BRPI1010104B1 - Sistema de formação de imagens diagnósticas por ultrassom e método para uso de uma sonda de imagens 3d ultrassônica para a obtenção de imagens cardíacas fetais 3d ultrassônicas fechadas com um sinal fechado sintético - Google Patents

Abstract

sistema de formação de imagens diagnósticas por ultrassom para análise do coração do feto, método para a obtenção de imagens cardíacas fetais 3d ultrassônicas fechadas com um sinal fechado sintético e sistema de formação de imagens diagnósticas por ultrassom para a obtenção de imagens 3d ao vivo de anatomia móvel na ausência de um sinal fechado anatômico. um sistema de formação de imagem de diagnóstico ultrasônico adquire conjuntos de dados 3d do coração do feto por meio do uso de um sinal de aquisição sintetizado a partir de um movimento detectado do coração do feto. uma sequencia de sinais de eco diferentes temporários são adquiridos a partir de uma posição na anatomia onde representação de movimento do ciclo cardíaco deve ser estimada, assim como um volume da amostra na artéria carótida fetal ou uma linha m pelo miocárdio fetal. um sinal do ciclo cardíaco é sintetizado a partir de um movimento detectado e usado para fechar a aquisição dos dados de imagem de coração do feto em uma ou mais fases desejadas do ciclo cardíaco do feto. em uma realização ilustrada conjuntos de dados 3d são adquiridos a partir de subvolumes múltiplos, cada um sobre o ciclo cardíaco do feto total, então combinado para produzir um loop 3d ao vivo do batimento do coração do feto.

Description

[001] Esta invenção se refere a sistemas de ultrassom para diagnósticos médicos e, em particular, a sistemas de ultrassom para a obtenção de conjuntos de dados de imagens tridimensionais (3D) do coração do feto.

[002] O ultrassom é bem adequado para formação de imagens fetais, porque realiza imagens não invasivas sem expor a mãe ou o feto à radiação ionizante. Um objetivo de muitos exames fetais é avaliar o desenvolvimento da anatomia fetal para determinar se o feto se desenvolve normalmente. Como a qualidade da imagem de ultrassom melhorou nos últimos anos, mais áreas da anatomia podem ser visualizadas para avaliação de desenvolvimento e em maiores detalhes. Como consequência, os exames fetais por ultrassom tornaram-se mais completos com as maiores exigências da anatomia a ser inspecionada. Uma área da anatomia que é muito pesquisada é o coração do feto em desenvolvimento. Nos anos recentes, os conjuntos da vazão cardíaca tornaram-se um foco de maior atenção. Entretanto, os conjuntos da vazão cardíaca do feto podem ter dificuldades de imagens. Uma razão para isso é o pequeno tamanho desta anatomia fetal. Outra razão é ser desejável não somente ver a anatomia, mas também a dinâmica das características de fluxo através dos conjuntos da vazão em um ciclo completo cardíaco do feto. Outra razão é que os conjuntos da vazão passam por considerável desenvolvimento com o crescimento do feto e, como consequência, podem ter várias aparências e complexidades dependendo da idade do feto. Os conjuntos da vazão podem assim ter difícil identificação no display de ultrassom, podendo ser mais difícil para a obtenção de um quadro de imagem da orientação adequada de um diagnóstico adequado.

[003] Algumas dessas demandas foram facilitadas pelo recente uso de ultrassom 3D para fazer imagens do coração do feto. Com a formação de imagens 3D, pode ser feita imagem de todo o coração do feto e pode ser feita uma sequência de conjuntos de dados de imagens 3D para visualização e diagnóstico posteriores. Quando os dados de todo o coração do feto forem obtidos nos conjuntos de dados, os dados das imagens podem ser examinados durante a pós- aquisição do diagnóstico para localizar os conjuntos da vazão cardíaca.

