CN113316420A - 用于监测心脏的功能的方法和系统 - Google Patents
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Abstract
本发明提供了一种用于计算舒张末期压力‑容积关系的方法。所述方法包括获得表示感兴趣区域的心脏输入，其中，所述感兴趣区域包括对象的左心室和左心房。然后基于所述心脏输入来确定所述左心室的心休息期末期容积，其中，心休息期是在心房收缩之前的心动周期期间的舒张期的阶段。另外，基于所述心脏输入来确定所述左心房中的心休息期末期压力，并且基于所述左心室的所述心休息期末期容积和所述左心房中的所述心休息期末期压力来生成线性化心室压力‑容积关系。然后基于所述左心室的舒张末期容积和所述线性化心室压力‑容积关系来确定舒张末期压力‑容积关系。
Description
技术领域
本发明涉及心脏的无创监测的领域，并且更具体地涉及超声心脏监测的领域。
背景技术
心脏的泵送功能可以通过收缩期射血和舒张期充盈来表征。在射血期间，心脏收缩并主动变硬，从而将血液射入动脉循环中。相反，在充盈期间，心脏朝向其被动僵硬松弛返回，使得能够从肺循环再充盈血液。
从收缩状态快速转变到松弛状态的能力使得健康心脏能够在低心室压力下再充盈。在心力衰竭的情况下，这种松弛能力和/或被动僵硬变得受损，导致异常升高的充盈压力。
舒张末期压力-容积关系(EDPVR)提供了评估心室的被动僵硬度的方法。EDPVR描述了在充盈结束时作为容积的函数的压力与容积之间的非线性关系。心室的被动僵硬度可以根据EDPVR在其当前容积处的斜率来估计，该斜率是与舒张期功能障碍联系的度量，如在S.F.Nagueh等人的“Recommendations for the evaluation of left ventriculardiastolic function by echocardiography”(Eur.J.Echocardiogr.、第10卷、第2号、第165–193页(2009年))中描述的。
通常，通过同时测量心跳的范围内的压力和容积来确定EDPVR。然而，心室压力的测量仅通过有创导管插入术而是可能的。有创导管的要求在临床上限制对EDPVR的测量。
因此，需要一种无创地确定EDPVR的手段。
发明内容
本发明由权利要求限定。
根据依据本发明的方面的示例，提供了一种用于计算无创舒张末期压力-容积关系的方法，所述方法包括：
获得表示感兴趣区域的心脏输入，其中，所述感兴趣区域包括对象的左心室和左心房；
基于所述心脏输入来确定所述左心室的心休息期末期容积，其中，心休息期是在心房收缩之前的心动周期期间的舒张期的阶段；
基于所述心脏输入来估计所述左心房中的心休息期末期压力；
基于所述左心室的所述心休息期末期容积和所述左心房中的所述心休息期末期压力来生成线性化心室压力-容积关系；并且
基于所述左心室的舒张末期容积和所述线性化心室压力-容积关系来计算舒张末期压力-容积关系。
所述方法提供了基于与对象的心脏相关联的心脏输入对舒张末期压力-容积关系(EDPVR)的无创测量。
在实施例中，对所述舒张末期压力-容积关系的所述计算包括：
基于所述线性化心室压力-容积关系来估计所述左心室的所述舒张末期容积处的舒张末期压力；并且
将所估计的舒张末期压力匹配到一般化(generalized)压力-容积关系，其中，所述一般化压力-容积关系是根据实验测量结果导出。
以这种方式，估计的舒张末期压可以用于将给定对象与实验数据链接。实验数据可以从数据库获得，并且可以包括宽范围的数据。
在实施例中，对所述左心室的所述心休息期末期容积的所述确定包括通过执行对主动脉流波形和二尖瓣流波形的解析积分来生成左心室容积的容积波形。
在布置中，所述容积波形到所述左心室的分割的拟合包括执行最小二乘拟合。
在实施例中，所述方法还包括确定所述心脏输入中表示的心跳次数。
在另外的实施例中，在所述心跳次数大于1的情况下，对所述线性化心室压力-容积关系的所述生成包括将截距拟合到所述线性化心室压力-容积关系。
当多个心跳在心脏输入中可用时，可以基于数据本身来拟合线性化心室压力-容积关系的截距。
