通过非心电图生理门控采集进行的三维胎心成像

本发明涉及医学诊断超声系统，并且具体地涉及采集胎心的三维(3D) 图像数据集的超声系统。

超声非常适于胎儿成像，因为其执行的是非侵入性成像，不会让妈妈 或胎儿暴露于电离辐射。很多胎儿检查的目的是评估胎儿解剖结构的发育 以确定胎儿是否发育正常。由于这些年来超声图像质量已得到改善，所以 可以对解剖结构的更多区域进行更详细的可视化，以进行发育评估。因此， 胎儿超声检查已变得更加全面，并且对要检查的解剖结构的要求增加。要 大力仔细检查的一个解剖结构区域是发育中的胎心。近年来，心脏的流出 道已成为更大的关注焦点。不过，胎心的心脏流出道可能难以成像。对此 的一个原因是胎儿解剖结构的尺寸小。另一原因是期望不仅简单地查看解 剖结构，而且查看整个胎心周期内通过流出道的流动特性的动态情况。又 一原因是在胎儿生长时流出道会经历相当大的发育，因此会具有取决于胎 龄的变化的外观和复杂性。于是，可能难以在超声显示器上识别流出道， 并且可能更加难以采集具有适当取向的图像帧以进行令人满意的诊断。

近来使用3D超声对胎心成像已缓解了这些需求中的一些。利用3D成 像，可以对完整的胎心进行成像并且可以采集3D图像数据集序列，以用于 稍后的回放和诊断。当在数据集中采集完整胎心的数据时，在采集后诊断 期间可以检查图像数据以定位心脏的流出道。可以从多平面重建(MPR) 中的3D数据提取不同的变化的2D图像平面，从而可以检查具有期望取向 的图像平面。于是，三维成像解决了很多静态成像难题，这些难题对于2D 胎儿成像而言是有问题的。近来，已通过称为“空间-时间图像相关”或STIC 的技术解决了分析胎儿血流的时间动态情况的问题。利用STIC，利用超声 通过胎心进行扫略，并且在心脏周期的序列内采集很多图像帧。在通过利 用2D超声探头手动扫描来实现时，这种图像采集可能花费十秒或更长时 间。可以利用通过胎心区域机械扫略图像平面的机械3D探头执行同样的采 集，但3D机械探头常常具有较差的高度聚焦，当在高度维度上构建MPR 图像时这导致不精确度。在完成采集并存储图像帧之后，将在必要的情况 下由MPR重建创建的期望解剖结构的图像帧根据它们在胎心周期中的相 位序列重新组装成图像循环(loop)。没有胎心的ECG信号可用于这种重 新排序这一事实使得这项任务很困难。在成像期间不能采集胎儿的ECG， 因为不能将ECG电极附着于胎儿并且胎儿的电脉冲被妈妈自身的ECG信 号所掩盖。因此，需要从胎心图像提取胎心周期的合成定时信号。如美国 专利7261695(Brekke等人)中所述，这是通过确定基于心脏处或其附近 的胎儿组织运动的事件触发而实现的。然后使用合成的心脏周期触发信号 将来自多个心脏周期的图像重新排序成心脏周期的一个循环，其中帧处于 心跳相位次序中。

不过，STIC技术并非没有其困难。一个困难是重新组装算法的鲁棒性。 由于典型的采集创建了太多的图像要手动重新排序，所以已开发了算法自 动对帧进行重新排序。这些算法取决于图像数据质量，其不那么令人满意。 已经努力通过利用推荐的探头操纵采集最佳数据集来改善这种状况，但这 取决于技术并且解剖统计学的使用可能导致其取决于个体患者。然而更大 的问题是胎儿频繁运动，并且可能在数据采集所需的整个十秒或更多秒期 间不会保持静止不动。在胎儿运动时，期望图像数据相对于探头的取向将 会改变，并且可能完全离开视场，从而导致采集的数据集缺少期望的解剖 区域。而且，采集期间的胎儿运动限制了导出的合成胎心周期的精确度， 这向重建的3D数据中引入了伪影。因此，期望总体上克服胎心成像中的这 些困难并且具体地克服由STIC技术提出的那些困难。

