心腔壁增厚的量化和显示的制作方法

专利名称：心腔壁增厚的量化和显示的制作方法
技术领域：
本发明涉及医疗诊断超声系统，具体而言，涉及执行超声心动图定量 测量的超声系统。
背景技术：
存在很多种用于对心腔功能进行定量的方法。指示心肌梗塞和射血分 数的心室壁运动是超声心动图仪(echocardiographer)的基本诊断工具。这 些诊断工具要求，在心动周期上在一系列图像上界定并跟踪心室，从而完 成对所描绘出的心肌和心室的测量。用于在超声图像中描绘出心壁的技术 包括(例如)对血液组织界面的自动边界跟踪和用于对收縮速度进行定量 的心壁运动的组织多普勒成像，及其他。用于描绘和跟踪心肌运动的能力 对于诊断心脏电刺激的同步性也很重要，其中，所述心脏电刺激又被称为 机电换能。由通过心肌中肌肉细胞内的钠和钾通道传递的电化学信号命令 心脏收縮。散布于整个心肌上的这些信号应当命令心肌细胞在同一时刻收 縮。在其发生时，心脏从松弛的全容积状态收縮至收縮后的最小容积，从 而通过每次心搏泵送最大容积的血液。这是健康心脏的特点。但是，在刺 激这一收縮的信号使得心脏的不同区域在不同时刻收縮时，那么这种不规 律的收縮所泵送的血液的容积将小于所述最大血液容积，从而使效率降低， 并使心脏随着时间的推移而疲劳。希望能够对这种状况加以诊断，从而在 有必要的时候实施必要的治疗措施，所述措施通常是植入设置为迫使进行 同步收縮的具有导线的起搏器。将这种诊断及其治疗称为心脏再同步治疗 或CRT。
能够影响心脏的机电换能的疾病状况为左束支传导阻滞。在心脏电脉
5冲的传输受到延迟或者未能沿主要的左束支的快速传导纤维或者左前分支 和左后分支二者内的快速传导纤维得以传导时，将发生左束支传导阻滞。 其可能通过从右心室扩展到左心室的细胞到细胞的传导而导致左心室缓慢 去极化。这一状况导致了心室收縮的同步性的丧失以及由此产生的来自心 室的射血量的不足。相应地，希望能够有效并且准确地标识这种诸如心壁 增厚的状况的指征和效应，并对其进行定量。到目前为止， 一直是通过专 家的主观测量来评估心壁增厚的。
标识心壁增厚需要描绘出心内膜和心外膜。目前，没有什么可靠的方 法能够通过常用的提取图像梯度的办法提取出心外膜边界。此外，尽管理 论上能够通过组织多普勒方法评估心壁增厚，但是多普勒效应受到声束的 取向限制，因而所检测的速度与运动方向和询问超声束的方向之间的关系 成比例地变化。例如，如果心肌与声传输线(波束方向)成直角运动，那 么将检测不到任何运动。而且，多普勒方法只能间接测量增厚。所述方法 通过测量速度确定位移，进而确定增厚，其中，要对所述速度进行积分， 而这将引入噪声和潜在的误差。因而，希望能够直接标识出心肌壁增厚， 并对其进行定量。

发明内容
根据本发明的原理，对于处于心动周期内的某一点处的帧而言，采用
心内膜和心外膜上的点界定处于心脏超声图像内的感兴趣区域(ROI)。之 后，在该心动周期内对这些点进行散斑/纹理跟踪。针对每一帧计算对应的 心内膜和心外膜跟踪点之间的距离，从而得到长度和Lagrangian应变或者 相对于初始值的其他长度分数变化的直接量度。两种量度均为对心壁增厚 的直接测量，可以以作为时间的函数的图形对其予以显示。本发明的技术 不限于梯度检测法(血液组织界面)，其不受组织运动相对于表征多普勒测 量的超声束的角偏差的影响，其能够提供对位移的直接测量，并由此获得 对增厚的直接测量。


在附图中-
6图1通过方框图的形式示出了根据本发明的原理构建的具有自动边界
检测处理器的超声系统；