在另外的实施例中，在所述心跳次数为1的情况下，对所述线性化心室压力-容积关系的所述生成包括将恒定截距拟合到所述线性化心室压力-容积关系。
在单个心跳可用的情况下，线性化心室压力-容积关系的截距可以设置为0或任何常数值，从而消除基于单个数据点确定的潜在错误截距。
在备选实施例中，在所述心跳次数为1的情况下，对所述线性化心室压力-容积关系的所述生成包括估计到所述线性化心室压力-容积关系的非零截距。
可以基于多个不同的数据源(诸如历史患者数据和/或来自具有类似状况的患者的数据)来估计截距。
在布置中，在所述心跳次数为1的情况下，对所述舒张末期压力-容积关系的所述计算包括基于单个心跳来拟合所述舒张末期压力-容积关系。
在实施例中，在所述心跳次数大于1的情况下，对所述舒张末期压力-容积关系的所述计算包括基于多个心跳来执行对所述舒张末期压力-容积关系的最小二乘拟合。
在实施例中，所述方法还包括：
确定在舒张末期容积处的所述舒张末期压力-容积关系的梯度；并且
在所述梯度大于预定阈值的情况下，生成警报。
在实施例中，所述心脏输入包括超声数据。
例如，超声数据可以包括超声图像数据，诸如B模式超声数据和/或多普勒彩色超声数据。
因此，警报可以由采集超声数据的超声系统或单独的监测系统生成。
在实施例中，所述心脏输入包括心脏模型。
例如，心脏模型可以是表示心脏的非线性压力-容积行为的多尺度模型。
根据依据本发明的方面的示例，提供了一种包括计算机程序代码模块的计算机程序，当所述计算机程序在计算机上运行时，所述计算机程序代码模块适合于实施上面描述的方法。
根据依据本发明的方面的示例，提供了一种用于计算舒张末期压力-容积关系的处理单元，其中，所述处理单元适于：
获得表示感兴趣区域的心脏输入，其中，所述感兴趣区域包括对象的左心室和左心房；
基于所述心脏输入来确定所述左心室的心休息期末期容积，其中，心休息期是在心房收缩之前的心动周期期间的舒张期的阶段；
基于所述心脏输入来估计所述左心房中的心休息期末期压力；
基于所述左心室的所述心休息期末期容积和所述左心房中的所述心休息期末期压力来生成线性化心室压力-容积关系；并且
基于所述左心室的舒张末期容积和所述线性化心室压力-容积关系来计算舒张末期压力-容积关系。
本发明的这些和其他方面将根据下文描述的(一个或多个)实施例而显而易见并且将参考下文描述的(一个或多个)实施例得到阐述。
附图说明
为了更好地理解本发明并且为了更清楚地示出其可以如何实现，现在将仅通过示例参考附图，其中：
图1示出了超声诊断成像系统以解释一般操作；
图2示出了本发明的方法；
图3示出了压力-容积环的示例曲线，突出显示了舒张末期压力-容积关系(EDPVR)；
图4示出了根据将解析容积函数到对象的分割容积的拟合计算的解析流波形对时间的曲线图；
图5示出了针对对象的心脏的左心室的容积对时间的曲线图；
图6示出了图5的曲线图，其中，容积指示符被定位在心休息期末期处；并且
图7示出了针对对象的左心室的压力对容积的曲线图。
具体实施方式
将参考附图进行描述本发明。
应当理解，详细描述和具体示例在指示装置、系统和方法的示例性实施例时仅旨在用于图示的目的，而不旨在限制本发明的范围。本发明的装置、系统和方法的这些和其他特征、方面和优点将根据以下描述、所附权利要求和附图变为更好理解。应当理解，附图仅仅是示意性的而未按比例绘制。还应当理解，贯穿附图使用相同附图标记来指示相同或相似的部件。
本发明提供了一种用于计算舒张末期压力-容积关系的方法。所述方法包括获得表示感兴趣区域的心脏输入，其中，所述感兴趣区域包括对象的左心室和左心房。然后基于所述心脏输入来确定左心室的心休息期末期容积，其中，心休息期是在心房收缩之前的心动周期期间的舒张期的阶段。另外，基于所述心脏输入来确定左心房中的心休息期末期压力，并且基于左心室的心休息期末期容积和左心房中的心休息期末期压力来生成线性化心室压力-容积关系。然后基于左心室的舒张末期容积和线性化心室压力-容积关系来确定舒张末期压力-容积关系。