[004] Podem ser extraídos diferentes e variados planos de imagens 2D dos dados 3D em reconstrução multiplanar (MPR - Multiplanar Reconstruction), de maneira a poder ser examinado um plano de imagens de uma orientação desejada. Assim, formação de imagens tridimensionais se referem a muitos dos desafios de formação de imagens estáticas que são problemáticas com formação de imagens fetais 2D. Recentemente o problema de análise da dinâmica temporal do fluxo sanguíneo fetal foi resolvido por meio de uma técnica denominada “correlação de imagem espacial-temporal,” ou STIC. Com STIC, é feita uma varredura no coração do feto com ultrassom sendo adquiridos muitos quadros de imagens em uma sequência de ciclos cardíacos. Quando feito com a varredura manual de uma sonda de ultrassom 2D, esta aquisição de imagem pode levar dez segundos ou mais. A mesma aquisição pode ser feita com uma sonda mecânica 3D que varre mecanicamente o plano de imagem pela região do coração do feto, mas as sondas mecânicas 3D geralmente têm um pior foco de elevação, o que leva a imprecisões ao serem interpretadas imagens MPR na dimensão de elevação. Após o término da aquisição e a armazenagem dos quadros de imagens, os quadros de imagens da anatomia desejada, criada pela reconstrução MPR, se necessário, são remontados em um ciclo de imagens de acordo com suas sequências de fase no ciclo cardíaco do feto. Essa tarefa se torna difícil pelo fato de não ser disponível nenhum sinal ECG do coração do feto para este reordenamento. Um ECG fetal não pode ser obtido durante as imagens, já que os eletrodos ECG não podem ser fixados ao feto e os impulsos elétricos do feto são superados pelos sinais ECG da própria mãe. Como consequência, é necessário extrair um sinal sintético de temporização do ciclo cardíaco do feto das imagens do coração do feto. Isto é feito determinando o evento de disparo com base no movimento do tecido fetal no coração ou próximo ao coração como descrito na Patente norte- americana 7,261,695 (Brekke et al.). Os sinais sintéticos de disparo do ciclo cardíaco são então usados para reorganizar as imagens de múltiplos ciclos cardíacos em um circuito de um ciclo cardíaco em que os quadros estejam na ordem de fase dos batimentos cardíacos.

[005] Entretanto, a técnica STIC não é isenta de dificuldades. Uma delas é a robustez do algoritmo de remontagem. Como a aquisição típica cria muitas imagens para a reordenação manual, os algoritmos foram desenvolvidos para fazer a reordenação automática dos quadros. Esses algoritmos são dependentes da qualidade dos dados das imagens, que podem ser menos adequadas. Foram feitas tentativas para melhorar esta situação usando a manipulação recomendada da sonda para a obtenção ideal dos conjuntos de dados, mas isto é dependente da técnica e seu uso da estatística anatômica pode fazê-la ser individualmente dependente do paciente. Mas o maior problema ainda é que o feto frequentemente se move e pode não permanecer estacionário durante os dez ou mais segundos necessários para a aquisição dos dados. Quando o feto se move, a orientação dos dados das imagens desejadas com relação à sonda se modifica, e pode sair totalmente do campo de visão, resultando na ausência da anatomia desejada do conjunto de dados adquiridos. Também, o movimento fetal durante a aquisição limita a precisão do ciclo cardíaco do feto sintético obtido, o que introduz problemas nos dados 3D reconstruídos. Assim, é desejável superar essas dificuldades na formação de imagens cardíacas fetais em geral e, particularmente aquelas apresentadas pela técnica STIC.

[006] BREKKE S et al: "2H-6 Tissue Doppler Gated (TDOG) Real-Time Stitching in Tridimensional Fetal Echocardiography", ULTRASONICS SYMPOSIUM, 2006. IEEE, PI, 1 de outubro de 2006 (2006-10-01), páginas 764 a 767, XP031076369 revela simultaneamente a geração de um sinal de fechamento em tempo real a partir de imagens Doppler 3D e a aplicação disso para a passagem de uma imagem 3D, com apenas a imagem 3D em escala de cinza sendo visível para o sonografista durante a varredura. Os dados do eco de tecido Doppler são obtidos a partir do centro do volume total de varredura.