图2更为详细地示出了图1的超声系统的部分；
图3a-3c示出了用于检测超声图像中左心室的心内膜边界的技术；
图4示出了图3a-3c的技术的扩展，其用于检测超声图像中的左心室的
心外膜边界；
图5借助图形学示出了用于根据本发明的原理测量心壁增厚的超声图
图6示出了根据本发明的另一实施例在心动周期上得到的心壁厚度测 量值的图线。
具体实施例方式
首先，参考图1，其以方框图的形式示出了根据本发明的原理构建的超 声诊断成像系统。包括换能器元件的一维(1D)或二维(2D)阵列412的 探头或扫描头410发射超声波，并接收超声回波信号。在波束形成器420 的控制下执行这一发射和接收，其中，所述波束形成器420对从正在受到 扫描的人体接收到的回波信号进行处理，从而形成来该回波信号的相干束。 在想要呈现多普勒信息时，通过多普勒处理器430对所述回波信息进行多 普勒处理，并将所述经处理的多普勒信息耦合至形成2D或3D多普勒图像 的图像处理器440。对于组织结构的B模式成像而言，通过幅度检测对所 述回波信号进行图像处理，并将其扫描转换为用于显示的预期图像格式。 所述图像经过Cineloq^存储器460，可以从所述存储器将所述图像直接耦 合至视频处理器470，以显示在图像显示器480上。所述Cineloop存储器 还可以用于取得最新获取的实时图像序列，以便对其存储，并供以后的检 查和诊断之用。所取得的图像序列又被称为图像"环(loop)"，其可能分布 于一个或多个心动周期上。如下所述，还可以将所述图像应用于自动边界 检测(ABD)处理器490，该处理器对2D或3D图像进行处理，以界定图 像内的解剖学边界和界限。将所界定的边界以图形形式重叠到耦合至视频 处理器470以供显示的图像上。所述系统可以用于界定并显示Cineloop存 储器460内存储的图像环上的边界，或者显示在对病人进行现场扫描(livescanning)的过程中所生成的实时图像上绘制的边界。
图2是图1的图像处理器440和视频处理器470之间的超声系统的部 分的详细方框图。图像处理器440生成存储于图像数据存储器140内的图 像的扫描线数据。通过由ABD处理器144执行的心室边界检测来分析心脏 图像序列的第一起始点图像，在下文中将对其予以更为详细的说明。当在 该第一图像内界定了所述边界时，由散斑足艮踪器142在接下来的图像中跟 踪所述边界的位置。通过图形处理器148绘制最初界定的边界和接下来的 图像中的边界。通过扫描转换器50将所述序列的超声图像转换为预期的显 示格式(例如，扇形、直线、3D等)，该扫描转换器将以图形的形式显示 出在所述超声图像内界定的边界位置上生成的边界。将具有图形边界重叠 的图像存储在Cineloop存储器460内。之后，将所述图像耦合至视频处理 器470，以供显示。
通过散斑跟踪器142跟踪连续图像的标识边界上的特定点。所述散斑 跟踪器通过由处于这些点的图像位置上的局部组织生成的散斑图案跟踪这 些点的起始解剖学位置。所述散斑跟踪器142标识处于相邻心肌中的参考 点周围的像素区域。保存这些像素的散斑图案，并将其与接下来的图像的 相同区域内的散斑图案进行比较，并且通过块匹配对所述散斑图案进行匹 配，如US专利6442289 (Olsson等)所述。所述匹配的难度和精确度是通 过针对所述匹配建立最大相关性而决定的。因而，能够通过跟踪这些点周 围的散斑图案在不同的图像之间跟踪图像内的参考点位置。在散斑跟踪器 142在新的图像中对参考点定位时，将所述参考点位置耦合至图形处理器 148，从而采用最新标识出的点位置重新绘制出边界，并且针对新的图像生 成图形重叠。对新的图像及其图形重叠进行扫描转换，并将其显示在图像 显示器480上。