首先将参考图1并且着重于系统的信号处理功能来描述示例性超声系统的总体操作，因为本发明涉及对由换能器阵列测量的信号的处理。
该系统包括阵列换能器探头4，其具有用于发射超声波和接收回波信息的换能器阵列6。换能器阵列6可以包括CMUT换能器；由诸如PZT或PVDF的材料形成的压电换能器；或任何其他合适的换能器技术。在该示例中，换能器阵列6是能够扫描感兴趣区域的2D平面或三维体积的换能器8的二维阵列。在另一示例中，换能器阵列可以是1D阵列。
换能器阵列6耦合到微波束形成器12，微波束形成器12控制由换能器元件对信号的接收。微波束形成器能够对由换能器的子阵列(通常称为“组”或“片块”)接收的信号进行至少部分波束形成，如美国专利US 5997479(Savord等人)、US 6013032(Savord)和US6623432(Powers等)中所描述的。
应当注意，微波束形成器是完全任选的。另外，该系统包括发射/接收(T/R)开关16，微波束形成器12可以耦合到该开关，并且该开关在发射模式和接收模式之间切换阵列，并且在不使用微波束形成器且换能器阵列由主系统波束形成器直接操作的情况下保护主波束形成器20免受高能量发射信号影响。来自换能器阵列6的超声波束的发射由通过T/R开关16耦合到微波束形成器并且耦合到主发射波束形成器(未示出)的换能器控制器18引导，所述主发射波束形成器可以从用户对用户接口或控制面板38的操作接收输入。控制器18可以包括发射电路，所述发射电路被布置为在发射模式期间(直接或经由微波束形成器)驱动阵列6的换能器元件。
在典型的逐行成像序列中，探头内的波束形成系统可以如下操作。在发射期间，波束形成器(其根据实施方式而可以是微波束形成器或主系统波束形成器)激活换能器阵列或换能器阵列的子孔。子孔可以是较大阵列内的换能器的一维线或换能器的二维片块。在发射模式中，控制由阵列或阵列的子孔生成的超声波束的聚焦和转向，如下所述。
在接收到来自对象的反向散射的回波信号后，接收到的信号经历接收波束形成(如下所述)，以便将接收到的信号对准，并且在正在使用子孔的情况下，然后例如由一个换能器元件对子孔进行移位。经移位的子孔然后激活，并且该过程重复，直到换能器阵列的所有换能器元件已经激活。
对于每个线(或子孔)，用于形成最终超声图像的相关联线的总接收信号将是在接收时段期间由给定子孔的换能器元件所测量的电压信号的总和。在下面的波束形成过程之后，得到的线信号通常称为射频(RF)数据。由各个子孔生成的每条线信号(RF数据集)然后经历额外的处理以生成最终超声图像的线。线信号的幅度随时间的变化将贡献于超声图像的亮度随深度的变化，其中，高幅度峰将对应于最终图像中的亮像素(或像素的集合)。出现在线信号的开始附近的峰将表示来自浅结构的回波，而逐渐出现在线信号后期的峰将表示来自对象内增加深度处的结构的回波。
由换能器控制器18控制的功能之一是波束转向和聚焦的方向。波束可以转向为从换能器阵列笔直向前(正交于其)，或者在不同角度处以用于更宽视场。可以根据换能器元件致动时间来控制发射波束的转向和聚焦。
在一般的超声数据采集中可以区分两种方法：平面波成像和“波束转向”成像。两种方法通过在发射模式(“波束转向”成像)和/或接收模式(平面波成像和“波束转向”成像)中波束形成的存在来区分。
首先看一下聚焦功能，通过同时激活所有换能器元件，换能器阵列生成平面波，该平面波在其行进通过对象时发散。在这种情况下，超声波的波束保持未聚焦。通过向换能器的激活引入位置相关时间延迟，能够使波束的波前会聚在期望的点处，该点称为聚焦区。聚焦区被定义为横向波束宽度小于发射波束宽度一半的点。以这种方式，改进了最终超声图像的横向分辨率。
例如，如果时间延迟使换能器元件从最外面的元件开始并在换能器阵列的(一个或多个)中心元件处结束在系列中激活，则将在距探头给定距离处形成聚焦区，与(一个或多个)中心元件一致。聚焦区距探头的距离将根据换能器元件激活的每个后续轮之间的时间延迟而变化。在波束经过聚焦区后，其将开始发散，从而形成远场成像区域。应当注意，对于定位靠近于换能器阵列的聚焦区，超声波束将在远场中迅速发散，从而导致最终图像中的波束宽度伪影。通常，由于超声波束中的大交叠，位于换能器阵列和聚焦区之间的近场示出很少细节。因此，改变聚焦区的位置会导致最终图像的质量的显著变化。
