JP2022519253A - 弁逆流評価のための方法及びシステム - Google Patents

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Abstract

心臓弁逆流を評価するための方法を提供する。方法は関心領域の4D超音波データを取得するステップを含み、関心領域は心臓弁を有する。4D超音波データは3D超音波画像の時間シーケンスを有する。3D超音波画像の時間シーケンスの画像に対して画像安定化を行い、安定化3D超音波画像の時間シーケンスから動的ジェットをセグメント化する。動的表面モデルをセグメントジェットに基づく安定化3D超音波画像の時間シーケンスで弁に適合させた。方法は、適用される表面モデルと安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに基づいて動的逆流オリフィスを識別するステップと、識別される動的逆流オリフィスに基づいて安定化される3D超音波画像の時間シーケンスにフロー収束モデルをフィッティングするステップとを有する。識別される逆流オリフィスに基づいて逆流フローが推定される。

Description

本発明は超音波の分野に関し、より具体的には、弁逆流を評価するための超音波撮像の分野に関する。
僧帽弁逆流などの逆流は、心臓弁の漏出に関連する。ときには病状が軽く、治療を必要としないこともあるが、それ以外のときに弁逆流が起こると心臓に負担がかかる。心臓が激しく働くことがあり、同じ量の血液を送り出すことができないことがある。弁逆流を検出することが望ましいことは周知である。
近位等速表面領域(PISA)測定値は「フロー収束」方法としても知られており、血液が流れるオリフィスの面積を推定するために心エコー検査で使用することができる。PISA方法は例えば僧帽弁逆流(MR)、僧帽弁狭窄及び三尖弁逆流の評価に臨床応用されている
PISA方法は、逆流体積(RV)を決定する。僧帽弁逆流(MR)の重症度を評価するために推奨される方法であり、経胸壁(TTE)及び経食道(TEE)心エコー検査を用いる。しかしながら、2D PISA法による2DベースMR定量化は、半球流収束形状、円形オリフィス及び中央逆流噴流のような種々の幾何学的仮定に依存している。これらの仮定は、最も単純なMR機構を超えて行われる評価の信頼性及び正確さを制限する。加えて、2D PISA RVは、より正確であるが資源集約的な方法で心臓磁気共鳴撮像(cMRI)に由来するRVとよく一致しないことが分かっている。
したがって、著しい追加のハードウェアを必要とせずに、ロバストで正確な方法で逆流弁を評価する方法が必要とされている。
Yang Wangらの「Automatic Detection and Quantification of Mitral Regurgitation on TTE with Assist Mitral Clip Planning and Evaluation」（ October 2012, CLINICAL IMAGE―BASED PROCEDURES.5．Intervertion、SPRINGER BERLIN HELIDBERG、BERLIN、HEIDELBERG、33乃至41頁、XP047027625）には、僧帽弁逆流の位置を自動的に突き止め、定量化する方法が開示されている。
米国特許出願公開第2014052001号は、TTEによって取得されるBモード及びドップラー超音波データに基づいて僧帽弁逆流を自動的に検出及び定量化する方法を開示している。
米国特許出願公開第2015366532号は、Bモード及びドップラー超音波データに基づいて逆流オリフィスを検出する方法を開示している。
この発明は、請求項によって規定される。
本発明の態様に従う例によれば、心臓弁逆流を計算するための方法であって、前記方法は、
関心領域の4D超音波データを取得するステップであって、前記関心領域は心臓弁を含み、前記4D超音波データは、Bモード超音波データ及びカラードップラー超音波データを有する3D超音波画像の時間シーケンスを有する、ステップと、
前記3D超音波画像の時間シーケンスの前記画像に対する画像安定化を実行するステップと、
前記安定化される前記3D超音波画像の時間シーケンスからの動的ジェットをセグメント化するステップと、
セグメント化される動的ジェットに基づいて前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスにおける前記弁に動的表面モデルをフィッティングするステップと、
前記動的表面モデル及び前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに基づいて動的逆流オリフィスを識別するステップと、
前記識別される動的逆流オリフィスに基づいて前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスにフロー収束モデルをフィッティングするステップと、
前記識別される逆流オリフィス及び前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに基づいて逆流流量を推定するステップと
を有する、方法が提供される。
この方法は、弁の逆流フローを推定するための自動化される方法を提供する。
3D超音波画像の各々の安定化は、画像シーケンス全体にわたる関心領域の安定化されるビューを提供する。次いで、オリフィスからの任意の逆流を識別するために、表面モデルを画像シーケンスにわたって適用することができる。