在提取心肌边界处的图像梯度时优选采用散斑跟踪，因为其对图像中 的噪声的敏感度较低。此外，与心内膜边界可由相邻的血池(blood pool) 界定这一情况不同，对于心外膜边界而言没有明确定义的梯度。此外，图 像噪声可能引起所描绘的边界的缺失，其将导致所估算的边界看起来更加 深入到心肌内，而不是处于组织边界上。已经找到了一种得到了相当明确 界定的散斑图案，其能够在存在噪声的情况下，在不同的帧之间以合理的准确度进行跟踪。但是，已经发现，所述散斑图案将随时间发生变化。通
过在一心动周期中的所存储图像内在多个位置处播种(seeding)散斑图案 位置能够抵消这一趋势，之后，从两个界定的边界开始在时间上前后跟踪， 从而使漂移的散斑图案收敛。通过采用如下所述的自动或半自动边界检测 技术或者通过人工手动界定边界在(例如)心动周期的开始和结束处描绘 两个边界来执行所述播种。 一旦界定了心内膜边界，那么可以使这一边界 沿所有方向均匀地向外扩展，之后将所述边界人工调整至在所述图像中看 到的心外膜边界。已经找到了能够在80-300帧的帧序列上良好实施的收敛 技术，其中，在一个心动周期内含有30-100帧。
如果不跟踪围绕参考点或者位于参考点之下或者与参考点相邻的心肌 组织中的散斑图案，那么可以认识到，可以通过除散斑跟踪之外的手段， 即，通过跟踪尺寸大于波长的图像特征来跟踪参考点位置。例如，可以跟 踪特定解剖学特征的移动。作为另一个例子，可以跟踪组织纹理。还将认 识到，可以在经扫描前转换或扫描后转换的图像数据中跟踪目标特征。
图3a、 3b和3c示出了对左心室(LV)的边界进行描迹的LV的对比度 增强长轴图像。用户通过通常位于超声系统控制板150上的诸如鼠标或跟 踪球的指示设备或者用于操纵图像上的光标的工作站键盘来指定图像中的 第一界标。在图3a所示的例子中，所指定的第一界标是内侧(medial)(隔 膜)二尖瓣环(MMA)。在用户点击图像中的MMA时，将在图中出现图 形标记，例如，由编号"l"表示的白色对照点。之后，用户指定第二界标， 在这一例子中，所述第二界标为侧面二尖瓣环(lateral mitral annulus) (LMA)，在图3b中，采用编号"2"表示的第二白色对照点对其做出标记。 之后，由ABD处理器生成的线自动连接所述两个对照点，就左心室的这一 长轴视图而言，该线表示二尖瓣平面。之后，用户将指示器移动到心内膜 顶点，即，左心室腔内的最高点。随着用户将指示器移动到图像中的这一 第三界标，左心室心内膜腔的模板形状将动态地追随光标，从而随着所述 指示器寻找LV腔的顶点而发生扭曲和伸展。如图3c中的白线所示，这一 模板被所述第一和第二对照点1和2锚定(anchored),并且经过所述第三 对照点"3"，在用户在顶点处点击指示器时，所述第三对照点被定位在所 述顶点处。在经过定位之后，所述心内膜腔模板提供了如图3c所示的心内膜的近似描迹。在图3c的实施例中，随着指示器接近并指定所述顶点，一 条将左心室分成两半的黑线跟随所述指示器而形成。这条黑线锚定于指示 二尖瓣平面的线的中点和左心室顶点之间，其实质上表示二尖瓣中心和腔 顶点之间的中心线。在商业实现中，所述ABD处理器144是可得到的在板 超声系统(onboard ultrasound system),或者来自Andover， MA的Philips Medical Systems的离线工作站形式，所述离线工作站处于被称为"QLAB^" 的图像分析包内。在美国专利公开文本No. 2005/0075567 (Skyba等)中更 为详细地描述了所述QLAB包的这一特征。可以通过其他手段，例如，美 国专利No. 6491636 (Chenal等)中描述的手段使所述自动边界处理充分自 动化。