应当注意，在发射模式中，除非将超声图像划分为多个聚焦区(其中的每个可能具有不同的发射焦点)，否则可以定义仅一个焦点。
此外，在从对象内接收到回波信号后，能够执行上述过程的逆过程以便执行接收聚焦。换句话说，传入信号可以由换能器元件接收并且在被传递到系统中以进行信号处理之前经历电子时间延迟。这一点的最简单示例称为延迟求和波束形成。能够根据时间动态调节换能器阵列的接收聚焦。
现在来看波束转向的功能，通过对换能器元件正确地施加时间延迟，能够在超声波束离开换能器阵列时在超声波束上赋予期望的角度。例如，通过以在阵列的相对侧结束的顺序来激活换能器阵列的第一侧上的换能器，之后激活剩余的换能器，波束的波前将朝向第二侧成角度。相对于换能器阵列的法线的转向角的大小取决于随后的换能器元件激活之间的时间延迟的大小。
另外，能够聚焦转向波束，其中，施加到每个换能器元件的总时间延迟是聚焦和转向时间延迟两者的总和。在这种情况下，换能器阵列称为相控阵列。
在需要用于对其进行激活的DC偏置电压的CMUT换能器的情况下，换能器控制器18可以耦合以控制用于换能器阵列的DC偏置控制45。DC偏置控制45设置施加到CMUT换能器元件的(一个或多个)DC偏置电压。
针对换能器阵列的每个换能器元件，通常称为信道数据的模拟超声信号通过接收信道进入系统。在接收信道中，部分波束形成信号由微波束形成器12根据信道数据产生，并且然后传递到主接收波束形成器20，其中，来自换能器的个体片块的部分波束形成信号被组合为完全波束形成信号，被称为射频(RF)数据。在每个阶段处执行的波束形成可以如上所述被执行，或者可以包括额外的功能。例如，主波束形成器20可以具有128信道，其中每个从几十个或数百换能器元件的片块接收部分波束形成信号。以这种方式，由换能器阵列的数千个换能器接收到的信号可以有效地贡献于单个波束形成信号。
将波束形成接收信号耦合到信号处理器22。信号处理器22能够以各种方式处理接收到的回波信号，例如：带通滤波；抽选；I和Q分量分离；以及谐波信号分离，其用于分离线性信号与非线性信号，从而使得能够识别从组织和微泡返回的非线性(基频的较高谐波)回波信号。信号处理器还可以执行额外的信号增强，例如，散斑减少、信号复合以及噪声消除。在信号处理器中的带通滤波器可以是跟踪滤波器，当从递增的深度接收回波信号时所述带通滤波器的通带从较高的频带滑动到较低的频带，从而拒绝来自更大深度的较高频率处的噪声，其通常缺乏解剖信息。
用于发射和用于接收的波束形成器以不同的硬件实施并且可以具有不同的功能。当然，接收器波束形成器被设计为考虑发射波束形成器的特性。为了简化，在图1中仅示出了接收器波束形成器12、20。在整个系统中，还将存在带有发射微波束形成器和主发射波束形成器的发射链。
微波束形成器12的功能是提供信号的初始组合，以便减少模拟信号路径的数量。这通常在模拟域中执行。
最终波束形成在主波束形成器20中完成，并且通常在数字化之后完成。
发射和接收信道使用具有固定频带的相同换能器阵列6。然而，发射脉冲占用的带宽可以根据所使用的发射波束形成而变化。接收信道可以捕获整个换能器带宽(其是经典方法)，或者通过使用带通处理，其只能提取包含期望信息(例如主谐波的谐波)的带宽。
然后，可以将RF信号耦合到B模式(即，亮度模式或2D成像模式)处理器26和多普勒处理器28。B模式处理器26对接收到的超声信号执行幅度检测以对身体中的结构进行成像，例如器官组织和血管。在逐行成像的情况下，每条线(波束)由关联的RF信号表示，其幅度被用于生成要分配给B模式图像中的像素的亮度值。图像内像素的确切位置由沿RF信号的相关联幅度测量结果的位置和RF信号的线(波束)数确定。这样的结构的B模式图像可以以谐波或基波图像模式或两者的组合形成，如在美国专利US 6283919(Roundhill等人)和美国专利US 6458083(Jago等人)中所描述的。多普勒处理器28处理由组织移动和血流产生的时间上不同的信号，以检测移动物质，例如图像场中的血细胞的流。多普勒处理器28通常包括壁滤波器，该壁滤波器具有设置成通过或拒绝从体内的选定类型的材料返回的回波的参数。