根据本发明的原理，描述了一种诊断超声系统，其采集通过生理学导 出的门信号而门控到胎心周期的3D胎心数据集。通过1D、2D或3D成像 对胎心成像，并采集来自表现出适当运动的目标的回波信号。对于胎心成 像，例如，该目标可以是胎儿的心脏肌肉或胎儿颈动脉中的血液的运动。 处理运动信号以产生与胎心周期同步的门控信号，使用该门控信号对3D图 像数据采集进行门控。然后使用这一生理学导出的门控信号来与胎儿心跳 的相位成时间关系地采集三维数据集。利用结合了微波束形成器的2维矩 阵换能器，可以容易得多地实现3D采集的门控，这是因为在这种情况下可 以在任何序列或取向中电子地生成成像平面。使用这种矩阵换能器，一般 可以在少于一秒的时间内采集心脏周期的循环，并且可以在仅仅几秒内采 集几个循环。由于所采集的图像数据已经与胎心周期同相，所以无需对图 像数据重新排序，并且由于采集仅需几秒钟，所以对胎儿运动顾虑较少。 与S TIC相比，这种方法的一个其他优点是，可以为用户呈现示出了采集的 质量的重建图像，因此用户能够在完成数据采集之前判定是否存在任何运 动伪影。如果在短的采集间隔期间胎儿确实运动了，则可以重新定位探头 并执行另一3D数据采集。之后可以在采集后的诊断期间认真分析成功采集 的3D数据。

在附图中：

图1以方框图形式示出了根据本发明原理构建的超声诊断成像系统；

图2示出了心肌的运动的M模式图像；

图3示出了从心脏运动产生的心脏门控波形；

图4示出了由二维矩阵阵列换能器扫描的体区域；

图5示出了将图4的体区域分成三个子区域；

图6a、6b和6c示出了图5的三个子区域的图像平面；

图7a、7b和7c示出了由矩阵阵列换能器扫描心脏的三个体子区域；

图8a、8b和8c示出了由图7的扫描序列采集的图像数据的三个子体 积；

图9示出了利用生理学导出的心脏周期门控信号来采集胎心的3D数据 集的方法。

首先参考图1，以方框图形式示出了根据本发明原理构建的超声系统 10。由两个子系统——前端采集子系统10A和显示子系统10B配置超声系 统。超声探头耦合到采集子系统，其包括二维矩阵阵列换能器70和微波束 形成器72。微波束形成器包含电路，该电路控制施加到阵列换能器70的元 件组(“换能器片(patch)”)的信号并对由每组元件接收的回波信号进行一 些处理。探头中的微波束形成有利地减少了探头和超声系统之间的电缆中 的导体数量，并且在美国专利5997479(Savord等人)和美国专利6436048 (Pesque)中有描述。

探头耦合到超声系统的采集子系统10A。采集子系统包括波束形成控 制器74，其对用户控制36作出响应，并且向微波束形成器72提供控制信 号，从而在发射波束的定时、频率、方向和聚焦方面指导探头。波束形成 控制器还通过其对模数(A/D)转换器18和波束形成器20的控制来控制由 采集子系统接收的回波信号的波束形成。由探头接收的回波信号被采集子 系统中的前置放大器和TGC(时间增益控制)电路16放大，然后被A/D 转换器18数字化。然后由波束形成器20将数字化的回波信号形成为完全 引导和聚焦的波束。然后由图像处理器22处理回波信号，该图像处理器22 执行数字滤波、B模式和M模式检测以及多普勒处理，并且还可以执行其 他信号处理，例如谐波分离、散斑减少和其他期望的图像信号处理。

由采集子系统10A产生的回波信号被耦合到显示子系统10B，该显示 子系统10B处理回波信号，以便以期望的图像格式进行显示。由图像线处 理器24处理回波信号，其能够对回波信号采样，将波束段拼接成完整线信 号，并对线信号进行平均，以实现信噪比改善或流的持续性。由扫描转换 器26将针对2D图像的图像线扫描转换成期望的图像格式，该扫描转换器 26执行如现有技术中已知的R-θ转换。然后在图像存储器28中存储图像， 图像可以从图像存储器而显示在显示器38上。还利用要与图像一起显示的 图形覆盖存储器中的图像，该图形是由图形发生器34响应于用户控制36 而生成的。在获取图像循环或序列期间可以在电影存储器30中存储个体图 像或图像序列。

为了进行实时体成像，显示子系统10B还包括3D图像绘制处理器32， 其从图像线处理器24接收图像线以绘制实时三维图像。可以在显示器38 上将3D图像显示为实况(实时)3D图像，或可以将3D图像耦合到图像 存储器28，以存储3D数据集，供以后复查和诊断。