[007] A invenção é definida pelas reivindicações. De acordo com os princípios da presente invenção, é descrito um sistema de diagnósticos por ultrassom que obtém conjuntos de dados cardíacos fetais em 3D do coração fechados com o ciclo cardíaco do feto por meio de um sinal fechado obtido fisiologicamente. São feitas imagens do coração do feto tanto por formação de imagens 1D, 2D ou 3D, e sinais de eco obtidos do movimento adequado de exibição do alvo. Para formação de imagens cardíacas fetais, o alvo poderia ser o músculo cardíaco do feto ou o movimento do sangue na artéria carótida fetal, por exemplo. Os sinais de movimento são processados para a produção de um sinal fechado sincronizado com o ciclo cardíaco do feto, que é usado para comutar a aquisição de dados das imagens 3D. São obtidos então conjuntos de dados tridimensionais em relação temporizada com a fase do batimento do coração do feto usando este sinal fechado obtido fisiologicamente. A aquisição fechada em 3D é muito mais fácil de ser feito com um transdutor matricial bidimensional que incorpora um microformador de feixes, já que neste caso os planos de imagens podem ser gerados eletronicamente em qualquer sequência ou orientação. Usando este transdutor matricial, pode ser geralmente obtido um loop de um ciclo cardíaco em menos de um Segundo, podendo ser obtidos vários loops em somente alguns segundos. Como os dados das imagens obtidos já estão em fase com o ciclo cardíaco do feto, não há necessidade de reordenar os dados das imagens, e como a aquisição leva somente alguns segundos, o movimento fetal é menos uma preocupação. Outra vantagem dessa abordagem, comparada ao STIC, é que o usuário pode ser apresentado a imagens reconstruídas que mostram a qualidade da aquisição, de maneira que o uso pode decidir se são apresentados problemas de movimento antes de ser completada a aquisição de dados. Se o feto não se mover durante o curto intervalo de aquisição, a sonda pode ser reposicionada e feita outra aquisição de dados 3D. Os dados 3D obtidos com sucesso podem depois ser cuidadosamente analisados durante o diagnóstico de pós-aquisição.Nos desenhos:

[008] A FIGURA 1 ilustra sob a forma de diagrama de blocos um sistema ultrassônico de formação de imagens diagnósticas interpretadas de acordo com os princípios da presente invenção.

[009] A FIGURA 2 ilustra uma imagem de modo M do movimento do músculo cardíaco.

[0010] A FIGURA 3 ilustra uma forma de onda fechada cardíaca produzida a partir do movimento cardíaco.

[0011] A FIGURA 4 ilustra uma região volumétrica que é varrida por um transdutor de conjunto matricial bidimensional.

[0012] A FIGURA 5 ilustra a divisão da região volumétrica da FIGURA 4 em três sub-regiões.

[0013] As FIGURAS 6a, 6b, e 6c ilustram planos de imagens das três sub-regiões da FIGURA 5.

[0014] As FIGURAS 7a, 7b e 7c ilustram a varredura das três sub-regiões volumétricas do coração por meio de um transdutor de conjunto matricial.

[0015] As FIGURAS 8a, Bb, e 8c ilustram os três sub-volumes de dados das imagens obtidos pela varredura da sequência da FIGURA 7.

[0016] A FIGURA 9 ilustra um método para a aquisição de um conjunto de dados 3D do coração do feto usando um sinal fechado do ciclo cardíaco obtido fisiologicamente.

[0017] Primeiro com referência à FIGURA 1, é mostrado um sistema de ultrassom 10 interpretado de acordo com os princípios da presente invenção sob a forma de diagrama de blocos. O sistema de ultrassom é configurado por dois subsistemas, um subsistema de aquisição de fachada 10A e um subsistema de display 10B. Uma sonda de ultrassom é acoplada ao subsistema de aquisição, que inclui um transdutor de conjunto matricial bidimensional 70 e um microformador de feixes 72. O microformador de feixes contém circuitos que controlam os sinais aplicados aos grupos de elementos (“patches”) do transdutor de conjunto 70 e realiza o mesmo processamento dos sinais de eco recebidos pelos elementos de cada grupo. A microformação de feixes na sonda reduz com vantagens o número de condutores no cabo entre a sonda e osistema de ultrassom, sendo descrita na Patente norte-americana 5,997,479 (Savord et al.) e na Patente norte-americana 6,436,048 (Pesque).