由B模式和多普勒处理器产生的结构和运动信号被耦合到扫描转换器32和多平面重新格式化器44。扫描转换器32以空间关系布置回波信号，所述回波信号根据该空间关系以期望的图像格式接收。换句话说，扫描转换器用于将RF数据从圆柱坐标系转换到适于在图像显示器40上显示超声图像的笛卡尔坐标系。在B模式成像的情况下，给定坐标处的像素的亮度与从该位置接收的RF信号的幅度成比例。例如，扫描转换器可以将回波信号布置成二维(2D)扇形格式或锥体三维(3D)图像。扫描转换器可以向B模式结构图像叠加与图像场中的点处的运动相对应的颜色，其中，多普勒估计速度产生给定的颜色。组合的B模式结构图像和彩色多普勒图像描绘了结构图像场内的组织和血流的运动。如美国专利US 6443896(Detmer)中所描述的，多平面重新格式化器将从身体的体积区域中的公共平面中的点接收的回波转换成该平面的超声图像。体积绘制器42将3D数据集的回波信号转换成投影的3D图像，如从给定参考点所查看的，如美国专利US6530885(Entrekin等人)中所描述的。
2D或3D图像从扫描转换器32、多平面重新格式化器44和体积绘制器42耦合到图像处理器30，以用于进一步增强、缓冲和临时存储以显示在图像显示器40上。成像处理器可以适于从最终超声图像移除某些成像伪影，诸如：例如由强衰减器或折射引起的声学阴影；例如由弱衰减器引起的后增强；混响伪影，例如，其中，高度反射的组织界面紧密邻近定位；等等。此外，图像处理器可以适于处理某些散斑减少功能，以便改进最终超声图像的对比度。
除了用于成像，由多普勒处理器28产生的血流值和由B模式处理器26产生的组织结构信息被耦合到量化处理器34。所述量化处理器产生不同流状况的量度，例如除了诸如器官的大小和胎龄的结构测量结果外的血流的体积速率。量化处理器可以从用户控制面板38接收输入，例如图像的解剖结构中要进行测量的点。
来自量化处理器的输出数据耦合到图形处理器36，以用于在显示器40上与图像一起再现测量图形和值，并且用于从显示设备40的音频输出。图形处理器36还可以生成图形叠加，以用于与超声图像一起显示。这些图形叠加可以包含标准识别信息，例如患者姓名、图像的日期和时间、成像参数等。出于这些目的，图形处理器从用户接口38接收输入，诸如患者姓名。用户接口还耦合到发射控制器18，以控制生成来自换能器阵列6的超声信号，并且因此由换能器阵列和超声系统产生的图像。控制器18的发射控制功能仅是所执行的功能之一。控制器18还考虑操作模式(由用户给定)以及接收器模数转换器中的对应的所需的发射器配置和带通配置。控制器18可以是具有固定状态的状态机。
用户接口还耦合到多平面重新格式化器44，以用于选择和控制多幅多平面重新格式化(MPR)图像的平面，其可以用于在MPR图像的图像场中执行量化的量度。
本文中描述的方法可以在处理单元上执行。这样的处理单元可以位于超声系统(诸如上面参考图1描述的系统)内。例如，上面描述的图像处理器30可以执行下文详述的一些或全部方法步骤。备选地，处理单元可以位于适于接收与对象有关的输入的任何合适的系统(诸如监测系统)中。
图2示出了用于以无创方式计算对象的舒张末期压力-容积关系的方法100。
该方法开始于步骤110，其中，从对象获得心脏输入。心脏输入包括对象的感兴趣区域，并且特别是对象的左心室和左心房。
心脏输入可以例如包括通过超声探头从对象获得的超声数据。
例如，可以使用如上面参考图1描述的系统来获得超声数据。超声数据可以包括超声图像数据，例如B模式超声数据。另外或备选地，超声数据可以包括多普勒超声数据，例如彩色流多普勒数据或谱多普勒数据。此外，超声数据可以包括2D超声数据或3D超声数据。
备选地，心脏输入可以包括模拟心脏的一些或全部行为的心脏模型。心脏模型可以从对象采取一个或多个测量结果，以便模拟心脏的模型。然后可以从用于在下面的步骤中使用的模拟中采取测量结果。
该模型可以是表示心脏的非线性压力-容积行为的多尺度模型。
