эхо-сигналы, обрабатывают эхо-сигналы для получения количественного выражения для потока через первое отверстие. Затем принимают указание выбора местоположения второго отверстия в сердце, передают ультразвуковые волны к нему, получают ультразвуковые эхо-сигналы, обрабатывают эхо-сигналы для получения количественного выражения для расхода потока или объемного расхода через второе отверстие и векторно объединяют количественные выражения для расхода потока или объемного расхода через первое и второе местоположения отверстий. Система содержит ультразвуковой датчик с матрицей преобразователей для передачи ультразвуковой энергии и приема ультразвукового эхо-сигнала из местоположений первого и второго отверстий в сердце, процессор изображений, реагирующий на получаемый эхо-сигнал, доплеровский процессор, процессор для количественного определения потока, выполненный с возможностью получения измерения поля скоростей потока вблизи каждого из местоположений и векторного объединения количественных выражений для расхода потока или объемного расхода, и устройство отображения. Использование изобретения позволяет повысить точность определения местоположения регуртитационного отверстия клапана. 2 н. и 13 з.п. ф-лы, 6 ил.

1. Способ измерения регургитирующего потока из нескольких или щелевых отверстий, включающий в себя этапы, на которых:
принимают указание выбора местоположения первого отверстия в сердце;
передают ультразвуковые волны к местоположению первого отверстия;
получают ультразвуковые эхо-сигналы вблизи местоположения первого отверстия;
обрабатывают эхо-сигналы для получения количественного выражения для потока через местоположение первого отверстия;
принимают указание выбора местоположения второго отверстия в сердце;
передают ультразвуковые волны к местоположению второго отверстия;
получают ультразвуковые эхо-сигналы вблизи местоположения второго отверстия;
обрабатывают эхо-сигналы для получения количественного выражения для расхода потока или объемного расхода через местоположение второго отверстия; и
векторно объединяют количественные выражения для расхода потока или объемного расхода через первое и второе местоположения отверстий.

2. Способ по п. 1, в котором первый этап обработки дополнительно содержит доплеровскую обработку эхо-сигналов для определения векторов потока в направлении местоположения первого отверстия; и
в котором второй этап обработки дополнительно содержит доплеровскую обработку эхо-сигналов для определения векторов потока в направлении местоположения второго отверстия.

3. Способ по п. 1, в котором первый этап получения дополнительно содержит получение ультразвуковых эхо-сигналов из двумерной зоны приема, ближайшей к местоположению первого отверстия; и
в котором второй этап получения дополнительно содержит получение ультразвуковых эхо-сигналов из двумерной зоны приема, ближайшей к местоположению второго отверстия.

4. Способ по п. 3, в котором каждая зона приема имеет форму дуги с центром кривизны по существу около местоположения первого или второго отверстия.

5. Способ по п. 3, в котором две зоны приема пространственно перекрываются.

6. Способ по п. 1, в котором первый этап получения дополнительно содержит получение ультразвуковых эхо-сигналов из трехмерной зоны приема, ближайшей к местоположению первого отверстия; и
в котором второй этап получения дополнительно содержит получение ультразвуковых эхо-сигналов из трехмерной зоны приема, ближайшей к местоположению второго отверстия.

7. Способ по п. 6, в котором каждая зона приема имеет полусферическую форму с центром кривизны по существу около местоположения первого или второго отверстия.

8. Способ по п. 6, в котором две зоны приема пространственно перекрываются.

9. Способ по п. 1, в котором местоположения как первого, так и второго отверстия содержат местоположение точечной протечки закрытого митрального клапана.

10. Способ по п. 1, в котором местоположения как первого, так и второго отверстия содержат местоположение щелевой протечки закрытого митрального клапана.

11. Способ по п. 1, в котором объединение дополнительно содержит суммирование множества измерений потока для множества отверстий и отображение количественного выражения общего расхода потока или объемного расхода для нескольких или щелевых отверстий.

12. Диагностическая ультразвуковая система для измерения регургитирующего потока из нескольких или щелевых отверстий, содержащая:
ультразвуковой датчик с матрицей преобразователей для передачи ультразвуковой энергии и приема ультразвукового эхо-сигнала из местоположения первого отверстия и местоположения второго отверстия в сердце;
процессор изображений, реагирующий на получаемый эхо-сигнал, для получения ультразвукового изображения местоположений первого и второго отверстий регургитирующего потока;
доплеровский процессор, реагирующий на получаемый эхо-сигнал вблизи каждого местоположения, для получения доплеровских ультразвуковых измерений скорости потока крови вблизи каждого из местоположений;
процессор для количественного выражения потока, выполненный с возможностью получения измерения поля скоростей потока вблизи каждого из местоположений и векторного объединения количественных выражений для расхода потока или объемного расхода через первое и второе местоположения отверстий; и
устройство отображения, связанное с процессором изображений и процессором для количественного выражения потока, для отображения ультразвукового изображения местоположений регургитирующего потока и суммарных измерений.

13. Диагностическая ультразвуковая система по п. 12, в которой каждое поле скоростей потока содержит векторы потока, относящиеся к местоположению конкретного отверстия.

14. Диагностическая ультразвуковая система по п. 12, в которой каждое поле скоростей потока является двумерным.

15. Диагностическая ультразвуковая система по п. 12, в которой каждое поле скоростей потока является трехмерным.