[0018] A sonda é acoplada ao subsistema deaquisição 10A do sistema de ultrassom. O subsistema deaquisição inclui um controlador formador de feixes 74 queresponde ao controle de usuário 36 e fornece sinais de controle ao microformador de feixes 72, instruindo a sonda com relação ao timing, frequência, direção e focalização dos feixes transmitidos. O controlador formador de feixes também controla a formação de feixes dos sinais de eco recebidos pelo subsistema de aquisição por seu controle de conversores analógico-digital (A/D) 18 e um formador de feixes 20. Os sinais de eco recebidos pela sonda são amplificados pelo pré- amplificador e pelo circuito TGC (time gain control - controle de ganho de tempo) 16 no subsistema de aquisição, depois digitalizado pelos conversores A/D 18. Os sinais de eco digitalizados são então formados em feixes totalmente direcionados e focalizados por um formador de feixes 20. Os sinais de eco são então processados por um processador de imagens 22 que faz a filtragem digital, a detecção do modo B e do modo M e o processamento Doppler, podendo também realizar outros processamentos de sinais, como separação harmônica, redução de pontos e outros processamentos de imagens desejados.

[0019] Os sinais de eco produzidos pelo subsistema de aquisição 10A são acoplados ao subsistema de display 10B, que processa os sinais de eco para exibição no formato desejado de imagem. Os sinais de eco são processados por um processador de linha de imagem 24, que é capaz de amostrar os sinais de eco, dividindo os segmentos de feixes em sinais de linha completos e mediando os sinais de linha para a melhoria do sinal-ruído ou persistência de fluxo. As linhas de imagem para uma imagem 2D são convertidas por varredura no formato desejado da imagem por meio de um conversor de varredura 26 que realiza a conversão R-teta como conhecida na técnica. A imagem é então armazenada em uma memória de imagem 28 a partir da qual pode ser mostrada em um display 38. A imagem na memória é também superposta com gráficos a serem exibidos com a imagem, que são gerados por um gerador de gráficos 34 que responde ao controle de usuário 36. Imagens individuais ou sequências de imagens podem ser armazenadas em uma memória cinematográfica 30 durante a captura dos loops ou das sequências de imagens...

[0020] Para formação de imagens volumétricas em tempo real o subsistema de display 10B também inclui um processador de conversão de imagem 3D 32 que recebe linhas de imagens do processador de linha de imagem 24 para a conversão de imagens tridimensionais em tempo real. As imagens 3D podem ser exibidas como imagens 3D ao vivo (tempo real) no display 38 ou acopladas à memória de imagens 28 para a armazenagem dos conjuntos de dados 3D para posterior revisão e diagnóstico.

[0021] De acordo com os princípios da presente invenção, um estimador de movimento 40 recebe sinais de eco temporalmente discretos de um local indicado da imagem da anatomia e processa os ecos para a produção de um sinal representativo de movimento no local indicado. O local na anatomia da qual os sinais de eco temporalmente discreto são adquiridos pode ser um local de imagem default como o centro da imagem, ou pode ser um local indicado pelo usuário por manipulação de um controle do controle de usuários 36. Por exemplo, o usuário pode manipular um joystick, um trackball ou outro controle do controle de usuários para localizar um volume de amostra na artéria carótida do feto. A estimativa de movimento pode então ser feita a partir das amostras do tecido ou do sangue fetal em movimento. Algum desse processamento pode ser feito pelo processador de imagens, como pelo processador Doppler de sinais de eco da localização do volume de amostra. As estimativas de velocidade de movimento do fluxo ou do tecido produzidas pelo processador de imagens podem então ser enviadas diretamente ao estimador de movimento, por exemplo. Se o volume de amostra for colocado no tecido, como no músculo cardíaco do feto, os sinais de eco do coração do feto podem ser processados para discriminação de movimento pelo processamento de tecido Doppler. Outra forma para detectar o movimento é rastreando o movimento do ponto em um dado local do tecido na imagem. Ainda outra forma para detector o movimento é comparar as mudanças na localização do tecido em imagens consecutivas por combinação de blocos MSAD como descrito na Patente norte- americana 6,299,579 (Peterson et al.) Ainda outra técnica para a detecção de movimento é usar o modo M com a linha M posicionada no coração do feto. Isto é ilustrado na FIGURA 2, que mostra uma imagem de modo M 60 produzida por uma linha M localizada pelo posicionamento do cursor de linha M na imagem de ultrassom, de maneira que se prolongue pelo ventrículo esquerdo (LV - left ventricle) do coração do feto. Quando posicionada dessa forma, a linha M passa pela parede do miocárdio 12 no lado do coração do feto, pela câmara do LV, e pelo tecido do miocárdio 14 no outro lado do coração. Um feixe de ultrassom é transmitido ao longo dessa direção da linha M pelo LV periodicamente, e a linha A recebida de cada transmissão é mostrada no display de maneira continuada ao longo das linhas A previamente recebidas. O resultado é uma imagem de modo M como mostrado na FIGURA 2, onde os lados opostos do coração são mais separados quando o coração do feto estiver relaxado no ponto final de diástole no ciclo cardíaco como indicado pela flecha 52'. As paredes opostas do coração estão intimamente próximas na fase de sístole de pico do ciclo cardíaco como indicado pela flecha 54'. A FIGURA 2 ilustra este padrão cíclico do movimento da parede cardíaca quando o coração do feto se contrai e expande com cada batimento cardíaco. Rastreando a posição mutante (movimento) da parede cardíaca 12 ou 14, pode ser produzida uma forma de onda em fase com o ciclo cardíaco.