另外，心脏输入可以包括从对象获得的无创血压测量结果。例如，可以通过压力袖带获得血压测量结果。
在心脏输入包括超声数据的情况下，可以分割包含在超声数据内的左心室和左心房。
可以对超声图像数据或多普勒超声数据执行分割。换言之，超声数据可以被划分为两个部分，一个部分是心室血池，并且另一个部分是周围组织。另外，可以使用适合于识别超声数据中的左心室和左心房的任何分割方法来执行分割。
心脏的基本结构由血液填充的腔室和周围组织组成。为了使用超声图像数据量化腔室的容积的目的，分割可以指的是将图像中的像素分离成两类，一类是来自腔室的像素，并且另一类是周围组织。可以使用用于空间地平滑图像的像素并归一化平滑图像的灰度值的分布的图像处理方法来执行该分割。然后可以将该经处理的图像的像素的亮度与阈值亮度进行比较。对于B模式超声图像，血液样本是暗的并且组织样本是亮的，这意味着可以基于像素亮度来区分两者。
在步骤120中，基于心脏输入来确定左心室的心休息期末期容积。左心室的心休息期末期容积的确定可以包括生成左心室容积的容积分割。然后可以基于左心室的分割来生成容积波形。
术语心休息期是的是在左心室的舒张相或充盈相期间的时段。更具体地，心休息期是舒张充盈的E波和A波之间的时段，其中，心室的初始被动充盈已经减慢，但是在心房收缩以完成心室的主动充盈之前。心休息期末期也可以被称为心跳周期的前A波部分，A波是由心房的收缩产生的流波形。
可以通过随时间执行主动脉流波形和二尖瓣流波形的解析积分来执行左心室容积波形的生成。下面还参考图4描述容积波形的生成。
例如，可以使用最小二乘拟合来执行容积波形到左心室的分割的拟合。换言之，如由分割确定的左心室的测量容积可以用于根据用户准确地拟合容积波形。
在步骤130中，确定左心房中的心休息期末期压力。该确定基于心脏输入。在心脏输入包括超声图像数据的示例中，可以基于经分割的左心房容积来估计左心室中的心休息期末期压力。
在步骤140中，基于左心室的心休息期末期容积和左心房中的心休息期末期压力来估计线性化心室压力-容积关系。下面还参考图7描述线性化心室压力-容积关系的示例。
在步骤150中，基于左心室的舒张末期容积(其可以从心脏输入和估计的线性化心室压力-容积关系确定)来计算舒张末期压力-容积关系(EDPVR)。然后可以使用EDPVR来评估心脏的被动僵硬度或其他功能。
图3示出了对象的左心室内的压力P(Pa)对容积V(ml)的曲线图200。
绘图210表示左心室内的压力-容积环，其说明了针对一系列不同生理状况的左心室的压力和容积的变化。收缩末期压力容积关系ESPVR由黑色圆圈表示，并且EDPVR由灰色圆圈表示。
图4示出了流F(ml/s)对时间T(s)的曲线图220。
绘图230表示随时间的主动脉流波形240和二尖瓣流波形250，其然后可以用于生成上面描述的左心室的容积波形。
在图4所示的示例中，主动脉流波形240被定义为完整的正弦波形，而二尖瓣流波形250通过两个不完整的正弦波来定义，从而考虑在心休息期期间的恒定流。可以在数值上优化每个完整和不完整正弦波形的持续时间和幅度，以产生对容积波形的最佳最小二乘拟合。如果多普勒超声数据也可用，则也可以包括这样的信息以进一步改进解析波形拟合。
应当注意，流波形不限于对称半正弦波形，而是也可以是例如非对称半正弦波形或样条。这样的波形可以并入到心脏模型中以便用作心脏输入。
图5示出了针对对象的心脏的左心室的容积对时间的曲线图260。在这种情况下，心脏输入包括超声图像数据，其已经经历分割以识别左心室的容积。
绘图270示出了如通过解析积分从图4的主动脉流波形240和二尖瓣流波形250生成的容积波形。解析拟合提供了更鲁棒的方法来根据有限帧速率超声数据重建表示生理事件的容积波形。然后将容积波形拟合到左心室的分割数据280，以便确保容积波形的值对准到对象的左心室的实际测量容积。
应当注意，尽管已经仅示出了左心室的容积波形，但是可以基于左心房分割为左心房或为心脏的任何其他腔室生成等效容积波形。
图6示出了图5的曲线图260，其中，容积指示符280被定位在如容积波形上所表示的心休息期末期处。这提供了如何在图2的方法100的步骤120中确定左心室的心休息期末期容积的视觉表示。