根据本发明的另一方面，如图4所示，所述ABD处理器144还能够对 心肌的心外膜边界进行描迹。可以从通过图3a、 3b和3c所示的心内膜标识 步骤开始的连续过程完成心外膜边界描迹。凭借由此界定的心内膜边界， 用户将光标移动到心外膜顶点，即心肌的外表面的最高点。之后，用户点 击所述心外膜顶点，从而确定了标记为"4"的第四对照点的位置。之后， 将自动出现第二描迹，如图4所示，该描迹大致描绘了心外膜边界。如图4 中的所述外侧白色边界线所示的这一第二描迹也被所述第一和第二对照点 锚定，并且经过处于心外膜顶点处的第四对照点。这两条描迹是心肌边界 的大致轮廓。
作为最后的步骤，用户可能想要调整图4所示的描迹，从而使其精确 地勾画心肌边界的轮廓。在每条描迹周围存在很多在图中以"+"号表示的 小的对照点。这些小的对照点的数量和间距为系统设计选项，或者可以是 用户能够设置的变量。采用用户界面或控制面板150上的控制，用户能够 指向这些对照点或在其附近，并且点击和拖动所述轮廓，从而在图像中更 为精确地描绘心肌边界。这一拉伸或拖动边界的过程被称为"橡皮条选择 (rubberbanding)"，在前述专利No. 6491636中对其给出了更为详细的说明， 其中具体参考该专利的图9。作为橡皮条选择的替代，在更为复杂的实施例 中，可以通过图像处理将近似边界自动调节至图像边界，其中，所述图像 处理采用了处于近似的组织边界处或附近的像素的强度信息。在完成之后， 所述边界能够通过在图像中使心肌的图像像素封闭而精确地描绘心肌的界限。
图5示出了由根据本发明的原理构建的超声系统生成的短轴心脏图像。 在所述短轴图像的中央示出了受到心肌12包围的心室10。例如，采用上述 技术或者在US专利No. 5797396 (Geiser等)中描述的技术界定心内膜和 心外膜边界。在心内膜和心外膜边界二者上都界定了若干参考点。在这一 例子中，每一对心内膜和心外膜参考点14、 16包括位于所述短轴视图的独 立半径上的两个点。通过所述图形处理器148生成的以图形的方式绘制的 弦线18连接每一对参考点，其中，所述弦线连接所述点，并且与初始图像 的边界正交。在这一例子中，未显示边界描迹图形；只显示了心内膜和心 外膜参考点14、 16及其连接弦18。在这一例子中，在心肌周围具有连出七 条线的参考点，并且绘出了七条弦线，但是在指定的实现方式中，可以采 用更多或更少的弦，或者由用户利用用户界面150对其予以指定。随着用 户对参考点位置的修改，参考点数据文件146内的参考点位置的值将得到 相应更新。所述弦线在相关参考点之间可以是连续的，或者在所述点之间 可以是分段的，这样能够更为详细的分析线段变化。
由于图像序列在心动周期内在帧与帧之间发生移动，因而随着心肌在 心脏收缩期内收縮，在心脏舒张期内松弛，心内膜和心外膜边界将在图像 之间发生变化。由于对边界位置的散斑跟踪，所述参考点14、 16将持续跟 踪相应边界上的相同位置。随着心肌收縮而从心腔射血，心内膜将相对均 匀地朝向心腔的中央移动，弦18的长度将增大，心内膜到心外膜的厚度也 将增大。之后，如图6中的七条对应的透壁增厚曲线30所示，比较壁厚度 弦的长度变化，其中，所述曲线是通过壁增厚曲线计算器20生成的。