画像安定化は、安定化されるBモード画像及び安定化されるカラードップラー画像のシーケンスをもたらし、その上で後続の画像処理ステップが実行され得る。例えば、画像安定化は、心周期中の心臓弁の妨害運動を低減することができる。
4D超音波データは、Bモード超音波データ及びカラードップラー超音波データの両方を含む。このようにして、4D超音波データは、構造データ及び血流データを含み得る。
一実施形態では、前記方法は、ユーザ入力を受信するステップをさらに有し、前記ユーザ入力は、
一つ又はそれより多くの3D超音波画像を選択するステップと、
3D超音波画像内のオリフィスを選択するステップと
の一つ又はそれより多くを有する。
ユーザ入力は3D画像内の特徴の認識を支援するために、又はさらなる検査のために所与の画像を選択するために使用され得る。
一実施形態では、画像安定化を実行することは高速画像安定化を含む。
配置において、高速画像安定化は、スパースオプティカルフロー方法を安定化3D超音波画像の時間シーケンスに適用することを含む。
3D超音波画像のシーケンスにスパースオプティカルフロー方法を使用することにより、画像を迅速に処理することが可能である。
このようにして、本方法は臨床用途により適したものとすることができ、リアルタイム撮像用途を取り扱うことができる。
一実施形態では、画像安定化を実行することは安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに点選択ルーチンを適用することを含む。
このようにして、ポイント選択ルーチンを使用して、3D画像内の各々の共通ポイントを識別することができ、これらの共通ポイントは、識別される共通ポイントに基づいて位置合わせすることができる。
装置において、画像安定化を実施することは安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに対して軌道解析を実施することを含み、軌道解析はドリフト防止機構を含む。
このようにして、安定化される3D超音波画像の時シーケンス内の運動アーチファクトを考慮することが可能である。
一実施形態では、動的ジェットをセグメント化することは安定化される3D超音波画像の時間シーケンスにわたって平均化することを含む。
さらなる実施形態では、平均化することは安定化される3D超音波画像の時間シーケンスにわたって動的ジェットの形状を平均化することを含む。
さらなる、又は代替の実施形態では、平均化が安定化される3D超音波画像の時間シーケンスにわたって、動的ジェットの方向を平均化することを含む。
言い換えれば、平均化という用語は、ジェット形状の経時的な平均化、及び／又はジェットの推定主方向の経時的な平均化を指すことができる。
一実施形態によると、動的表面モデルの適合は、解析的幾何回帰を含む。
一実施形態では、本方法が推定逆流流量に基づいて逆流体積を推定するステップをさらに含む。
本発明の一態様による例によれば、コンピュータプログラムがコンピュータ上で実行されるときに、上述の手法を実施するように適合されるコンピュータプログラムコード手段を含むコンピュータプログラムが提供される。
本発明の一態様による例によれば、処理ユニットが提供され、処理ユニットは、
関心領域の4D超音波データを取得するステップであって、前記関心領域は心臓弁を含み、前記4D超音波データは、Bモード超音波データ及びカラードップラー超音波データを有する3D超音波画像の時間シーケンスを有する、ステップと、
前記3D超音波画像の時間シーケンスの前記画像に対する画像安定化を実行するステップと、
前記安定化される前記3D超音波画像の時間シーケンスからの動的ジェットをセグメント化するステップと、
セグメント化される動的ジェットに基づいて前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスにおける前記弁に動的表面モデルをフィッティングするステップと、
前記動的表面モデル及び前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに基づいて動的逆流オリフィスを識別するステップと、
前記識別される動的逆流オリフィスに基づいて前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスにフロー収束モデルをフィッティングするステップと、
前記識別される逆流オリフィス及び前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに基づいて逆流流量を推定するステップと
を実行するように適合される。
本発明の一態様による例によれば、
上記の処理ユニットと、
前記4D超音波データを取得するように適合される超音波プローブと
を有する超音波システムが提供される 。
一実施形態では、システムがユーザ入力を受信するように適合されるユーザインターフェースをさらに備える。
本発明のこれら及び他の態様は以下に記載される実施形態から明らかになり、それを参照して説明される。
本発明をより良く理解し、本発明をどのように実施することができるかをより明確に示すために、単なる例として、添付の図面を参照する
一般的な動作を説明するための超音波診断撮像システムを示す。 本発明の方法を示す。 図2の方法ステップのいくつかの視覚化を示す。 図2の方法ステップのいくつかの他の視覚化を示す。 図2の方法ステップのいくつかの他の視覚化を示す。
本発明は、図面を参照して説明される。詳細な説明及び特定の例は装置、システム、及び方法の例示的な実施形態を示しているが、例示のみを目的としたものであり、本発明の範囲を限定することを意図したものではないことは理解される。本発明の装置、システム、及び方法のこれら及び他の特徴、態様、及び利点は、以下の説明、添付の特許請求の範囲、及び添付の図面からより良く理解されるのであろう。図面は単に概略的なものであり、一定の縮尺で描かれていないことは理解される。また、同じ参照番号は同じ又は類似の部分を示すために、図面全体にわたって使用されることは理解される。