图7示出了压力对容积的曲线图300。该曲线图包括绘图310，其表示从患者有创地获得的临床数据以便说明该方法的准确度。
数据点320表示心休息期末期压力的估计。可以以多种方式基于心脏输入来估计心休息期末期压力。例如，可以基于超声数据来估计心休息期末期压力。更具体地，可以基于来自超声图像数据的左心房容积的分割来估计左心室中的心休息期末期压力，其可以例如使用参考图1描述的系统来捕获。
换言之，可通过超声成像以无创方式测量的左心室和左心房的容积可以用于估计指示在心休息期末期处左心室的压力和容积的数据点320。
在示例中，可以使用左心房容积波形来执行对心休息期末期压力的估计，该左心房容积波形使用由M.Kawasaki等人的“A novel ultrasound predictor of pulmonarycapillary wedge pressure assessed by the combination of left atrial volumeand function:A speckle tracking echocardiography study”(J.Cardiol，第66卷、第3号、第253–262页(2015))描述的经验关系。
绘图330表示如在图2的方法100的步骤140中估计的线性化心室压力-容积关系。绘图330表示心室在充盈期间的行为的线性近似，并且穿过表示心休息期末期压力的数据点320。
图2的方法还可以包括确定心脏输入中表示的心跳额次数的步骤。
如果心脏输入由单个心跳组成，则可以假设绘图330中所示的线性化心室压力-容积关系的压力-容积截距为零。备选地，可能使用各种经验关系来估计零压力处的容积，以估计线性化心室压力-容积关系的非零截距，诸如V_0＝0.48*V_ES，其中，V_0是无应力容积，并且V_ES是收缩末期的容积，如在Davidson等人的PLoS One(2017；12(4):e0176302)中所描述的。
如果心脏输入由多个心跳组成，或新数据被提供给上面的单个心跳数据，则可以针对线性化心室压力-容积关系确定非零截距。
线性化心室压力-容积关系可以用于估计舒张末期容积处的舒张末期压力340。
然后可以使用舒张末期容积和压力来估计EDPVR350，例如使用经验关系，例如由S.Klotz等人的“Single-beat estimation of end-diastolic pressure-volumerelationship:a novel method with potential for noninvasive application”(Am.J.Physiol.Heart Circ.Physiol.第291卷、第1号、第H403-12页(2006))描述的经验关系。
如果心脏输入由单个心跳组成，则EDPVR350可以与单个数据点拟合。然而，如果心脏输入由多个心跳组成，或新数据被提供给上面的单个心跳，则可以对EDPVR执行最小二乘拟合。在图7所示的示例中，估计数据340被用于拟合EDPVR350。
如上面讨论的，EDPVR可以用作心脏功能的指示符。例如，估计EDPVR在当前舒张末期容积处的斜率是可能的。如果斜率大于预定值(诸如0.1mmHg/ml，例如0.2mmHg/ml)，则这可以指示舒张期功能障碍的存在。
通过研究附图、公开内容和从属权利要求，本领域技术人员在实践所请求保护的本发明时，能够理解并实现所公开的实施例的变型。在权利要求中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。单个处理器或其他单元可以履行在权利要求中记载的若干项的功能。尽管在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。计算机程序可以存储/分布在合适的介质上，例如与其他硬件一起或作为其他硬件的部分提供的光学存储介质或固态介质，但是计算机程序也可以以其他形式分布，例如经由互联网或其他有线或无线的电信系统分布。权利要求中的任何附图标记不应被解释为对范围的限制。