[0022] Apesar de a localização da detecção do movimento poder ser indicada em uma imagem bidimensional ou tridimensional, é preferível usar uma imagem 2D para sua maior taxa de quadros e, portanto maior taxa de amostragem. Uma linha M para a indicação da localização usando o modo M como ilustrado na FIGURA 2 pode prover uma taxa de amostragem ainda maior.

[0023] A localização do volume de amostra, linha M, ou outro cursor que seja selecionado por um controle de usuário 36 é acoplado ao gerador de gráficos 34, de maneira que a localização possa ser atualizada continuamente e mostrada na imagem de ultrassom que o usuário estiver vendo enquanto posiciona o cursor. Em uma realização da presente invenção, é necessário que o movimento que estiver sendo estimado esteja relacionado com o movimento do batimento do coração do feto. Assim, o músculo cardíaco em movimento do feto e o fluxo sanguíneo na artéria carótida fetal proporcionam excelentes fontes de sinais de eco para a detecção do movimento relacionado com o coração do feto.

[0024] Os sinais que representam o movimento detectado estão acoplados ao sintetizador de ciclo cardíaco que produz sinais representativos do ciclo cardíaco do feto. Os sinais do ciclo cardíaco do feto podem ser uma sequência continua de sinais que se aproximam de uma forma de onda 62 como a mostrada na FIGURA 3, que é uma forma de onda cardíaca produzida a partir de um volume de amostra por processamento de formação de imagens por movimento de energia como descrito na Patente norte-americana 5,718,229 (Pesque et al.) em que ecos consecutivos de uma localização de volumes de amostra são diferenciados (subtraídos) para detectarem alterações de sinais indicativas de movimento. A forma de onda pode ser suavizada como desejado para supor uma forma mais repetitiva e constante. Os sinais da forma de onda podem ser usados para indicar tempos de comutação das fases sucessivas do ciclo cardíaco. Alternativamente, os sinais do ciclo cardíaco somente podem ser produzidos nos tempos de comutação desejados quando a imagem do coração do feto for adquirida em uma fase predeterminada do ciclo cardíaco. Por exemplo, se for desejada uma sequência de imagens adquiridas na diástole final, um sinal fechado seria somente produzido naquele momento em cada ciclo cardíaco. No exemplo da FIGURA 2, este seria o tempo em cada ciclo cardíaco quando o espaçamento das paredes cardíacas estiver no máximo, como mostrado pela flecha 52'. Os sinais do ciclo cardíaco são aplicados ao controlador formador de feixes 74 onde são usados para comutar a aquisição das imagens do coração do feto nos tempos desejados durante o ciclo cardíaco do feto. Como a sequência de imagens pode agora ser comutada para aquisição nas fases conhecidas do ciclo cardíaco, não existe a necessidade de tentar estimar retrospectivamente a temporização de aquisição como feito no STIC, e não existe a necessidade de reordenamento das imagens, já que adquiriram e, portanto já estão dispostas na ordem de fase do ciclo cardíaco.

[0025] O tempo e a técnica usados para obter conjuntos de dados 3D do coração do feto dependem da extensão da anatomia a ser varrida. Se a região volumétrica da qual os conjuntos de dados 3D devam ser adquiridos for relativamente pequena, pode ser possível para a obtenção dos conjuntos de dados 3D em uma única varredura volumétrica. Isto significa que uma sequência de imagens para replay como imagem ao vivo de um ciclo cardíaco completo pode ser obtida em um único ciclo cardíaco. Como a taxa do coração do feto é geralmente muito maior que a de uma criança ou que de um adulto, isto significa que os conjuntos de dados 3D necessários de um batimento cardíaco completo podem ser obtidos em menos de meio segundo.