本発明は、心臓弁逆流を評価するための方法を提供する。この方法は関心領域の4D超音波データを取得することを含み、関心領域は心臓弁を含む。4D超音波データは、Bモード超音波データ及びカラードップラー超音波データを含む3D超音波画像の時間シーケンスを含む。3D超音波画像の時間シーケンスの画像に対して画像安定化を行い、次に安定化3D超音波画像の時間シーケンスから動的ジェットをセグメント化する。動的表面モデルをセグメントジェットに基づく安定化3D超音波画像の時間シーケンスで弁に適合させた。この方法はさらに、適用される表面モデルと安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに基づいて動的逆流オリフィスを識別することと、識別される動的逆流オリフィスに基づいて安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに流れの収束モデルを適合することを含む。次いで、識別される逆流オリフィスに基づいて逆流流量が推定される。
例示的な超音波システムの一般的な動作はまず、図1を参照して説明され、本発明はトランスデューサアレイによって測定される信号の処理に関するので、システムの信号処理機能に重点を置いて説明される。
このシステムは超音波を送信し、エコー情報を受信するためのトランスデューサアレイ6を有するアレイトランスデューサプローブ4を備える。
トランスデューサアレイ6は、CMUTトランスデューサ、PZT又はPVDFなどの材料で形成される圧電トランスデューサ、又は任意の他の適切なトランスデューサ技術を備えることができる。この例では、トランスデューサアレイ6が2D平面又は関心領域の3次元体積のいずれかをスキャンすることができるトランスデューサ8の2次元アレイである。別の例では、トランスデューサアレイが1Dアレイであってもよい。トランスデューサアレイ6は、トランスデューサ素子による信号の受信を制御するマイクロビームフォーマ12に結合されている。マイクロビームフォーマは米国特許第5，997，479号(Savord ら)、第6，013，032号(Savord)、及び第6，623，432号(Powers ら)に記載されているように、トランスデューサの、一般に「グループ」又は「パッチ」と呼ばれるサブアレイによって受信される信号の少なくとも部分的なビームフォーミングが可能である。
マイクロビームフォーマーは、完全に任意選択であることに注意する必要がある。さらに、システムは送信／受信(T／R)スイッチ16を含み、マイクロビームフォーマ12は送信モードと受信モードとの間でアレイに結合することができ、かつそれを切り替えることができ、マイクロビームフォーマが使用されず、トランスデューサアレイが主システムビームフォーマによって直接操作される場合には、主ビームフォーマ20を高エネルギー送信信号から保護する。トランスデューサアレイ6からの超音波ビームの送信はT／Rスイッチ16及び主送信ビームフォーマ(図示せず)によってマイクロビームフォーマに結合されるトランスデューサコントローラ18によって指示され、主送信ビームフォーマはユーザインターフェース又は制御パネル38のユーザ操作から入力を受け取ることができる。コントローラ18は、透過モード中にアレイ6のトランスデューサ素子(直接又はマイクロビームフォーマを介して)を駆動するように配置される送信回路を含むことができる。
典型的なラインバイライン撮像シーケンスでは、プローブ内のビーム形成システムが以下のように動作してもよい。送信中、ビームフォーマ(実装に応じて、マイクロビームフォーマ又は主システムビームフォーマであってもよい)は、トランスデューサアレイ、又はトランスデューサアレイのサブ開口を起動する。サブアパーチャはトランスデューサの一次元ラインでもよいし、より大きなアレイ内のトランスデューサの二次元パッチでもよい。送信モードではアレイによって生成される超音波ビームの焦点合わせ及びステアリング、又はアレイのサブアパーチャは以下に説明するように制御される。
被検体から後方散乱エコー信号を受信すると、受信信号は、受信信号を位置合わせするために(以下に説明するように)受信ビームフォーミングを受け、サブアパーチャが使用されている場合にはサブアパーチャが例えば1つのトランスデューサ素子だけシフトされる。その後、シフトされるサブアパーチャが起動され、このプロセスは、トランスデューサアレイのトランスデューサ素子の全てが起動されるまで繰り返される。
各ライン(又はサブアパーチャ)について、最終的な超音波画像の関連するラインを形成するために使用される全受信信号は、受信期間中に所与のサブアパーチャのトランスデューサ素子によって測定される電圧信号の合計である。以下のビーム成形プロセスに続いて得られるライン信号は、通常、無線周波数データと呼ばれる。次いで、種々のサブアパーチャによって生成される各ライン信号(RFデータセット)は最終的な超音波画像のラインを生成するために、付加的な処理を受ける。時間に伴うライン信号の振幅の変化は深度に伴う超音波画像の輝度の変化に寄与し、高振幅ピークは、最終画像における明るいピクセル(又はピクセルの集合)に対応する。ライン信号の開始付近に現れるピークは浅い構造からのエコーを表し、一方、ライン信号において次第に遅く現れるピークは、被検体内の深さが増大する構造からのエコーを表す。