在这 一例子中，相对于表示不断变化的心腔容积的声学量化曲线32-38绘制了壁 增厚曲线30。可以如US专利No. 5195521 (Melton Jr.等)中所述生成所述 声学量化(AQ)曲线。在AQ曲线的初始部分32内，该心腔射血，直到达 到最小心腔容积点34为止。在这一时间段内，心壁将增厚，直到达到最大 厚度点40为止。在这一例子中，所有的壁增厚曲线都大致在同一时刻40 处达到最大值，这是健康心脏的特征。如果心脏发生病变，例如，发生梗 塞，那么处于梗塞位置的弦可能不会与处于健康位置的弦同时达到其最大 值，或者由于相邻的健康区域将拖曳梗塞区域，因而将使所述梗塞位置处
ii的弦达到较小的最大厚度，如壁厚度曲线42所示。
从最大收縮点34开始，随着心脏以来自肺部的血液再充满，LV的心 肌将开始在AQ曲线的部分36内松弛，并且壁厚度将下降，如处于这一时 段内的下降的曲线30所示。松弛的心脏将在心脏舒张期的后一部分期间趋 向平稳，直到在左心房收縮时经历了最后的心房"突跳(kick)" 38为止。
所述弦参考点不是必要严格地恰好位于心内膜和心外膜边界上。可以 由位于心肌内与心内膜边界相距一定距离的用户选定数量的参考点14界定 ROI (ROI心内膜)。在心肌内的另一用户选定距离处定义对应的点(ROI 心外膜)。如果希望的话，可以通过手绘的方式对所述ROI点进行加工，从 而使其心内膜点和心外膜点匹配所觉察到的组织区域。使所述点位于所述 组织内的一定距离处，而不是恰好位于所述边界上能够确保其在散斑图案 中的位置更易于实现在心动周期的接下来的帧中的跟踪。所述ROI必须依 靠在心动周期开始时的单帧内的定义，接下来，其将通过由于跟踪而带来 的更新而被重新定义。
作为图6所示的跟踪弦长的变化的替代，或者除此之外，可以通过壁 增厚曲线计算器20计算Lagmngian应变(相对于初始长度的长度分数变 化)，并对其给出图形显示。应变是组织变形的量度，并且是肌肉组织的机 械效应的指示。例如，参考美国专利No. 6537221 (Criton等)。根据本发明 的另一方面，可以显示并分析从心内膜到心外膜的累积应变。如图6所示， 以心室面积、射血分数或者所显示的ECG的参考图作为比较，在图表中， 相对于时间显示出了针对每一对心内膜和心外膜参考点14和16的长度和 应变计算值。在其他实现方式中，可以在图5所示的组织图像中通过颜色 或图解表示以参量图像的形式显示出所述长度和应变变化，从而使临床医 师易于与心肌组织中的位置相关地标识出异常变化。
1权利要求
1、一种用于诊断心壁增厚的超声诊断成像系统，包括探头，其用于向心脏内发射超声波，并接收作为响应的回波；图像处理器，其响应于所述回波，用于生成心肌的图像；心肌壁厚度描绘器，其描绘所述心肌的心内膜和心外膜之间的距离；以及壁厚度分析器，其响应于所描绘的距离，用于生成心肌壁厚度在心动周期的至少一部分内的变化的指示。
2、 根据权利要求1所述的超声诊断成像系统，还包括图像跟踪器，其 用于在经过所述心动周期的至少一部分的帧与帧之间跟踪所描绘的所述距 离。
3、 根据权利要求2所述的超声诊断成像系统，其中，所述图像跟踪器 还包括散斑跟踪器。
4、 根据权利要求2所述的超声诊断成像系统，其中，所述图像跟踪器 还包括解剖学特征跟踪器。
5、 根据权利要求2所述的超声诊断成像系统，其中，所述图像跟踪器 还包括纹理跟踪器。
6、 根据权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述壁厚度分析 器还用于生成跨越所述心肌定向的弦的长度变化的指示。