根据本发明的原理，运动估计器40从被成像解剖结构的指定位置接收 时间上分立的回波信号，并处理回波以产生表示指定位置处的运动的信号。 要从其采集时间上分立的回波信号的解剖结构中的位置可以是默认图像位 置，例如图像的中心，或者可以是用户通过操纵用户控制器36的控制而指 定的位置。例如，用户可以操纵操纵杆、跟踪球或用户控制器的其他控制， 以在胎儿的颈动脉中定位采样体积。然后可以根据运动的胎儿组织或血液 的样本执行运动估计。可以由图像处理器执行这种处理的一些，例如对来 自样本体积位置的回波信号进行多普勒处理。然后可以例如向运动估计器 直接转发由图像处理器产生的流动或组织运动速度估计值。如果将采样体 积定位在诸如胎心肌肉的组织上，则可以通过组织多普勒处理来处理来自 胎心的回波信号以进行运动鉴别。检测运动的另一种方式是在图像中的给 定组织位置处跟踪散斑的运动。检测运动的又一种方式是如美国专利 6299579(Peterson等人)中所述通过MSAD块匹配在相继图像上比较组织 位置的变化。用于检测运动的又一种技术是使用M模式，其中通过胎心定 位M线。这在图2中示出，其示出了由M线产生的M模式图像60，其中 该M线是通过在超声图像上定位M线光标从而使其延伸通过胎心的左心 室(LV)而定位的。在通过这种方式定位时，M线将通过胎心的一侧上的 心肌壁12，通过LV的腔室，并通过心脏的另一侧上的心肌组织14。沿着 周期性通过LV的这一M线方向透射超声波束，并且将来自每次透射的所 接收的A线沿着先前接收的A线以滚动方式在显示器上示出。结果是图2 所示的M模式图像，其中如箭头52′所指示的，当胎心在心脏周期中的舒 张期末点处舒张时，心脏的相对侧分离最大。如箭头54′所指示的，在心脏 周期的峰值收缩相位处，心脏的相对壁最接近。图2示出了在胎心随着每 次心跳收缩和舒张时心壁运动的这种周期性模式。通过跟踪心壁12或14 的变化位置(运动)，可以产生与心脏周期同相的波形。

尽管可以在二维或三维图像中指定用于运动检测的位置，但优选使用 2D图像，因为其具有更高的帧速率并因此具有更高采样速率。用于使用如 图2所示的M模式的位置指定的M线能够提供更大的采样速率。将样本 体积、M线或通过用户控制器36选择的其他光标的位置耦合到图形发生器 34，从而可以在用户定位光标时正查看的超声图像中连续更新和显示该位 置。在本发明的实施例中，所估计的运动需要与跳动的胎心的运动相关。 于是，运动的胎心肌肉和胎儿颈动脉中的血流为与胎心相关的运动检测提 供了极好的回波信号源。

将表示所检测的运动的信号耦合到心脏周期合成器，其产生表示胎心 周期的信号。胎心周期信号可以是与诸如图3所示的波形62近似的连续信 号序列，该波形62是通过如美国专利5718229(Pesque等人)中所述的功 率运动成像处理从样本体积产生的心脏波形，其中区分(减去)来自样本 体积位置的相继回波以检测指示运动的信号变化。可以根据需要使波形平 滑以呈现出更重复一致的形状。可以使用波形信号指示用于心脏周期的相 继相位的门控时间。或者，在要在心脏周期的预定相位采集胎心图像时， 可以仅在期望的门控时间产生心脏周期信号。例如，如果期望在舒张期末 时采集图像序列，则将仅在每个心脏周期中的那时产生门控信号。在图2 的范例中，这将是每个心脏周期中心壁的间距如箭头52′所示处于其最大值 时的时间。将心脏周期信号施加到波束形成控制器74，在此将它们用于在 胎心周期期间的期望时间处门控胎心图像的采集。由于图像序列现在可以 被门控以在心脏周期的已知相位进行采集，所以不需要如STIC中那样尝试 回顾性地估计采集定时，并且不需要对图像重新排序，因为它们是以心脏 周期相位次序采集的从而已经以心脏周期相位次序布置。

用于采集胎心的3D数据集的时间和技术取决于要扫描的解剖结构的 范围。如果要从其采集3D数据集的体区域较小，则有可能在单次体扫略中 采集3D数据集。这意味着可以在单个心脏周期中采集用于作为完整心脏周 期的实况图像进行回放的图像序列。由于胎儿心率一般比儿童或成年人高 得多，这意味着可以在少于半秒中采集到完整心跳的所需3D数据集。

在体区域大时，可以以相继采集的子体积来扫描该体积，然后将它们 汇总，以作为完整体积的实况图像进行回放，如美国专利5993390(Savord 等人)中所述。每个子体积的3D数据集是在整个心脏周期内采集的。然后 与心脏相位同步地对子体积进行空间对准和回放。于是，采集和回放的相 位同步可以依赖于本发明的生理学导出的心脏相位门控信号。图4-8示出 了这种分割的完整体积技术。图4示出了由图1的超声系统10通过矩阵阵 列换能器70的相控阵列操作而扫描的完整体区域80。在该范例中，完整体 积的形状为四棱锥。锥体从其顶点到其底的高度确定了被成像区域的深度， 这是根据诸如波束的频率和穿透深度的因素选择的。锥体侧面的倾斜由施 加到波束的引导程度确定的，这进而是考虑到可用于波束引导的延迟以及 换能器对离轴(锐角倾斜的)波束引导的灵敏度等选择的。