トランスデューサ制御装置18によって制御される関数の1つは、ビームがステアリングされ、焦点が合わされる方向である。ビームはトランスデューサアレイから真っ直ぐ(直交して)前方に、又はより広い視野のために異なる角度でステアリングされてもよい。送信ビームのステアリング及び焦点は、トランスデューサ素子作動時間の関数として制御することができる。
一般的な超音波データ収集では平面波撮像と「ビームステアリング」撮像の2つの方法が区別されるが、これら2つの方法は送信モード(「ビームステアリング」撮像)及び／又は受信モード(平面波撮像及び「ビームステアリング」撮像)におけるビーム形成の存在によって区別される。
最初にフォーカシング機能を見ると、全てのトランスデューサ素子を同時に作動させることによって、トランスデューサアレイは、対象物を通過することにつれて発散する平面波を生成する。この場合、超音波のビームは未集束のままである。トランスデューサの活性化に位置依存時間遅延を導入することによって、焦点ゾーンと呼ばれる所望の点でビームの波面を収束させることが可能である。焦点ゾーンは、横方向ビーム幅が送信ビーム幅の半分未満である点として定義される。このようにして、最終的な超音波画像の横方向の解像度が改善される。
例えば、時間遅延によって、トランスデューサ素子がトランスデューサアレイの中央素子(複数可)において最外側素子及び仕上げで始まって、直列に活性化される場合、焦点ゾーンが中央素子(複数可)と一直線上で、プローブから離れた所与の距離で形成されるのであろう。プローブからの焦点ゾーンの距離は、後続トランスデューサ素子活性化の各ラウンド間の時間遅延に応じて変化する。ビームが焦点ゾーンを通過した後、発散し始め、遠視野撮像領域を形成する。トランスデューサアレイに近接して位置する焦点ゾーンについては、超音波ビームが最終的な画像においてビーム幅のアーチファクトをもたらす遠視野において迅速に発散することに留意される。典型的には、トランスデューサアレイと焦点ゾーンとの間に位置する近接場が超音波ビームにおける大きな重複のために、ほとんど詳細を示さない。したがって、焦点ゾーンの位置を変化させることは、最終画像の品質に著しい変化をもたらす可能性がある。
送信モードでは、超音波画像が複数の焦点ゾーン(それぞれが異なる送信焦点を有し得る)にセグメント化されない限り、1つの焦点のみが定義され得ることに留意される。
さらに、被検体内部からのエコー信号を受信すると、受信フォーカスを行うために上述した処理の逆を行うことができる。換言すれば、入ってくる信号は、トランスデューサ素子によって受信され、信号処理のためにシステムに渡される前に電子的な時間遅延を受けることができる。この最も単純な例は、遅延和ビームフォーミングと呼ばれる。時間の関数としてトランスデューサアレイの受信フォーカシングを動的に調整することが可能である。
ここで、ビームステアリングの機能を見ると、トランスデューサ素子に時間遅延を正しく適用することによって、トランスデューサアレイを離れるときに、超音波ビームに所望の角度を付与することが可能である。例えば、トランスデューサアレイの第1の側面上のトランスデューサを起動させ、続いて、残りのトランスデューサを、アレイの反対側で終了するシーケンスで起動させることによって、ビームの波面は、第2の側面に向かって角度が付けられることになる。トランスデューサアレイの法線に対するステアリング角度の大きさは、後続トランスデューサ素子の起動間の時間遅延の大きさに依存する。
さらに、ステアリングビームをフォーカスすることが可能であり、ここで、各トランスデューサ素子に適用される総時間遅延は、焦点時間遅延とステアリング時間遅延の両方の和である。この場合、トランスデューサアレイは、フェーズドアレイと呼ばれる。
それらの活性化のためにDCバイアス電圧を必要とするCMUTトランスデューサの場合、トランスデューサコントローラ18は、トランスデューサアレイのためのDCバイアス制御部45を制御するために結合することができる。DCバイアス制御部45は、CMUTトランスデューサ素子に印加されるDCバイアス電圧を設定する。トランスデューサアレイの各トランスデューサ素子に対して、典型的にはチャネルデータと呼ばれるアナログ超音波信号が、受信チャネルを介してシステムに入る。受信チャネルでは、部分的にビームフォーマされる信号がマイクロビームフォーマ12によってチャネルデータから生成され、次いで、主受信ビームフォーマ20に渡され、そこで、トランスデューサの個々のパッチからの部分的にビームフォーマされる信号が無線周波数データと呼ばれる完全にビームフォーマされる信号に結合される。各ステージで実行されるビームフォーミングは、上述のように実行されてもよく、又は追加の機能を含んでもよい。例えば、主ビームフォーマ20は128のチャネルを有してもよく、その各チャネルは十数個又は数百個のトランスデューサ素子のパッチから部分的にビーム形成される信号を受信する。このようにして、トランスデューサアレイの数千のトランスデューサによって受信される信号は、単一のビーム形成信号に効率的に寄与することができる。
ビーム形成される受信信号は、信号プロセッサ22に結合される。信号プロセッサ22は受信したエコー信号を、帯域通過フィルタリング、デシメーション、I及びQ成分分離、及び高調波信号分離のような様々な方法で処理することができ、これらの信号は組織及びマイクロバブルから戻される非線形(基本周波数の高次高調波)エコー信号の識別を可能にするように、線形及び非線形信号を分離するように作用する。また、信号プロセッサは、スペックル低減、信号複合化、及びノイズ除去などの追加の信号強調を行ってもよい。信号プロセッサ内のバンドパスフィルタは追跡フィルタとすることができ、その通過帯域はエコー信号が奥行きの増加から受信されるにつれて、より高い周波数帯域からより低い周波数帯域へとスライドし、それによって、典型的に解剖学的情報を欠くより大きな奥行きからより高い周波数におけるノイズを排除する。