[0026] Quando a região volumétrica é grande, o volume pode ser varrido em subvolumes sucessivamente adquiridos, que são então agregados para replay como imagem ao vivo do volume total, como descrito na Patente norte- americana 5,993,390 (Savord et al.) conjuntos de dados 3D de cada subvolume são adquiridos em um ciclo cardíaco completo. Os subvolumes são então espacialmente alinhados e passam por replay em sincronismo com a fase cardíaca. O sincronismo de fase de aquisição e replay podem então depender do sinal fechado de fase cardíaca obtida fisiologicamente da presente invenção. Esta técnica de volume segmentado e completo está ilustrada nas FIGURAS 4-8. A Figura 4 ilustra uma total região volumétrica 80 que é varrida por operação de conjunto em fase de um transdutor de conjunto matricial 70 pelo sistema de ultrassom 10 da FIGURA 1. Nesse exemplo, o volume total está na forma de uma pirâmide retangular. A altura da pirâmide de seu ápice à sua base determina a profundidade da região que está na imagem, que é escolhida de acordo com fatores como a frequência e a profundidade de penetração dos feixes. A inclinação dos lados da pirâmide é determinada pelo grau de direcionamento aplicado aos feixes, que por sua vez são escolhidos em consideração com os retardos disponíveis para direcionamentos de feixes e pela sensibilidade do transdutor para o direcionamento do feixe para fora do eixo (agudamente inclinado), entre outras considerações.

[0027] Toda uma região volumétrica como a região volumétrica 80 pode ter tamanho suficiente para conter todo o coração do feto para formação de imagens 3D. Entretanto, o tempo necessário para a varredura de toda a região volumétrica 80 para visualizar todo o coração, pode ser muito lento para formação de imagens satisfatórias em tempo real, ou pode ser muito longo para a ocorrência desses problemas de movimento ou ambos. Para superar essas limitações, toda a região volumétrica 80 é dividida em subvolumes B (traseira), C (central) e F (frontal), como mostrado na FIGURA 5. Apesar de a região volumétrica 80 poder subentender um ângulo na direção do azimute (AZ) de 60°, por exemplo, os subvolumes subentenderão menores ângulos. No exemplo da FIGURA 5, todos os subvolumes subentendem um ângulo de 30°. Isto significa que, para a mesma densidade e profundidade de feixe, cada subvolume pode ser varrido na metade do tempo de toda a região volumétrica 80. Isso resulta na duplicação da taxa de quadros em tempo real do display. Os subvolumes podem ser tornados contíguos ou superpostos. Por exemplo, se o ângulo de toda a região volumétrica for 90°, três subvolumes contíguos de 30° cada podem ser empregados. Alternativamente, para uma região volumétrica completa de 60°, três subvolumes de 20° poderiam ser usados até para uma maior taxa de quadros. No exemplo da FIGURA 5, os subvolumes B e F são contíguos no centro de toda a região volumétrica 80 e o subvolume C está no centro da região 80, provendo uma superposição de 50% de subvolumes contíguos. Se fosse adquirido um plano de cada um dos subvolumes B, C, e F, seja por varredura direta ou reconstrução MPR, os planos teriam os formatos mostrados nas FIGURAS 6a, 6b, e 6c.

[0028] Os subvolumes B, C, e F são varridos em um completo ciclo cardíaco, tanto em um intervalo contínuo ou menor, intervalos interfolhados no tempo, como nas FIGURAS 7a, 7b, e 7c. A FIGURA 7a mostra o subvolume B sendo varrido pelo transdutor de conjunto matricial 70, que nesse exemplo adquire conjuntos de dados 3D do átrio esquerdo e parte do ventrículo esquerdo. A FIGURA 7b mostra o subvolume C sendo varrido, que nesse exemplo adquire conjuntos de dados 3D do resto do LV, principalmente do átrio esquerdo e da aorta. A FIGURA 7c mostra o subvolume F sendo varrido, que adquire conjuntos de dados 3D da parte direita do LV, da aorta e do ventrículo direito. Assim, os três subvolumes adquirem conjuntos de dados 3D de virtualmente todo o coração e em um ciclo cardíaco completo. As FIGURAS 8a, 8b, e 8c ilustram imagens 3D de cada subvolume. Quando os três subvolumes são fundidos em alinhamento espacial e feito o replay em sincronismo de fase, todo o coração do feto pode ser visto em um loop de imagens ao vivo em 3D de um ciclo cardíaco completo. O replay pode ser interrompido para examinar de perto o coração em 3D em qualquer ponto no ciclo cardíaco, e planos selecionados pelo volume podem ser reconstruídos por MPR para analisar se o coração do feto foi selecionado em vistas 2D (planares).