Claims (17)
1.一种用于计算针对对象的无创舒张末期压力-容积关系的方法(100)，所述方法包括：
获得(110)表示感兴趣区域的心脏输入，其中，所述感兴趣区域包括对象的左心室和左心房；
基于所述心脏输入来确定(120)所述左心室的心休息期末期容积，其中，心休息期是在心房收缩之前的心动周期期间的舒张期的阶段；
基于所述心脏输入来估计(130)所述左心房中的心休息期末期压力；
基于所述左心室的所述心休息期末期容积和所述左心房中的所述心休息期末期压力来生成(140)线性化心室压力-容积关系；并且
基于所述左心室的舒张末期容积和所述线性化心室压力-容积关系来计算(150)舒张末期压力-容积关系。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，对所述舒张末期压力-容积关系的所述计算包括：
基于所述线性化心室压力-容积关系来估计所述左心室的所述舒张末期容积处的舒张末期压力；并且
将所估计的舒张末期压力匹配到一般化实验压力-容积关系。
3.根据权利要求1至2中的任一项所述的方法，其中，对所述左心室的所述心休息期末期容积的所述确定包括通过执行对主动脉流波形和二尖瓣流波形的解析积分来生成左心室容积的容积波形。
4.根据权利要求3所述的方法，其中，将所述容积波形拟合到所述左心室的分割的包括执行最小二乘拟合。
5.根据权利要求1至4中的任一项所述的方法，其中，所述方法还包括确定所述心脏输入中表示的心跳次数。
6.根据权利要求5所述的方法，其中，在所述心跳次数大于1的情况下，对所述线性化心室压力-容积关系的所述生成包括将截距拟合到所述线性化心室压力-容积关系。
7.根据权利要求5至6中的任一项所述的方法，其中，在所述心跳次数为1的情况下，对所述线性化心室压力-容积关系的所述生成包括将恒定截距拟合到所述线性化心室压力-容积关系。
8.根据权利要求5至6中的任一项所述的方法，其中，在所述心跳次数为1的情况下，对所述线性化心室压力-容积关系的所述生成包括估计针对所述线性化心室压力-容积关系的非零截距。
9.根据权利要求5至8中的任一项所述的方法，其中，在所述心跳次数为1的情况下，对所述舒张末期压力-容积关系的所述计算包括基于单个心跳来拟合所述舒张末期压力-容积关系。
10.根据权利要求5至9中的任一项所述的方法，其中，在所述心跳次数大于1的情况下，对所述舒张末期压力-容积关系的所述计算包括基于多个心跳来执行对所述舒张末期压力-容积关系的最小二乘拟合。
11.根据权利要求1至10中的任一项所述的方法，其中，所述方法还包括：
确定在舒张末期容积处的所述舒张末期压力-容积关系的梯度；并且
在所述梯度大于预定阈值的情况下，生成警报。
12.根据权利要求1至11中的任一项所述的方法，其中，所述心脏输入包括超声数据。
13.根据权利要求1至12中的任一项所述的方法，其中，所述心脏输入包括心脏模型。
14.一种包括计算机程序代码模块的计算机程序，当所述计算机程序在计算机上运行时，所述计算机程序代码模块适于实施根据权利要求1至13中的任一项所述的方法。
15.一种用于计算舒张末期压力-容积关系的处理单元，其中，所述处理单元适于：
获得表示感兴趣区域的心脏输入，其中，所述感兴趣区域包括对象的左心室和左心房；
基于所述心脏输入来确定所述左心室的心休息期末期容积，其中，心休息期是在心房收缩之前的心动周期期间的舒张期的阶段；
基于所述心脏输入来估计所述左心房中的心休息期末期压力；
基于所述左心室的所述心休息期末期容积和所述左心房中的所述心休息期末期压力来生成线性化心室压力-容积关系；并且
基于所述左心室的舒张末期容积和所述线性化心室压力-容积关系来计算舒张末期压力-容积关系。
16.根据权利要求15所述的处理单元，其还适于：
确定在舒张末期容积处的所述舒张末期压力-容积关系的梯度；并且
在所述梯度大于预定阈值的情况下生成警报。
17.一种包括根据权利要求15和16中的任一项所述的处理单元的超声系统。
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