诸如体区域80的完整体区域的尺寸可能足以涵盖用于3D成像的整个 胎心。不过，扫描整个完整体区域80以使整个心脏可视化所需的时间可能 对于令人满意的实时成像而言太慢，或者可能费时太久而使得发生运动伪 影，或两者兼有。为了克服这些限制，如图5所示，将完整体区域80分成 子体积B(后)、C(中心)和F(前)。尽管体区域80可能对着方位角(AZ) 方向例如60°的角，但子体积将对着更小的角。在图5的范例中，子体积 每个均对着30°的角。这意味着，对于相同的波束密度和深度，可以在整 个体区域80的一半时间中扫描每个子体积。这将导致显示的实时帧速率加 倍。可以使子体积相邻或交叠。例如，如果完整体区域的角度是90°，则 可以采用每个均30°的三个相邻子体积。或者，对于60°的完整体区域， 可以使用三个20°的子体积以实现更高的帧速率。在图5的范例中，B和 F子体积在完整体区域80的中心相邻，而C子体积以区域80的中心为中 心，从而提供了相邻子体积的50％的交叠。如果通过直接扫描或MPR重建 采集B、C和F子体积中的每个的平面，则各平面将具有如图6a、6b和6c 所示的形状。

如图7a、7b和7c所示，在一个连续的间隔中或在更小的时间交织的 各间隔中，在整个心脏周期内扫描子体积B，C和F。图7a示出了B子体 积被矩阵阵列换能器70扫描，在该范例中，其采集左心室的一部分和左心 房的3D数据集。图7b示出了C子体积被扫描，在该范例中，其采集LV 的其余部分、左心房的大部分和主动脉的3D数据集。图7c示出了F子体 积被扫描，其采集LV的右部分、主动脉和右心室的3D数据集。于是，三 个子体积采集了实质上整个心脏和完整心脏周期上的3D数据集。图8a， 8b和8c示出了每个子体积的3D图像。当将三个子体积空间对准地合并在 一起且相位同步地回放时，可以在完整心脏周期的实况3D图像循环中看到 整个胎心。可以停止回放以在心脏周期中的任意点以3D方式密切检查心 脏，并可以通过MPR重建通过该体积的选定平面以分析选定2D(平面) 视图中的胎心。

不论采集了多少子体积或交叠的量是多少，子体积的时间门控采集的 另一益处是，可以为用户呈现伪实时更新的完整体积的数据，类似于美国 专利5993390(Savord等人)和5099847(Powers等人)中所述的理念。 这可以通过以下方式实现：一旦采集到一个完整子体积集就生成完整体积， 然后循环通过子体积序列，每采集一个新子体积就更新完整体积。通过这 种方式，以更高的子体积速率向用户呈现完整体积图像，从而允许用户动 态地评估胎心(伪实时)，或者动态地确定何时已采集到良好质量的完整体 图像并将其存储以供以后复查。

图9示出了用于采集3D数据集以用于胎心的实况3D图像循环的流程。 在步骤90中，对胎心进行实时2D或3D成像，以便放置运动估计位置， 这不是自动进行的。例如，如果期望密切检查胎儿流出道，则图像区域中 将突出地包括流出道。在步骤92中，临床医生在超声图像中将光标引导到 要估计心脏运动的位置。例如，这可以包括在运动的心脏组织上，在胎儿 颈动脉的血流中放置样本体积，或定位M线以与胎心的心肌层相交。在步 骤94中，运动估计器和心脏周期合成器已从所指示的心脏或血流的运动合 成了心脏门控信号。在步骤96中，使用心脏门控信号采集心脏或心脏中的 诸如流出道的感兴趣区域的一个或多个门控3D数据集。一旦心脏门控信号 稳定下来就可以自动这样做，或者可以根据临床医生的命令这样做。例如， 如果胎儿正在运动，则临床医生可以重新定位探头，直到期望的胎心解剖 结构在图像的中心为止。在临床医生根据需要已在像场中定位了目标解剖 结构时，其推动控制面板36上的按钮以命令系统采集数据。在心脏门控信 号充分稳定时，超声系统然后将采集所需的门控3D数据集以进行诊断。通 常可以在少于两秒内采集到在图5-8所示的三个子体积中采集的心脏完整 体积数据集。于是，如果胎儿在短到两秒内保持静止不动，就可以成功采 集胎心的具有诊断质量的3D数据集。在步骤98中，从单次采集的3D数 据集，或通过组合子体积采集的数据集，创建胎心的实况3D图像循环。

显然，本发明将适用于除胎儿心脏检查之外的其他类型的检查。例如， 放射科可能没有用于门控血管检查的ECG设备。那么可以使用本发明的技 术来开发用于血管检查的采集门控信号。