[0029] Independente de quantos subvolumes sejam adquiridos ou da quantidade de sobreposição, outro benefício de uma aquisição comutada no tempo de subvolumes é que o usuário pode ser apresentado com um total volume de dados que é atualizado em pseudo tempo real, similar aos conceitos descritos nas Patentes norte-americanas 5,993,390 (Savord et al.) e 5,099,847 (Powers et al.) Isto pode ser obtido gerando um completo volume logo que um conjunto total de subvolumes tiver sido adquirido, e então ciclar através da sequência de subvolumes, atualizando o volume completo a cada vez que um novo subvolume seja adquirido...

[0030] Assim, é apresentada uma imagem de volume total ao usuário em uma maior taxa de subvolume, permitindo assim ao usuário avaliar dinamicamente o coração do feto (em pseudo tempo real), ou alternativamente decidir dinamicamente quando tiver sido obtida uma imagem de volume total de boa qualidade e armazená-la para revisão posterior.

[0031] A FIGURA 9 ilustra um procedimento para a aquisição de conjuntos de dados 3D para um loop de imagens 3D ao vivo do coração do feto. Na etapa 90, são feitas imagens 2D ou 3D do coração do feto em tempo real para que a colocação de uma estimativa de localização de movimento não seja feita automaticamente. Se for desejado examinar de perto o trato do fluxo de saída fetal, por exemplo, o trato do fluxo de saída seria principalmente incluído na área da imagem. Na etapa 92, o clínico maneja um cursor na imagem de ultrassom para um local em que o movimento cardíaco deva ser estimado. Isso poderia compreender a colocação de um volume de amostra no tecido cardíaco em movimento, no fluxo sanguíneo da artéria carótida fetal, ou localizando uma linha M para interceptar o miocárdio do coração do feto, por exemplo. Na etapa 94, o estimador de movimento e o sintetizador de ciclo cardíaco sintetizaram um sinal fechado cardíaco do movimento indicado do coração ou do fluxo sanguíneo. Na etapa 96, o sinal fechado cardíaco é usado para a obtenção de um ou mais conjuntos de dados 3D fechados do coração ou de uma região de interesse no coração como os conjuntos da vazão. Isto poderia ser feito automaticamente logo que o sinal cardíaco fechado tiver estabilizado, ou poderia ser feito pelo comando do médico. Por exemplo, se o feto estiver se movendo, o médico pode reposicionar a sonda até que a anatomia desejada do coração do feto esteja no centro da imagem. Quando o medico tiver a anatomia alvo posicionada no campo de imagem como desejado, aciona um botão no painel de controle 36 para comandar o sistema para a obtenção de dados. Quando o sinal fechado cardíaco estiver suficientemente estável, o sistema de ultrassom adquire os necessários conjuntos de dados 3D fechados para o diagnóstico. Um conjunto total de dados de volume do coração adquirido nos três subvolumes como ilustrado nas FIGURAS 5-8 pode ser normalmente adquirido em menos de dois segundos. Assim, se o feto permanecer estacionário por no mínimo dois segundos, os conjuntos de dados 3D de qualidade diagnóstica do coração do feto podem ser adquiridos com sucesso. Na etapa 98, é criado um loop de imagens 3D ao vivo do coração do feto a partir de um único conjunto de dados 3D adquiridos, ou pela combinação dos conjuntos de dados 3D de aquisições de subvolumes.

[0032] Ficará aparente que a presente invenção terá aplicabilidade para outros tipos de exames além dos exames cardiológicos fetais. Por exemplo, um departamento de radiologia pode não ter os equipamentos ECG para um exame vascular fechado. As técnicas da presente invenção podem então ser usadas para desenvolver a aquisição de sinais fechados para um exame vascular.