送信及び受信のためのビームフォーマは、異なるハードウェアで実施され、異なる機能を有することができる。もちろん、受信器ビーム成形器は、送信ビーム成形器の特性を考慮に入れて設計される。図1では、単純化のために、受信器ビームフォーマ12、20のみが示されている。完全なシステムでは、送信マイクロビームフォーマを備えた送信チェーン、及び主送信ビームフォーマも存在するのであろう。
マイクロビームフォーマ12の機能は、アナログ信号経路の数を減少させるために信号の最初の組み合わせを提供することである。これは、典型的にはアナログ領域で実行される。
最終的なビーム成形は、主ビームフォーマ20で行われ、典型的にはデジタル化後である。
送信及び受信チャネルは、固定周波数帯域を有する同じトランスデューサアレイ6を使用する。しかしながら、送信パルスが占める帯域幅は、使用される送信ビームフォーミングに応じて変化し得る。受信チャネルはトランスデューサ帯域幅全体(これは古典的なアプローチ)を捕捉することができ、又は帯域処理を使用することによって、所望の情報(例えば、主高調波の高調波)を含む帯域幅のみを抽出することができる。
次いで、RE信号、Bモード(すなわち、輝度モード、又は2D撮像モード)プロセッサ26及びドップラープロセッサ28に結合され得る。Bモードプロセッサ26は器官組織及び血管のような身体内の構造の撮像のために、受信される超音波信号に対して振幅検出を実行する。ラインバイライン画像の場合、各ライン(ビーム)は、関連するRE信号振幅がBモードイメージ内のピクセルに割り当てられるべき輝度値を生成するために使用される。画像内の画素の正確な位置は、RE信号関連振幅測定の位置と、RF信号のライン(ビーム)数によって決まる。このような構造のBモード画像は米国特許に記載されているように、高調波又は基本波画像モード、あるいは両方組み合わせで形成することができる。米国特許第6,283,919号(Roundhillら)及び米国特許第6,458,083号(Jagoら)に記載のように、ドップラープロセッサ28は画像フィールド内の血球の流れのような動く物質の検出のために、組織の動き及び血流から生じる時間的に異なる信号を処理する。ドップラープロセッサ28は、典型的には体内の選択される種類の材料から戻されるエコーを通過させるか又は拒絶するように設定されるパラメータを有するウォールフィルタを含む。
Bモード及びドップラープロセッサによって生成される構造及び動き信号は、スキャン変換器32及びマルチプレーナーリフォーマッタ44に結合される。スキャン変換器32は、エコー信号を所望の画像フォーマットで受信した空間関係に配置する。換言すれば、スキャン変換器は、円筒座標系からのRFデータを、超音波画像を画像ディスプレイ40に表示するのに適した直交座標系に変換するように作用する。Bモード画像の場合、所与の座標における画素の明るさは、その位置から受信されるRF信号の振幅に比例する。例えば、スキャン変換器は、エコー信号を二次元(2D)セクタ形状フォーマット又はピラミッド状三次元(3D)画像に配置することができる。スキャン変換器は画像フィールド内の点における動きに対応する色を有するBモード構造画像をオーバレイすることができ、そこでは、所与の色を生成するためにドップラー推定速度が得られる。組み合わされるBモード構造画像及びカラードップラー画像は、構造画像フィールド内の組織及び血流の動きを描写する。マルチプレーナリフォーマット装置は米国特許第6,443,896号(Detmer)に記載されているように、身体の体積領域内の共通平面内の点から受け取ったエコーをその平面の超音波画像に変換する。ボリュームレンダラ42は米国特許第6,530,885号(Entrekinら)に記載されているように、3Dデータセットのエコー信号を所与の基準点から見た投影3D画像に変換する。
2D又は3D画像はスキャン変換器32、マルチプレーナリフォーマッタ44、及びボリュームレンダラ42から画像処理装置30に結合され、画像ディスプレイ40上に表示するために、更に強調、バッファリング、及び一時記憶される。撮像プロセッサは例えば、強い減衰器又は屈折によって引き起こされる音響シャドーイング、例えば、弱い減衰器によって引き起こされる後方強調、例えば、高反射性組織界面が近接して位置する場合の残響アーチファクト等のような、特定の撮像アーチファクトを最終的な超音波画像から除去するように適合されてもよい。さらに、画像プロセッサは最終的な超音波画像のコントラストを改善するために、特定のスペックル低減機能を処理するように適合されてもよい。
撮像に使用されることに加えて、ドップラープロセッサ28によって生成される血流値及びBモードプロセッサ26によって生成される組織構造情報は、定量化プロセッサ34に結合される。定量化プロセッサは、器官のサイズ及び妊娠期間などの構造的測定に加えて、血流の体積速度などの異なる流動状態の測定値を生成する。定量化プロセッサは、測定値が行われるべき画像の解剖学的構造内の点のような、ユーザ制御パネル38からの入力を受け取ることができる。