7、 根据权利要求6所述的超声诊断成像系统，其中，所述壁厚度分析 器还用于生成所述心内膜和心外膜之间的所述距离的变化的指示。
8、 根据权利要求1所述的超声诊断成像系统，还包括解剖学边界检测器，其响应于所述心肌的图像，用于描绘所述心肌的 心内膜边界和心外膜边界，其中，所述壁厚度分析器用于生成所述心内膜边界和所述心外膜边界 之间的变化的指示。
9、 根据权利要求8所述的超声诊断成像系统，其中，所述壁厚度分析 器还用于生成处于围绕心腔的选定位置处所述心内膜边界和所述心外膜边 界之间的变化的指示。
10、 根据权利要求9所述的超声诊断成像系统，其中，所述壁厚度分 析器还用于生成在心动周期的至少一部分上，处于围绕所述心腔的选定位 置处的所述心内膜边界和所述心外膜边界之间的变化的定量量度。
11、 根据权利要求10所述的超声诊断成像系统，其中，所述定量量度 包括图形显示。
12、 根据权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述壁厚度分 析器用于生成跨越所述心肌的至少一部分的应变的指示。
13、 根据权利要求12所述的超声诊断成像系统，其中，所述壁厚度分 析器用于生成跨越所述心肌的至少一部分的Lagrangian应变的指示。
14、 根据权利要求13所述的超声诊断成像系统，其中，所述壁厚度分 析器用于生成在心动周期的至少一部分上跨越所述心肌的至少一部分的 Lagrangian应变的定量量度々
15、 根据权利要求14所述的超声诊断成像系统，其中，所述定量量度 包括图形显示。
16、 一种测量心肌壁厚度的方法，包括在心动周期的至少一部分上获取心肌的超声图像序列； 在所述图像的至少其中之一内界定心内膜和心外膜之间的距离； 在所述心动周期的至少一部分上跟踪所定义的距离的变化；以及 显示在所述心动周期的至少一部分内所述变化的定量量度。
17、 根据权利要求16所述的方法，其中，所述定义距离的步骤还包括 定义多个跨越所述心肌的长度；并且其中，所述跟踪变化的步骤还包括跟踪所定义的长度的变化。
18、 根据权利要求17所述的方法，其中，所述显示步骤还包括显示所 定义的长度的变化的图形显示。
19、 根据权利要求16所述的方法，还包括跟踪所述图像的至少其中之 一内的所述心内膜边界和心外膜边界，其中，所述跟踪步骤还包括在所述心动周期的至少一部分内跟踪所述 心内膜边界和心外膜边界。
20、 根据权利要求19所述的方法，其中，所述跟踪步骤还包括通过散 斑跟踪来跟踪所述心内膜边界和心外膜边界。
全文摘要
描述了用于对心肌壁增厚进行定量和显示的超声成像系统和方法。在一心动周期内定义图像序列中的心内膜边界和心外膜边界，并在所述心动周期内跟踪处于围绕心肌的指定位置处的所述边界之间的距离的变化。优选连同该心动周期中的其他量度一起，例如，连同心腔容积变化、射血分数或ECG波形一起，将所述距离变化以图形格式提供给用户。跨越心肌的弦长度的距离变化提供了对指定位置处壁厚度变化的直接指示。优选通过散斑跟踪完成在该心动周期内对指定位置的跟踪。本发明的技术还能够呈现处于心肌的指定位置处的应变。
文档编号G01S7/52GK101454688SQ200780018854
公开日2009年6月10日 申请日期2007年5月17日 优先权日2006年5月25日
发明者I·萨尔戈, S·塞特尔迈尔 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司