Claims (9)

1. SISTEMA DE FORMAÇÃO DE IMAGENS DIAGNÓSTICAS POR ULTRASSOM (10) PARA ANÁLISE DO CORAÇÃO DO FETO, caracterizado por compreender:uma sonda de imagens 3D (70, 72) operável para a obtenção de conjuntos de dados de imagens do coração do feto;um display (38) responsivo aos conjuntos de dados de imagem adquiridos para produzir uma imagem 3D do coração do feto;um controle de usuário (36) que pode ser manipulado para indicar um local de movimento na anatomia de uma imagem de ultrassom que é representada em um display (38) e representa o ciclo cardíaco do feto;um estimador de movimento (40), responsivo aos sinais de eco 2D ou 3D da sonda de imagens 3D do local indicado de um usuário do movimento na anatomia de uma imagem de ultrassom que é representativa do ciclo cardíaco do feto, para processar os sinais de eco 2D ou 3D da sonda de imagem 3D para produzir um sinal representativo do movimento no local indicado;um sintetizador de ciclo cardíaco (42) configurado, com base no dito sinal produzido representativo do movimento, para produzir um sinal fechado cardíaco a partir dos sinais do ciclo cardíaco do feto representativos do ciclo cardíaco do feto; e um controlador formador de feixes (74), responsivo ao sinal cardíaco fechado, para fazer com que a sonda de imagens 3D obtenha conjuntos de dados 3D em uma ou mais fase predeterminadas do ciclo cardíaco do feto como determinado pelo sinal fechado cardíaco.

2. SISTEMA DE FORMAÇÃO DE IMAGENS DIAGNÓSTICAS POR ULTRASSOM, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pela sonda de imagem 3D compreender um transdutor matricial bidimensional (70).

3. SISTEMA DE FORMAÇÃO DE IMAGENS DIAGNÓSTICAS POR ULTRASSOM, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 ou 2, caracterizado pelo controlador formador de feixes ser configurado automaticamente para adquirir os conjuntos de dados 3D assim que o sinal fechado cardíaco tenha estabilizado.

4. SISTEMA DE FORMAÇÃO DE IMAGENS DIAGNÓSTICAS POR ULTRASSOM, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 3, caracterizado pelo controlador formador de feixes (74) ser ainda responsivo ao sinal fechado cardíaco para a obtenção de conjuntos de dados 3D de subvolume de uma região volumétrica que inclui o local indicado; e ainda compreender um processador de subvolume que opera para atualizar um volume de imagens 3D com conjuntos de dados 3D de subvolume recém-adquiridos.

5. SISTEMA DE FORMAÇÃO DE IMAGENS DIAGNÓSTICAS POR ULTRASSOM, de acordo com a reivindicação 4, caracterizado pelo display (38) operar para exibir imagens 3D do volume de imagens 3D com taxa de quadros que é mais rápida que o tempo necessário para a obtenção de todos os subvolumes para um volume de imagem total.

6. MÉTODO PARA USO DE UMA SONDA DE IMAGENS 3D ULTRASSÔNICA PARA OBTER IMAGENS CARDÍACAS FETAIS 3D ULTRASSÔNICAS FECHADAS COM UM SINAL FECHADO SINTÉTICO, caracterizado por compreender:imageamento e exibição para um usuário do coração do feto por meio de imagens ultrassônicas 2D ou 3D (90) usando a sonda;direcionamento de um cursor no display ao local do movimento cardíaco (92);obtenção de sinais de eco 2D, ou 3D do local do movimento cardíaco usando a sonda;sintetização de um sinal fechado cardíaco dos sinais de eco 2D e 3D do movimento cardíaco (94);uso da sonda para obter conjuntos de dados 3D fechados do coração do feto usando o sinal fechado cardíaco sintetizado (96); eformação de uma sequência de imagens dinâmicas 3D do coração do feto a partir dos conjuntos de dados 3D (98).

7. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 6, em que a obtenção dos sinais de eco 2D ou 3D é caracterizada por compreender ainda a obtenção de sinais de eco pela aquisição de imagens pelo modo B.

8. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 6, em que a obtenção de conjuntos de dados 3D fechados é caracterizada por compreender ainda a obtenção de conjuntos de dados de subvolume 3D de um volume 3D que inclui o coração do feto.

9. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 8, em que a formação é caracterizada por compreender ainda a combinação de múltiplos conjuntos de dados de subvolume 3D para a formação de uma imagem 3D do coração do feto.

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