定量化プロセッサからの出力データはディスプレイ40上の画像を用いて測定グラフィックス及び値を再生するため、及びディスプレイ装置40からの音声出力のために、グラフィックスプロセッサ36に結合される。グラフィックスプロセッサ36は、超音波画像と共に表示するためのグラフィックオーバーレイを生成することもできる。これらのグラフィックオーバーレイは、患者名、画像の日時、撮像パラメータ等の規格識別情報を含むことができる。これらの目的のために、グラフィックプロセッサは、患者名のような入力をユーザインターフェース38から受け取る。また、ユーザインタフェースはトランスデューサアレイ6からの超音波信号の生成、したがって、トランスデューサアレイ及び超音波システムによって生成される画像の生成を制御するために、送信コントローラ18に結合される。コントローラ18の送信制御機能は、実行される機能の1つに過ぎない。コントローラ18はまた、動作モード(ユーザによって与えられる)と、受信器アナログデジタル変換器における対応する必要な送信器設定及び帯域通過設定とを考慮する。コントローラ18は、固定状態を有するステートマシンとすることができる。
ユーザインターフェースはMPR画像の画像フィールドにおいて定量化される測定を実行するために使用され得る複数のマルチプレーナリフォーマット(MPR)画像のプレーンの選択及び制御のために、マルチプレーナリフォーマット器44にも結合される。
本明細書で説明される方法は、処理ユニット上で実行され得る。このような処理ユニットは図1を参照して上述したシステムのような超音波システム内に配置することができ、例えば、上述した画像処理装置30は、以下に詳述する方法ステップの一部又は全部を実行することができる。あるいは、処理ユニットが被験者に関する入力を受信するように適合される監視システムなどの任意の適切なシステムに配置されてもよい。
提案される自動4D超音波処理方法は、2D PISA経胸腔及び経食道エコー検査シーケンス(TTE及びTEE)からの2D近位等速表面領域評価の現在の臨床診療と比較して、弁逆流評価のための改善される信頼性及び精度を提供する。したがって、幾何学的仮定に依存する典型的な2D PISA方法の限界が克服される。さらに、提案した方法は、逆流体積定量化の観察者内及び観察者間再現性を改善する。
本発明はオリフィス収束データから逆流体積を直接推定することを可能にする(2D PISA原理と同様であるが、2D PISA方法で行われる幾何学的仮定を回避する)。別の解法では、左室壁と大動脈弁を包含するのに十分な視野を必要とする左室流入量から左室(LV)流出量を差し引くことにより、逆流体積を間接的に計算する。さらに、本発明は、時間オリフィスセグメント化を提供する。
さらに、本発明は、安定化される弁の視覚化、ならびに弁逆流の理解及び視覚的評価をさらに容易にするグラフィックセグメンテーション及びモデルをユーザに提供する。
図2は、心臓弁逆流を評価するための方法100を示す。
この方法は、関心領域の4D超音波データを取得することによってステップ110で始まる。関心領域は検査される心臓弁を含み、心臓弁は、対象の心臓の弁であってもよい。
弁は、例えば僧帽弁又は大動脈弁であってもよい。
4D超音波データは、3D超音波画像の時間シーケンスを含む。換言すれば、弁を示す3D超音波画像の時間シーケンスが取得される。したがって、所与の弁のビューは、一つ又はそれより多くの心周期にわたって取得され得る。データを取得するために、様々な超音波モダリティを使用することができる。4D超音波データは、Bモード超音波データ及びカラードップラー超音波データの両方を含む。Bモードエコーデータ及びドップラーカラーデータは、古典的な幾何学的方法を用いてスキャン変換される 例えば、4D経食道エコー(TEE)データ及び4D経胸腔エコー(TTE)データを使用することができる。ステップ120では、4D超音波データの3D超音波画像の時間シーケンスの画像に対して画像安定化が実行される。4D超音波データ上で手ぶれ補正を行うことは、Bモード及びカラードップラーデータモードにおいて、安定化される3D時間シーケンスの安定化される画像を提供し、それは次いで、ジェット、弁及び／又はオリフィスの安定化される可視化を得るために使用され得る。安定化は、4D Bモード超音波シーケンスで推定される剛体並進運動(シフト又はオフセットと呼ばれることがある)を低減又は排除する。さらに、安定化は4Dカラードップラー超音波シーケンスにおける同じ動き、特に、例えば僧帽弁の収縮期の間の心臓における心臓弁の周期的な動きを低減又は排除する。手ぶれ補正を高速手ぶれ補正で行うことができる。一例では、高速画像安定化がISBI´13 pp．1182－1185(2013)の議事録において、O. Somphoneら、Fast myocardial motion and strain estimation In 3D cardiac ultrasound with sparse demonsに記載されているような動き推定のためのスパースオプティカルフロー方法を組み合わせることができる。さらに、画像安定化はMICCAI´14ワークショップ Challenge on Liver Ultrasound Tracking(2014)の議事録において、O. Somphoneら、スパースデモンを有する超音波肝臓シーケンスにおけるライブ特徴追跡に記載されているものと同様のドリフト防止機構を有する点選択ルーチン及び／又は軌道分析方法を使用することができる。ポイント選択ルーチンは、ユーザ入力によって示される所定の位置を中心にしてもよい。言い換えると、本方法は、ユーザ入力を受信するステップをさらに含むことができる。ユーザ入力は、さらなる検査のために3D超音波画像を選択することを含んでもよい。さらに、ユーザ入力は、所与の3D超音波画像内のオリフィスを選択することを含むことができる。ユーザ入力はユーザが4D超音波データの3Dフレームを選択することを可能にするグラフィカルユーザインターフェース(GUI)などの任意の適切なユーザ入力デバイスを介して受け取ることができ、例えば、(ジェットが現れる)逆流が発生し、(エコー超音波画像及び／又はドップラーカラー画像に基づいて)1つのそのような3Dフレーム内で観察されるオリフィスをクリックする。ステップ130では、安定化される3D超音波画像の時間シーケンスから動的ジェットがセグメント化される。ジェットセグメント化は数学的形態を使用し、平滑化のための3D超音波画像の全シーケンスにわたる平均化を含み得る。数学的形態は経時的(すなわち、3D超音波画像の時間シーケンスのフレームにわたる)ジェットの平均配向を推定するために使用されてもよい。これは、各画像に対するオリフィスの探索を独立してガイドすることができる。平均化はまた、3D超音波画像の時間シーケンスにわたってジェットの形状の平均化を行うことを指し得る。ステップ140では、動的表面モデルがセグメント化される動的ジェットに基づいて弁に適合される。表面モデルの適合は、ステップ130からセグメント化されるジェットに解析的幾何学的回帰をフィッティングすることを含み得る。アルゴリズムはセグメンテーションによって決定されるように、以前に見出されるジェット方向に沿って僧帽弁などの弁を位置特定し、解析的幾何学回帰を使用して、表面モデルにフィッティングすることができる。表面モデルは、メッシュとして視覚化することができる。ステップ150では、動的逆流オリフィスが動的表面モデル及び安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに基づいて特定される。4D超音波ドップラーカラーデータでは、動的表面モデルによって定義されるように、弁表面に沿ったボリュームを介して探索が実行され、一つ又はそれより多くの逆流オリフィスが識別される。ステップ160では、フロー収束モデルが識別される動的逆流オリフィスに基づいて、安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに適合する。この工程は、オリフィスの識別及びローカライゼーションを改良するのに役立ち得る。識別される逆流オリフィスは、流れの収束モデルを安定化される3D超音波画像の時間シーケンスにフィッティングするために使用され得る。流収束モデルは例えば、ワイヤフレームオブジェクトとして視覚化されてもよい。ステップ170では、識別される逆流オリフィスと安定化される3D超音波画像の時間シーケンスとに基づいて、逆流フローが推定される。このようにして、いくつかのオリフィス、又は様々な形状を有する複雑なオリフィス(スリットオリフィスなど)を、本方法によって取り扱うことができる。したがって、この方法は弁逆流評価を行う必要がある様々なユースケースに適用することができ、最先端のPISA法で行われるピンホールオリフィス仮定に結びつけられるものではない。逆流流値の直接推定はオリフィス表面モデルと流れの収束データから導かれる。これは各フレームについて繰り返されてもよく、逆流フローは逆フローを決定するために心周期のフレームにわたって積分されてもよい。さらに、逆流曲線及び積分逆流体積値を含み得る推定逆流流量値は、ユーザに提供され得る。図3a乃至3cは、3D超音波フレームの時間シーケンスの1つのフレームにおける、図2を参照して上述した方法からの視覚化される出力を示す(TEEデータに適用される)例示的な例を示す。図3aは、推定ジェット中心ライン230及びジェット軸240を有する弁表面220に近接したセグメント化されるジェット210を示す。図3bは、適合されるフロー収束モデル260を備えた弁表面モデル250の2D図を示す。図3cは、Bモード超音波画像フレーム内のセグメント化オリフィス270を示す。本発明は、TEE又はTTE 4D色データからの僧帽弁逆流の定量化に特に興味深い。しかし、僧帽弁流入の定量化、大動脈流出の定量化、及び実際に他の弁の分析にも使用することができる。
開示される実施形態に対する変形は図面、開示、及び添付の特許請求の範囲の検討から、特許請求される発明を実施する際に当業者によって理解され、実施されることができる。特許請求の範囲において、単語「有する」は他の要素又はステップを排除するものではなく、不定冠詞「a」又は「an」は複数を排除するものではない。単一のプロセッサ又は他のユニットは、特許請求の範囲に列挙されるいくつかのアイテムの機能を満たすことができる。特定の手段が相互に異なる従属請求項に記載されているという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを示すものではない。コンピュータプログラムが上述されている場合、それは他のハードウェアと一緒に又はその一部として供給される光記憶媒体又はソリッドステート媒体などの適切な媒体上に記憶／配布されてもよいが、インターネット又は他の有線もしくは無線電気通信システムなどを介して、他の形態で配布されてもよい。用語「適合される」が特許請求の範囲又は説明において使用される場合、用語「適合される」は、用語「構成される」と同等であることが意図されることに留意される。特許請求の範囲におけるいかなる参照符号も、範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。

Claims (15)

  1. 心臓弁逆流を計算するための方法であって、前記方法は、
    関心領域の4D超音波データを取得するステップであって、前記関心領域は心臓弁を含み、前記4D超音波データは、Bモード超音波データ及びカラードップラー超音波データを有する3D超音波画像の時間シーケンスを有する、ステップと、
    前記3D超音波画像の時間シーケンスの前記画像に対する画像安定化を実行するステップと、
    前記安定化される前記3D超音波画像の時間シーケンスからの動的ジェットをセグメント化するステップと、
    前記セグメント化される動的ジェットに基づいて前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスにおける前記弁に動的表面モデルをフィッティングするステップと、
    前記動的表面モデル及び前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに基づいて動的逆流オリフィスを識別するステップと、
    前記識別される動的逆流オリフィスに基づいて前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスにフロー収束モデルをフィッティングするステップと、
    前記識別される逆流オリフィス及び前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに基づいて逆流流量を推定するステップと
    を有する、方法。
  2. 前記方法は、ユーザ入力を受信するステップをさらに有し、前記ユーザ入力は、
    一つ又はそれより多くの3D超音波画像を選択するステップと、
    3D超音波画像内のオリフィスを選択するステップと
    の一つ又はそれより多くを有する、請求項1に記載の方法。
  3. 前記画像安定化を実行するステップは高速画像安定化を有する、請求項1乃至2の何れか一項に記載の方法。
  4. 前記高速画像安定化は、スパースオプティカルフロー法を、前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに適用するステップを有する、請求項3に記載の方法。
  5. 前記画像安定化を実行するステップは、前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに点選択ルーチンを適用するステップを有する、請求項1乃至4の何れか一項に記載の方法。
  6. 前記画像安定化を実行するステップは、前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに関して軌道解析を実行するステップを有し、前記軌道解析はアンチドリフト機構を有する、請求項1乃至5の何れか一項に記載の方法。
  7. 前記動的ジェットをセグメント化するステップは、前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスにわたって平均化するステップを有する、請求項1乃至6の何れか一項に記載の方法。
  8. 前記平均化するステップは、前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスにわたって前記動的ジェットの前記形状を平均化するステップを有する、請求項7に記載の方法。
  9. 前記平均化するステップは、前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスにわたって前記動的ジェットの方向を平均化するステップを有する、請求項7乃至8の何れか一項に記載の方法。
  10. 前記動的表面モデルをフィッティングするステップは、解析的幾何回帰を有する、請求項1乃至9の何れか一項に記載の方法。
  11. 前記方法は、前記推定される逆流流量に基づいて逆流体積を推定するステップをさらに有する、請求項1乃至10の何れか一項に記載の方法。
  12. コンピュータプログラムがコンピュータ上で実行されるとき、請求項1乃至11の何れか一項に記載の方法を実施するように構成されるコンピュータプログラムコード手段を有するコンピュータプログラム。
  13. 処理ユニットであって、前記処理ユニットは、
    関心領域の4D超音波データを取得し、前記関心領域は心臓弁を有し、前記4D超音波データは、Bモード超音波データ及びカラードップラー超音波データを有する3D超音波画像の時間シーケンスを有し、
    前記3D超音波画像の時間シーケンスの画像について高速画像安定化を実行し、
    前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスからの動的ジェットをセグメント化し、
    前記セグメント化されるジェットに基づいて、前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスにおいて前記弁に動的表面モデルをフィッティングし、
    前記表面モデル及び前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに基づいて動的逆流オリフィスを識別し、
    フロー収束モデルを、前記識別される動的逆流オリフィスに基づいて前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスにフィッティングし、
    前記識別される逆流オリフィス及び前記安定化される3D超音波画像の時間シーケンスに基づいて逆流フローを推定する
    ように構成される、処理ユニット。
  14. 前記システムは、
    請求項13に記載の処理ユニットと、
    前記4D超音波データを取得するように構成される超音波プローブと
    を有する、 超音波システム。
  15. ユーザ入力を受信するように構成されるユーザインターフェースをさらに有する、請求項14に記載のシステム。
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